CN105324074A

CN105324074A - 利用生物阻抗测量脑生理参数

Info

Publication number: CN105324074A
Application number: CN201480033505.6A
Authority: CN
Inventors: S.本-阿里; S.马科维奇; G.本-波拉思
Original assignee: Orsan Medical Technologies Ltd
Current assignee: Orsan Medical Technologies Ltd
Priority date: 2013-04-12
Filing date: 2014-04-11
Publication date: 2016-02-10
Also published as: WO2014167418A3; US20140371545A1; JP2016519606A; EP2983583A2; WO2014167418A2

Abstract

本申请公开了用于检测和/或监测脑病理的仪器和方法。在一个实施方案中，公开了包括至少一个处理器的脑血液动力学测量仪。至少一个处理器经配置以通过至少一个传感器接收与受试者的脑有关的至少一个信号。至少一个处理器经配置以根据所述至少一个信号测定由心脏搏动引起的脑血容量的改变。至少一个处理器经配置以根据所述至少一个信号测定由心脏搏动所致颅内压的改变。还配置至少一个处理器以根据脑血容量的改变、颅内压的改变和顺应性指标估算平均颅内压。

Description

利用生物阻抗测量脑生理参数

相关申请

本申请根据35U.S.C.§119(e)条款要求2013年4月12日提交的美国临时申请号61/811,199的优先权权益，其整体通过引用结合到本文中。

技术领域

本公开内容特别描述了用于检测和/或监测脑病理的机制。

发明背景

脑病理可导致临时性脑损伤、永久性脑损伤或死亡。脑病理的实例包括缺血性和出血性卒中、创伤性脑损伤(TBI)和血管痉挛。这些脑病理的症状常常包括颅内压(ICP)升高。例如，当脑组织受损时，受损的组织可发生水肿和出血，两者均导致ICP升高。为了防止额外的脑损伤，可通过将压力探头插入颅腔隙来监测ICP。这是一种侵入性过程，通常涉及钻通颅骨(通常在未受累区域)，通过钻出的孔插入探头，用螺帽把探头固定在颅骨上，或通过将导管贯穿头皮。这种侵入性方法通常涉及与探头插入健康脑组织或脑室腔隙有关的风险和被侵入性探头感染的风险。

可以使用非侵入性方法和装置测量和监测ICP和可在临床上用于诊断卒中、创伤和可能影响脑功能的其它病况的其它颅内生理参数。这些参数可包括例如脑血容量、脑血流量、脑灌注压、脑血管自身调节功能和脑水肿状态。

监测或检测ICP和其它颅内生理参数的一种方法可包括将探头物理性插入脑脊液或实质中、血管造影术、计算机断层血管造影术(CTA)、灌注计算机断层摄影术(PCT)、经颅多普勒超声(TCD)、正电子发射断层摄影术(PET)和磁共振成像(MRI)和磁共振血管造影术(MRA)。用于检测或监测ICP和其它颅内生理参数的一些非侵入性方法可能需要例如用于进行CT、PCT、PET和/或MRI程序的机器。在某些情况下，在其中可能需要定期、连续或频繁监测颅内生理特性的情况下，缺乏连续监测、这些机器的成本、其有限的移动性和/或其每次使用的大量费用，可能限制其有用性。

以上描述只是示例性地用于提供大体的背景，并不限制所描述和要求保护的系统、方法、装置和特征的不同实施方案。

本公开内容几个方面的概述

所公开的示例性实施方案可包括接收和分析表示生物阻抗的阻抗体积描记术(IPG)信号的装置和方法。更具体地说，它们可包括用于接收和分析信号并输出用于估计脑生理状况的信息的仪器。

在本公开内容的一个实施方案中，提供脑血液动力学测量装置。脑血液动力学测量装置可包括经配置通过至少一个传感器接收与受试者的脑有关的至少一个信号的至少一个处理器，根据至少一个信号测定源于心脏搏动的脑血容量的改变，根据至少一个信号测定因心脏搏动所致颅内压的改变，测定源于至少一个信号的静止部分的顺应性指标(complianceindicator)，并根据脑血容量的改变、颅内压的改变和顺应性指标估算平均颅内压。

在本公开内容的另一个实施方案中，提供脑血液动力学测量仪。脑血液动力学测量仪可包括至少一个处理器，该处理器经配置向位于受试者头部第一部分的第一对电极发送至少一个信号，从位于受试者头部第二部分的第二对电极接收至少一个IPG信号，从IPG信号提取对应于受试者头部第一部分和第二部分的至少一个交叉IPG波形，并根据至少一个交叉IPG波形的改变估算平均ICP。

在本公开内容的又一个实施方案中，提供脑血液动力学测量仪。脑血液动力学测量仪可包括至少一个处理器，该处理器经配置向与经配置安在受试者头上的载体连接的至少一对电极发送信号，接收与受试者的脑有关的至少一个阻抗体积描记术信号；并利用阻抗体积描记术信号估算脑或血脑屏障的至少一个的损伤的水平。

在本公开内容的再一个实施方案中，提供脑血液动力学测量仪。脑血液动力学测量仪可包括经配置通过至少一对电极接收与受试者的脑有关的至少一个信号的至少一个处理器，从与受试者的脑有关的至少一个信号提取至少一个阻抗波形，并根据至少一个阻抗波形确定血管痉挛的发生。

附图简述

并入并构成本说明书的一部分的附图和描述一起用来解释本文所述实施方案的原理。图中：

图1提供所公开的实施方案的示例性IPG测量仪的示意图；

图2提供脑主动脉的示意图；

图3提供所公开的实施方案的受试者脑中的示例性生物阻抗信号途径的示意图；

图4提供所公开的实施方案的IPG测量仪硬件的示意图；

图5a提供示例性颅内压波形的示意图；

图5b提供与所公开的实施方案的颅内压波形同时记录的示例性阻抗量值波形(magnitudewaveform)的示意图；

图5c提供与颅内压同时记录的示例性阻抗相位波形(phasewaveform)的示意图。图2表示健康脑的ICP波形；

图6a提供在正常条件下获自健康脑的颅内压波形的示意图；

图6b提供获自病理性脑的颅内压波形的示意图；

图6c提供在颅内压增高的条件下获自脑的颅内压波形的示意图；

图6d提供获自具有高水平的水肿或流体积累的脑的颅内压波形的示意图；

图7图示说明脑顺应性曲线(compliancecurve)；

图8是说明呼吸周期内颅内压和动脉血压的舒张值的示图；和

图9说明示例性组织生物阻抗模型。

图10说明水肿史的示例性示图；

图11说明自经历血管痉挛的患者记录的IPG波形；和

图12说明自接受血管痉挛治疗后的患者中记录的IPG波形。

发明详述

与参照附图一样，现将详细参照示例性实施方案。在某些情况下，在整个附图和下面的描述中会使用相同的参考号以指相同或类似的部分。足够详尽地描述了这些实施方案，以使本领域技术人员能够实施所公开的实施方案，并且要了解，可以采用其它实施方案，并且可在不偏离公开的实施方案的范围的情况下进行改动。因此，不得以限制性意义解释下面的详细描述。

除非另有定义，否则本文使用的所有技术和/或科学术语都具有与实施方案所属领域普通技术人员通常理解的相同的含义。虽然与本文所述的那些类似或等同的方法和材料可用于实施方案的实施和测试，但是下面描述了示例性方法和/或材料。万一有冲突，则应以本专利说明书(包括定义)为准。另外，材料、方法和实施例只是说明性的，并无意必需是限制性的。

所公开的示例性实施方案可包括用于接收和分析表示生物阻抗的阻抗体积描记术(IPG)信号的装置和方法。更具体地说，它们可包括用于接收和分析信号并输出用于估算脑生理状况的信息的仪器。在本公开内容的一些实施方案中，估算的脑生理状况可包括与ICP有关的状况。在一些实施方案中，估算的脑生理状况可能是与ICP的平均值有关的状况。

本文所用术语“ICP的平均值”是指在比心跳长的时间间隔内测量的颅内压的平均水平。在一些实施方案中，ICP的平均值是指在对应于整数次心跳的时间间隔内测量的颅内压的平均水平，使得平均求出搏动分量或动态分量(dynamiccomponent)。测量ICP的平均值期间的时间值可与一次心跳一样短，或可延续好几分钟或小时。实际上，ICP的平均值本身可能是动态的。由于诸如水肿发生、流体积累和患者知觉等因素所致，在例如一分钟内测量的ICP的平均值，可能在几小时或几天的进程中改变。ICP平均值的这些改变可通过范围从约半小时到几小时或几天的时间标度进行表征。

可根据几个因素测定ICP，所述因素包括脑血容量(CBV)，其受脑血流量、水肿状态(即胞内/胞外流体积累)和脑脊液(CSF)容量影响。因此，在一些实施方案中，可通过测定CBV、水肿状态和/或CSF容量来估算和监测ICP。本文公开的示例性装置和方法描述了通过使用IPG监测、估算和测定CBV、水肿状态和CSF容量的方法。

阻抗体积描记术(IPG)可用来测量ICP。在ICP的IPG测量中，可使用置于患者头皮、颈和/或胸外部的电极驱动电流进入患者并测量所得电压。可使用阻抗体积描记术(IPG)测量仪测量与患者的右半球和左半球或头部的不同部分或患者身体的其它部位有关的两组所得电压。IPG测量仪可比较驱动电流和所得电压以测定受试者头部的生物阻抗测量。可至少部分通过所述生物阻抗测量来测定ICP。

本公开内容的实施方案可包括用于非侵入性颅内生理参数的测量仪。在一个示例性实施方案中，IPG测量仪可包括例如支持构件例如头套(headset)、绑头带或用以携带或存放另外的功能构件的其它构架构件。可整合的另外的结构可包括电极、电路、处理器、传感器、导线、传输器、接收器和适于获取、处理、传输、接收和分析电信号的其它装置。IPG测量仪另外可包括扣件、粘合剂和利于附着在受试者身体上的其它构件。如本文所用，颅内生理测量仪不必包括所有这类特征。

图1提供示例性IPG测量仪100的示意图。该示例性仪器100可包括通过头套120固定在受试者头上的电极110。电极110可通过导线131与脑灌注监测器130连接(或可备选包括无线连接)。

在本公开内容的一些示例性实施方案中，颅内生理测量仪可包括经配置以执行行动的至少一个处理器。本文所用术语“处理器”可包括对一项或多项输入进行逻辑运算的电路。例如，所述处理器可包括一个或多个集成电路、微芯片、微控制器、微处理器、中央处理器(CPU)的全部或部分、图形处理器(GPU)、数字信号处理器(DSP)、场可编程门阵列(FPGA)或适于执行指令或进行逻辑运算的其它电路。至少一个处理器被配置成当其提供对执行行动的指令的访问，用执行行动的指令编程，包含执行行动的指令，或另外使得执行行动的指令能够执行时可执行该行动。可直接通过处理器中永久或临时保存的信息，或通过由处理器访问或向其提供的指令，为至少一个处理器提供所述指令。向处理器提供的指令可以计算机程序形式提供，所述计算机程序包括有形地体现在信息载体上，例如在机器可读的存储装置，或任何有形的计算机可读介质中的指令。计算机程序可以任何形式的编程语言(包括编译语言或解释语言)编写，并且可以任何形式部署，包括作为独立程序或作为一个或多个模块、部件、子程序或适用于计算环境的其它单元。至少一个处理器可包括专用硬件、通用硬件或两者的组合以执行相关指令。在一些实施方案中，至少一个处理器可包括用于接收和解释IPG信号的任务的专用硬件；下面更详细地描述了这些实施方案。至少一个处理器还可包括集成通信接口，或可与至少一个处理器分开和隔开地包括通信接口。可配置至少一个处理器以通过与其中存储执行特定功能的指令的内存定位或存储装置连接来执行该功能。

IPG传感器的示例性实施方案可包括各种配置。IPG传感器可包括经配置递送交流电的至少一个电极和经配置测量所得电压的至少一个电极。在一些实施方案中，IPG传感器可包括用于电流递送的两个电极和用于电压测量的两个电极。在一些实施方案中，所述至少一个电压接收电极和所述至少一个电流递送电极的部分或全部可包括在同一物理结构中。即，单个物理电极可起电压接收电极和电流递送电极两者的作用。电压测量电极可与特定的电流递送电极有关。可配置与电流递送电极有关的电压测量电极以测量与通过该特定的电流递送电极递送的电流有关的电压。在一些实施方案中，相关电极可在患者上彼此位置相当接近或位于基本上相同的位置。在其它实施方案中，相关电极可在患者上彼此位置远离。

按照一些所公开的实施方案，可配置至少一个处理器以接收信号。本文所用的信号可包括任何时间变化或空间变化的量。接收信号可包括通过传导工具(例如导线或电路)获取信号；接收无线发射的信号；和/或接收之前记录的信号，例如存储在内存中的信号。接收信号可进一步包括信号接收领域已知的其它方法。

图1中图示的经配置接收和分析与受试者的脑有关的一个或多个IPG信号的至少一个处理器160可包括在脑灌注监测器130中，作为示例性IPG测量仪100的一部分。可配置处理器160以执行本文所述信号分析方法的全部或一些，或所述功能的一些可通过单独的处理器执行。还可配置处理器160以执行本领域技术人员已知的任何普通信号加工任务，例如过滤、去噪等。可进一步配置处理器160以执行本文所述信号分析技术特有的前处理任务。所述前处理任务可包括但不限于消除信号伪差，例如运动伪差。

可配置处理器160以从图1的示例性头套120中所包括的一个或多个电极110接收信号。电极110可单个、成对或以其它编组形式排列，这取决于实施。可安排示例性头套120上的电极以便获取IPG信号。IPG信号可通过两个传感器部件150测量，所述传感器部件例如布置在对应于脑的右半球和左半球的头的右侧和左侧。虽然图1中只显示一个传感器部件150，但受试者头部对侧可包括类似的电极安排。另外，各个传感器部件150可包括一对前电极即前电流电极111和前电压电极112及一对后电极，即后电流电极114和后电压电极113。可调节各对之间的距离，使得满足颅内生理状况的特定方面。图1所描绘的电极配置只是适当电极配置的一个实例。另外的实施方案可包括较多或较少的电极110，此外或备选地安排在示例性头套120的不同区域。其它实施方案可包括与示例性头套120相比在备选成形的头套上配置以达到受试者头部不同区域的电极110。

成对的电极110可包括电流输出电极和电压输入电极。例如，前电流电极111和前电压电极112可形成电极对。在一个实施方案中，输出电流可通过脑灌注监测器130产生，并在前电流电极111和后电流电极114之间通过。输出电流可包括1KHz-1MHz范围的不变振幅和稳定频率的交流电(AC)信号。可测量前电压电极112和后电压电极113之间因输出电流产生的输入电压。输入电压可按与输出电流相同的频率测量。输出电流信号(例如测量信号)和输入电压信号(例如响应信号)之间的比较可用于提取受试者的阻抗波形。更具体地说，生物阻抗的量值可计算为输入电压信号振幅与输出电流振幅信号的比率，并且生物阻抗的相位可计算为输出电流信号籍以引导输入电压信号的相差。按需要，另外的阻抗分量可自输出电流信号和输入电压信号或自生物阻抗量值和相位计算。

在一个示例性实施方案中，可将4个IPG传感器与患者连接，每个传感器包括4个电极。1个IPG传感器可与患者颈或胸部连接，可从进入颅腔隙的血液获取并提供信号。该信号可用作参比。第2个IPG传感器可与头皮上部连接，可获取并提供与接近颅骨上部的脑运动有关的和来自离开颅腔的血液的信号。另外，1个IPG传感器可与患者头部各侧连接，可获取并提供对应于颅腔内的脑运动、血容量和每个脑半球的主动脉中和/或脑组织内的流量的信号。

IPG信号还可包括在不止单一AC频率下的输出电流。输出电流可包括例如在1KHz-1MHz范围内的一组预先确定的频率和振幅，在所有所述频率下或一部分所述频率范围下检测电压。

血液和流体流入和流出头部（更具体地说，脑）可导致颅生物阻抗的改变，所述颅生物阻抗的特征在于通过电极110测量的IPG信号。生物阻抗改变可与头和脑的血容量和血压以及脑内其它的流体的体积和压力相关。心动周期、呼吸周期和ICP慢波周期影响脑中血液和其它流体两者的体积和压力。一般来说，由于当与存在于头中的组织相比时血液和其它流体具有相对低的阻抗，因此较高的血液或流体容积导致较低的阻抗量值。与脑内不同的血液和流体体积和压力相关的阻抗改变还可引起脑阻抗的频率响应的变化。比较不同频率下的生物阻抗测量可提供表明血液动力特性的额外信息。

示例性头套120可包括用于加强生物阻抗测量或用于进行除生物阻抗测量以外的测量的另外的装置或构件，例如一个或多个附加传感器140。在一个实施方案中，附加传感器140可包括例如发光二极管141和用于与生物阻抗信号测量联合或作为生物阻抗信号测量的备选方案进行光体积描记术(PhotoPlethysmography，PPG)测量的光检测器142。示例性头套120可进一步包括用于信号处理或其它应用的各种电路170，并可包括无线传送数据至脑灌注监测器130或至其它位置的能力。在另一个实施方案中，脑灌注监测器130可与头套120整合。虽然在图1的实例中有说明，但是附加传感器140和电路170可省略。

示例性头套120可包括用于将电极110连接、包绕和固定在患者头上的各种工具。例如，头套120可包括连接形成围绕患者头部的环或带的两个或更多个单独的部件。这些方面的任一个，可调节以适合患者的头部，所述这些方面包括带、扣件、电极夹、配线、钩环连接带(hook-and-Loopconnectorstrips)、搭扣、钮扣、钩子等。示例性头套120的部分可为实质上挠性的，示例性头套120的部分可能基本上是非挠性的。例如，示例性装置120的包括电极的部分可能基本上是非挠性的，从而尤其将电极110实质上地固定在患者头部特定的解剖位置上。此外或备选，其它部分，例如将示例性头套120保持在患者头部的带或连接物基本上可为挠性的、弹性的和/或形状适宜的。

示例性头套120的任何部分可专门设计、成形或手工制作以适合于患者解剖学的特定或具体部分。例如，示例性头套120的部分可手工制作以适合于患者耳的附近、周围或相邻处。示例性头套120的部分可专门设计、成形或手工制作以适合颞部、额和/或使电极110定位于特定的解剖位置或其它位置。可使示例性头套120的部分成形，使得电极110(或其它所包括的测量装置)存在于用于检测患者头或脑中血液和流体流量特性的特定位置。所述血流量的实例可发生于本文所述任何血管中，例如向头和/或脑提供血液的动脉和脉管系统，不论血管是在脑中还是向脑供血。

示例性头套120可包括适于改进患者舒适性和/或贴附于患者的特征。例如示例性头套120可包括装置上允许患者皮肤通风的孔。示例性头套20可进一步包括衬垫、软垫、稳定物、毛皮、泡沫毡或增加患者舒适性的任何其它材料。

如前提及的，除用于测量生物阻抗的电子装置或包括电极的装置（electricalorelectrodeincludingdevice）以外或作为其备选物，示例性头套120可包括一个或多个附加传感器140。例如，附加传感器140可包括经配置以从患者部位获取PPG数据的一个或多个部件。附加传感器140可包括任何其它合适的装置，且不限于图1所示的单个传感器。附加传感器140的其它实例包括用于测量局部温度的装置(例如热电偶、温度计等)和/或用于进行其它生物测量的装置和用于测量患者的运动或体位保持的装置(例如加速计和/或眼径计)。

示例性头套120可包括任何合适形式的通信机制或装置。例如，可配制头套120以无线传达或接收数据、指令、信号或其它信息至另一个装置、分析仪器和/或计算机。合适的无线通信方法可包括射频、微波和光通信，并可包括标准方案例如蓝牙、WiFi等。除这些配置以外或作为其备选，示例性头套120还可包括经配置传达或接收数据、指令、信号或其它信息至另一装置、分析仪器和/或计算机的导线、连接器或其它管道。示例性头套120还可包括任何合适类型的连接器或连接能力。所述合适类型的连接器或连接能力可包括任何标准计算机连接(例如通用串行总线连接、火线连接、以太网或允许数据传输的任何其它连接)。所述合适类型的连接器或连接能力还进一步或备选包括经配置用于示例性仪器100或经配置用于其它装置和应用的专用端口或连接器。

图2提供脑脉管系统200的主要特征的示意图。图2中的脑脉管系统从脑下观察，页面上部代表受试者的前面。供应到脑201的血液来自横贯颈部（transversingtheneck）的4个主动脉。较大的两个是在颈前部的右和左颈内动脉(ICA)210。椎动脉(VA)220位于颈后面并合并形成基底动脉(BA)230。颈内动脉和基底动脉通过后交通动脉(未显示)和前交通动脉(未显示)连接形成大脑动脉环(CircleofWillis,COW)。在理想的患者中，COW是甚至当一个或多个供血动脉封闭时，允许血液供应至脑201的连接动脉的网络。

将血液供应到脑201的主动脉是大脑中动脉(MCA)240、大脑前动脉(ACA)250和大脑后动脉(PCA)260。

图3提供受试者脑201中的示例性阻抗信号途径310的示意图。示例性配置说明通过右和左脑半球各自的多个信号途径310。多个信号途径在通过头套120固定在受试者头上的电极110之间延伸。信号途径310的阻抗可受沿该途径血液存在与否影响，因为血液具有相对低的阻抗。信号途径310的至少一些可能与脑脉管系统一致。因此可测量表明脑201的血管中的血液动力特性(例如压力、血流量或容量)和/或CSF容量的信号性质。生物阻抗的改变因此可表明脑201中的压力、血流量或血容量和/或CSF容量的改变。图3中所描绘的信号途径310代表了可存在于信号途径310的普遍区域中无限数目的途径的仅少数部分。

在本公开内容的一些实施方案中，与受试者脑相关的IPG信号可包括至少左半球IPG信号和右半球IPG信号。如本文所用的左或右半球IPG信号，可包括反映出与之相关的脑侧的阻抗特性的IPG信号。左和右半球IPG信号可获自头的任一侧，因为左半球的阻抗特性可获自受试者头部右侧的位置，反之亦然。与受试者脑的具体一侧有关的IPG信号还可获自其它位置，例如颈动脉所处的受试者的颈部，或获自脑前部分和后部分。

按照本公开内容的实施方案，IPG波形可用来测定ICP，更具体地说，平均ICP。如上所述，ICP可受3个普通的颅内相关因素影响：CBV、水肿状态和CSF容量。ICP还可受身体的几个临床参数影响，包括但不限于心动周期、呼吸周期和对应脑血流量的机体自然血管脑自身调节的ICP慢波周期。这3个因素可在不同的时间标度上影响ICP。ICP信号的最高频率变化可能与因心脏跳动引起的动脉血压改变和心动周期有关。在较低的频率下，在ICP中可检测呼吸周期的影响和胸内压的相应改变。在甚至更低的频率下，数十秒到几分钟级次的时间段的ICP慢波或平顶波(plateau-wave)对应于血管脑自身调节机制的反应性时间标度。ICP慢波是具有约20秒种和几分钟之间的时间段的压力变化。ICP慢波可能与由血管脑自身调节机制引起的生理脑改变有关。

图4说明本公开内容的示例性实施方案的脑灌注监测器130的其它特征。

开关元件180可用来使电极配置在头套120中重新安排以获取IPG信号。例如，一对前电压和电流电极110可用来提供前额IPG信号，一对后电压和电流电极110可用来提供颅内IPG信号。左/右安排和前/后安排可通过开关元件180用电或机械开关。可包括开关元件180作为处理器160的一部分，或开关元件180可以是单独的元件。在另一个实例中，传感器内的电流递送或电压测量电极可作用互换。在又一个实例中，与具体电压测量电极有关的电流递送电极可以被开关。在再一个实例中，不同传感器中的电极可被指派执行新的或不同的功能，例如从患者的不同位置安排电流递送或电压测量。一般来说，可配置IPG测量仪以使仪器中所包括的任何电极不论包括在哪一个传感器中，都能够与包括在该仪器中的任何其它电极联合执行本文考虑的任何功能。

可配置电极以极高的速率开关，频繁到每几毫秒开关，并且可以配置执行单一任务持续每次几秒种或几分钟。

通过开关，IPG测量仪可从不同的传感器配置和位置获取数据，与常规固定传感器或电极相比，其可提供有关患者脑状态的额外信息。

在一些实施方案中，可配置IPG测量仪130以利用两个或更多个硬件信号通道接收IPG信号。在一些这样的实施方案中，可例如通过在每次测量中使用不同的交流电频率，来同时测量多个IPG信号。采用该技术，获自每次测量的电压信号可通过关于其相应电流硬件信号通道之一而解调。

在其它实施方案中，可如上所述配置IPG测量仪130以在操作传感器的不同配置之间有规律地开关以向多重硬件信号通道递送IPG信号。各个配置可由一对操作传感器限定，可从所述操作传感器获取信号以递送给多重信号通道并通过多重信号通道分析。

为了最小化或防止各个IPG传感器的相消干涉，可以不同频率将交流电递送到各个传感器中。在进一步的实施方案中，IPG测量仪130不仅可分析通过电压测量电极从有关电流递送电极接收的信号，还可以分析通过电压测量电极接收的无关电流递送电极的信号，即交叉信号。

可通过使用使电流通过受试者的头或脑的第一对电极，并使用测量在受试者的头或脑中诱生的电压的第二对电极，获取交叉信号或交叉IPG信号。在传感器（包括位于头部每侧的一对电压和电流传感器）的半球配置中，例如，测量由在头的另一侧驱动的电流在头的一侧诱生的电压的交叉信号可提供来自脑中央区域的信息，因为电流经颅从一个球输送到另一个半球。

在一些实施方案中，可以以在测量进程中，在至少两个固定频率之间或在某个频率谱内连续变化的频率来递送交流电。可通过用在患者间不同的或在各个体患者中变化缓慢的一个或多个临床参数鉴定数据对频率的依赖性，利用在不同频率下接收的数据的比较来校准测量。

按照本公开内容，可从通过至少一个处理器所接收的任何信号中提取一种或多种波形。提取的波形可包括例如代表阻抗分量及其随时间而变化的波形。阻抗分量可包括例如阻抗的量值和相位或阻抗的电阻分量和电抗分量。提取的波形还可通过这些分量的不同组合表征。如本文所用的波形，如果其可由信号获得或如果其可使用信号确定，则可被视为从IPG信号中“提取”。

如本文所述的至少一个处理器160可包括基于软件和基于硬件的分析部件两者。在一些实施方案中，用于执行信号接收和波形提取的示例性系统可通过一个或多个基于硬件的处理器实施。即，在一些实施方案中，可通过专用处理器，尤其设计用于信号处理的，例如数字信号处理器(DSP)或场可编程门阵列(FPGA)，进行信号接收和波形提取步骤。由于可配置DSP或FPGA以在下列方法中通过硬件配置而不是软件编程来实施步骤，因此可能能够以比基于软件的方法高得多的速率处理数据。这种较高的处理速率可使得复杂信号(例如本文所述IPG信号)能够以与其接收基本相同的速率实时处理。有关信号处理的本文所用术语“实时”是指发生得快得足以跟上外部进程的信号处理。因此，被测量的物理信号的任何改变可随后快速地，在小于5秒钟、小于3秒钟、小于1秒钟、小于半秒钟、小于100毫秒、小于50毫秒内或更快的时间内反映在输出的数据中。在信号接收和处理信号输出之间可能有短的等数时间，但实时信号处理的一个结果是提供以与接收数据基本相同的速率输出处理数据，而又不累积随时间增加的未处理数据积压的能力。如上所述，IPG测量仪可包括多重硬件信号通道。硬件信号通道可包括传输部件181和接收部件182。图4说明通过开关元件180(可控制所述开关元件180以改变硬件信号通道向哪对电极对传输和从哪对电极对接收)与输出/输出导线131连接的单一硬件信号通道。输出/输出导线131可与头套装置120来回地传送信号。要了解，需要时，IPG测量仪130可包括任何数目的硬件信号通道。

可配置传输部件181以与介于1Hz和1MHz之间的频率范围相应的连续正弦波、矩形波或任何其它周期性连续波输出电子信号。可进一步配置该系统以在转换到新的时间间隔之前的时间间隔内输出单一频率，其中时间间隔可在几毫秒到几分钟的长度内变化。还可配置传输部件181以一次性地将几个频率的信号一起多路传输用于输出。

传输部件181部件可采用用于以所需频率输出电子信号的任何合适的电路或部件配置，包括例如锁相环路配置，其向接收在数字信号处理器(DSP)或场可编程门阵列(FPGA)中处理的源信号和输出模拟电子信号的模拟转换器提供连续正弦波和数字。可配置传输部件181以通过使用电流源输出恒定的交流电并输出恒定的交流电压。来自传输部件181的电子信号输出可递送至IPG传感器的至少一个电极上以提供IPG测量。

可如下用模拟和数字硬件执行IPG仪器的接收部件182以获得IPG信号的I(同相)和Q(正交)分量。硬件信号通道的接收部件182可包括至少一个模拟数字转换器。可配置第一模拟数字转换器183以通过接收通过至少一个电压测量电极测量的电压接收生理信号。一些实施方案可包括经配置接收对应于来自至少一个电流递送电极的电流的电流信号的第二模拟数字转换器184。电流信号可具有对应于在至少一个电流递送电极上的电流的电压。可例如通过测流计或通过测量穿过已知电阻器(其中电流串联输送)的电压降，来测量至少一个电流递送电极上的电流。在一些实施方案中，与施加于患者的电流有关的信号以数字形式直接从传输部件181的数字源获得，而无需测量患者中诱生的电流。按需要，接收部件可包括任何数目的模拟数字转换器。

在已经接收电压信号和电流信号的情况下，硬件信号通道的接收部件182可如下以示例性方式测定阻抗Z的绝对值。模拟数字转换器183和模拟数字转换器184(如包括的话)(和可以包括的任何其它模拟数字转换器)可以高达5MHz的抽样率（rates）对模拟电压和电流信号采样，并可具有介于18与24位之间的解析度。转换的数字电压信号和数字电流信号然后可通过接收部件的处理部分185接收。如上所述，接收部件182的处理部分185可包括FPGA或DSP。然后可实时使数字电流信号乘以具有零度移相的纯正弦波I0(即正弦波)和相对于I0具有90度移相的第二纯正弦波Q0(即余弦波)。这些乘法得到IC0和QC0。对于接收的数字电压信号，进行类似的乘法，得到IV0和QV0。

这些乘法具有将原信号分成两部分的作用，其第一部分表示同相部分I，其第二部分表示正交部分Q(quadrapolarportionQ)，自I离开90度相位。所得信号还具有两个谱分量，第一个约试验频率的两倍，第二个接近零。接近零的谱分量对应于在它通过受试者身体时试验信号的调制。

接下来，可将IC0、QC0、IV0和QV0低通过滤以除去高频率分量，留下对应于身体调制的分量。还通过处理部分的专用硬件实时进行该步骤。

通过接收部件182的处理部分185进行的最后步骤可包括信号抽选。可抽选IC0、QC0、IV0和QV0信号至在20Hz和1kHz之间的抽样率，以得到提取波形Ic、Qc、Iv和Qv。这些较低的抽样率更适于软件处理。抽选的提取电流和电压波形Ic、Qc、Iv和Qv可随后被第二至少一个处理器(例如CPU)接收，可配置所述处理器以根据软件指令进行进一步处理。代表信号的同相和正交部分的这些波形可用来测定复阻抗波形，其可代表组织阻抗。下面描述了有关分析提取波形所用方法的更多详情。

如上所述，IPG信号可用于测定ICP水平。这可根据图5a-5c说明。图5a-c中，阻抗量值波形502和相位波形503显示与ICP信号501内的特征相关的特征。图5a提供示例性ICP信号501的示意图。图5b提供与ICP信号501同时记录的示例性阻抗量值波形502的示意图。图5c提供与ICP信号501同时记录的示例性阻抗相位波形503的示意图。

例如，所有3个信号显示第一峰值P1410和第二峰值P2420特征。在ICP信号501中也可观察到与呼吸周期有关的平均ICP的升高和下降。与平均ICP的升高和下降一致的是该信号内P2420高度的类似的升高和下降。阻抗量值波形502和阻抗相位波形503也显示与如ICP信号波形501所示的平均ICP的升高和下降一致的P2420高度的升高和下降。因此，可从例如阻抗量值波形502或阻抗相位波形503内P2420高度的变化，获取有关平均ICP的信息。在此详述了这些特征仅用于示例性目的，因为仅观察波形501、502和503就可容易地分别它们。通过下文将更详细论述的其它分析技术，可鉴定阻抗量值波形502或阻抗相位波形503内的其它特征。

如图5a-5c所示，IPG波形紧紧跟随ICP波形的改变，并表现出与ICP波形极大的相似性。IPG振幅和相位波形两者表现出与ICP改变强相关。

测量的IPG波形可显示因IPG电流通过其流动的组织的血容量的相对改变所致和因其它血液动力学参数所致的改变。血容量可随心动周期内的瞬时血压和血流而变化，这种变化可通过心动周期内的IPG波形捕获。在临床测试中，IPG波形的动态分量与ICP波形的动态分量良好相关。然而，由于IPG波形测量组织血容量、机械性脑搏动（mechanicalbrainpulsation）和CSF搏动(pulsatility)中的相对改变，因此可能需要IPG波形的动态分量的其它分析，借助生理校准以测定ICP的平均值。

ICP波形的动态分量及其测量的IPG模拟还可通过其波谱性质分类。具有最快搏动的最高频率信号由心脏复合波(cardiaccomplex)产生。每次心搏驱动血液流向脑部，影响测量的ICP。在较低的频率下，信号可被呼吸调制。吸入和呼出改变对颈静脉的压力，其进而改变血液流出脑所需要的压力，影响测量的ICP。在甚至更低的频率下，存在对应于血管脑自身调节(CAR)机制的反应性时间标度的慢波。身体，特别是脑通过诸如血管扩张和血管收缩等机制调节血流量特征；所述改变可能花数十秒直到数十分钟才受影响。

在本公开内容的一些实施方案中，估算平均ICP可包括排除或使ICP波形的动态分量或其代表性IPG波形标准化。在针对对应于心脏复合波、呼吸周期和脑自身调节机制的ICP波形的搏动特征的相对振幅调整后，ICP的平均值仍保持。根据测定基于ICP波形的平均ICP值所需的调整，可确定测定基于对应于ICP波形的IPG信号的平均ICP值所需的调整。上述全部因素都可用于监测患者的头颅状况。

如上所述，各种自然过程，例如心动周期、呼吸周期和脑自身调节慢波周期影响脑中血液和其它流体两者的容量和压力。根据图6-9可更好地了解这些。

图6a-6d说明通过常规侵入性方法获得的ICP波形。图6a中所示ICP波形401提供在正常条件下获自健康脑的ICP波形的示意图，其ICP范围介于-1和2.5mmHg之间。在这个波形中，第一峰值(P1)410明显高于第二峰值(P2)420。另外，信号波形的特征在于高粗糙度。

图6b中所示ICP波形402提供获自病理性脑的ICP波形的示意图，其ICP范围介于35和60mmHg之间。在ICP波形402中，观察不到P1410，因为被高得多的P2420遮蔽。另外，信号波形的粗糙度非常低—它只有少数特有的特征。

图6c所示ICP波形403提供在ICP升高的条件下获自脑的ICP波形的示意图，其ICP范围介于12和21mmHg之间。在该图中，P2420略高于P1410，粗糙度仍高。

图6d说明具有高水平的水肿或流体积累的脑的ICP波形601。在所示ICP波形中，P2420高度显示相对于健康脑的预期水平显著升高。因此，P2420高度可为脑中水肿水平的指标。如上所述，水肿水平是ICP升高的起作用的因素，因此，P2420高度升高可能表示脑中ICP平均值升高。

在这些ICP波形中明显的特征根据试者脑的状况而变化，例如，第一峰值(P1)410与第二峰值(P2)420的比率在信号之间变化。在健康脑中，P1410显著高于P2420。在病理性脑中，P2420在高度和宽度中都扩展到其中它遮蔽和掩蔽P1410的点上。最后，在ICP升高的脑中，P1410低于P2420。因此，P1与P2的比率是可与ICP的平均值相关的指标。作为在这些波形中明显的另一个实例，各ICP波形的粗糙度随平均ICP升高而降低。波形的粗糙度衡量波形内可识别变化的频率。图6a-c中所示P1与P2的比率和ICP波形的粗糙度是ICP波形中的示例性可鉴别特征。

可定义为信号高于某个阈值(例如最小值和最大值的平均数)的时间与复合波持续时间(其等于1除以心率)之间的关系的心脏复合波(cardiaccomplex)的凹性(concavity)，还可表示ICP的平均值。在健康脑中，凹率(concavityratio)小，如图6a中可见，而在病理性脑中，凹率较高，如图6b中可见。凹率是可与ICP的平均值关联的临床参数。

峰-峰(P2P)测量也可表示ICP的平均值。对于ICP波形中的各心脏复合波，峰-峰度量可定义为最大值和最小值间的差异。ICP信号中的心脏复合波对应于每次搏动进入脑的血液的容积，其定义为脑搏量(CerebralStrokeVolume，CSV)。CSV和脑血流量(CBF)是相关联的，因为CBF等于一段时间(例如一分钟)内的GSV的总和。因此，ICP信号中心脏复合波的峰-峰度量，还可与ICP的平均值良好相关。前面仅代表了可在可表明平均ICP值的ICP信号内鉴定的示例性特征。

在本公开内容的一些实施方案中，可根据提取的波形估算脑顺应性曲线上的工作位置。如上所述，测定平均ICP可能需要针对ICP或代表性IPG波形的搏动特征的相对振幅进行标准化或调整。可通过了解脑的顺应性曲线，来确定ICP波形(或代表性IPG波形)的相对度量和ICP的平均值波形之间的相关性。脑的顺应性曲线可理解为脑容积和压力之间的关系。

图7说明脑顺应性曲线701，脑容量包括脑组织容量、脑血容量(CBV)和脑脊液(CSF)。脑容量的快速改变可能主要由CBV和CSF的改变驱动。如图7所示，在脑容量(x轴)增加时，脑容量的较小改变与ICP递增的较大改变关联。因此，只要CSV和CSF在连续的心脏复合波之间不太大的波动，ICP波形峰-峰度量的变化大小就可表明脑顺应性曲线701上的工作位置，其可进一步与ICP的平均值关联。例如，ICP的高的峰-峰度量可表明高的CBV(对应于图7中的B-B')，而ICP的低的峰-峰度量可表明低的CBV(对应于图7中的A-A')。这也可在图4a中观察到，其中ICP峰-峰度量为3.5mmHg。因此，ICP的峰-峰度量可为ICP的平均值的指标。当有容积的相应改变的同时指标时，ICP的峰-峰度量可能是特别有用的ICP的平均值的指标。

此外，在单次心跳复合波期间ICP波形的峰-峰度量还可为CSF维持功能的指标。如上所述，CSF容量维持是决定平均ICP的因素之一。在某些情况下，医生对患者进行CSF维持。然而，当CSF不是由医师人工维持时，ICP波形的峰-峰度量可表示CSF维持功能。在其中CSF无法流出脑的情况下，由于低的CSF可获得性或CSF流动的阻断，血流量的变化对ICP波形的作用较大，因为保持CSF的脑会具有相对大的脑容量，因此进一步达到顺应性曲线的右边。

在本公开内容的一些实施方案中，从与患者呼吸周期有关的阻抗波形提取的波形特征可用于估算脑顺应性曲线上的工作位置。与呼吸周期有关的ICP波形的特征在ICP平均值的测定中也可能是有价值的。呼吸导致胸内压改变。吸入增加胸内压，因此增加颈静脉的外部压力，其进而降低脑的血液流出，因此增加CBV，并因此增加ICP，在瓦尔萨尔瓦动作期间进行ICP测量说明了这点。在瓦尔萨尔瓦动作中，患者可通过试图对抗封闭气道呼出而增加他们的胸内压。在瓦尔萨尔瓦动作期间，由于CBV增加所致，测量的ICP可增加至30mmHg以上的值。

图8说明在呼吸周期内ICP和ABP的舒张值。图8中，在ICP和动脉血压(ABP)波形之间的比较中可观察到呼吸调节的作用。所示图中每个向下的尖峰是心动周期的舒张期部分的ICP或ABP测量。如所示，最小ICP和ABP显示在呼吸周期过程中的周期性模式。最小ICP和ABP在呼吸周期的呼出期达到其最低点。如图8所示，ICP和ABP的呼吸峰-峰度量的呼吸调制(分别为ICP-P2P_R和ABP-P2P_R)分别等于1.5mm和2mm。

如上所述，通过稳定的CSV，可促进通过ICP测量顺应性曲线上脑的工作位置。然而，在一些患者中，连续心动周期间的CSV可能不足够稳定以允许通过ICP精确测量顺应性曲线工作位置。由于呼吸周期独立于CSV地影响ICP，因此它可提供表明顺应性曲线上脑的位置的补充度量。可适宜测量的ABP，可用来提供这种补充度量。因为与血流量有关的因素(CBV)以及与血流量无关的因素(例如CSF水平和水肿水平)对ICP有贡献，所以ICP和ABP之间的比较可有助于用来分开这些影响。因此，在呼吸周期内血压的改变和在相同呼吸周期内ICP改变之间的差异可表明在顺应性曲线上脑的工作位置。这可如下用数学方法描述。规定CC-R=(ICP-P2P-R)-(ABP-P2P-R)。CC-R是表明顺应性曲线上脑的工作位置的度量。因此，从颅内压的呼吸峰-峰度量减去动脉血压的呼吸峰-峰度量，得到表明顺应性曲线上脑的工作位置的度量。

另外，通过用ABP信号校准，在峰值吸气时和峰值呼气时的心跳复合波内峰-峰ICP测量之间的比率可用来表明电流顺应性曲线工作位置。

在本公开内容的一些实施方案中，与脑自身调节或慢波、周期有关的ICP波形的特征可用来测定ICP的平均值。例如，压力反应指数(pressurereactivityindex，PRX)是与脑自身调节机制的机械功能关联的度量，因此可与ICP的平均值关联。

如上所述，并根据图5a-5c，IPG信号(和提取的IPG波形)与ICP信号良好相关。因此，在其中可能无法获得直接测量的ICP数据的情况(例如由于手术过于侵入或太耗时)下，IPG测量可用来估算如上所述的ICP波形的不同分量，以确定不同的脑参数。

仅举例来说，IPG信号内阻抗分量的代表性提取波形可如下用数学方式表示。如上所述，从IPG信号提取的波形可用复向量表示。如之前关于脑灌注监测器所述，接收的IPG信号可分解成其分量电流和电压部分Ic、Qc、Iv和Qv。可如下从波形Ic、Qc、Iv和Qv计算复阻抗波形。，其中，=研究中的组织的复阻抗。

因为表示复波形，它可使用{I,Q}(例如同相、正交)图形表示，其中I=real()，Q=imag()。还可通过振幅和相位测量，得到阻抗的备选图形。波形的每一个都是时间依赖性的，其中I(t)描述阻抗的电阻部分，Q(t)描述电抗部分，表征阻抗的总量值，其中所有3个以Ohm为单位测量。φ(t)，相角信号对应于电抗和电阻之间的关系，可以度为单位测量。

在IPG波形的分析中，在所有以下四种度量：I(t)、Q(t)、、φ(t)中，都可观察到高搏动分量(例如心脏复合波和呼吸调节)和低搏动分量(例如脑自身调节慢波和水肿发生)两者。

IPG信号的波形然后可用不同技术处理，例如谱分析和模式分解技术以分析不同时间标度中的波形。例如，可采用模式分解技术从IPG信号中提取与不同生理过程(例如心动周期、呼吸周期或慢波周期)有关的波形，以消除与适当生理过程无关的频率下发生的信号元素。然后可根据上述病理指标对波形进行分析，并将波形用来非侵入性地提取ICP的平均值和波形复合波。还可类似地从其它类型的信号(例如ABP信号和ECG信号)中提取用于分析的波形。

可采用以下IPG波形的每一种：I(t)、Q(t)、、φ(t)和/或从这些波形提取的特征，测量或测定关于测量平均ICP值的上述指标，例如P1/P2关系、粗糙度、凹性度量、P2P度量、CSF功能、水肿指示和脑自身调节状态。下面更详细地描述了示例性测量方法。

在本公开内容的一些实施方案中，可配置处理器以根据从信号中测定的脑血容量的改变、从信号中测定的ICP的改变和来自信号的静止部分的指标，估算来自IPG信号的平均ICP。从IPG数据测定ICP值的方法可利用IPG数据信号的峰-峰度量和顺应性曲线，并可如下进行。

可如下以数学方法定义图7所示顺应性曲线：ICP=Ae ^bv，其中ICP为平均ICP，A和b表示基于患者的病况变化的静态参数，和v表示总的脑容量。A和b也可称为顺应性指标，因为它们是描述顺应性曲线的因素。如本文所用，“静态参数”是指变化速率慢于心脏搏动的参数。即，静态参数不是不变的，但是与以类似于心动周期的速率改变的那些参数相比以相对较慢的速率改变。平均ICP、A、b和v之间的关系的数学探究证明了为什么上述峰-峰度量可提供ICP的良好估值。对定义顺应性曲线的方程式的求导，得到dICP/dV=b*ICP，这些当中，dV和dICP可从IPG信号中的动态心脏分量估算，b可从IPG信号的静态分量估算。可用于估算b的静态分量可包括例如信号的静态实部或虚部的平均值，以及与患者对应的其它不变因素，例如头围、年龄和性别和其它。因此，b可表示从IPG信号的静止部分和外界因素确定的顺应性指标。

对于每次心跳，dV，其表示脑容量的改变，与CBV的改变良好相关，因为脑容量的其它分量在与CBV相同的时间标度中不改变。如前所述，与虚部相比，血流量增加往往更强地影响IPG信号的实部。因此，CBV的改变与IPG信号的电阻部分或实部良好相关。dICP，其表示颅内压的改变，与随每次心跳发生的组织变形相关。IPG信号的反应性部分或虚部与脑组织的改变有关。因此，dV和dICP两者可从IPG信号估算。应注意，dV还与IPG信号的虚部相关，dICP与IPG信号的实部相关，因此，IPG信号的任一部分或两个部分可用来估算这两个参数。dV和dICP两者还可从心动周期内IPG的峰-峰值估算。

或者，CBV的改变可通过对应于重要脑动脉(例如MCA)的半球信号测量，压力的改变(dICP)可通过跨半球信号(即交叉信号)测量，其可对应于毛细血管活动性。dV还可与跨半球IPG信号关联，dICP也可与半球IPG信号关联，因此，IPG信号的任一个或两个可用来估算这两个参数。dV和dICP两者都可从心动周期内IPG的峰-峰值估算。

不同的患者状况，例如年龄、性别、头围、身高、体重、创伤性脑损伤的存在、手术干预的存在、出血的存在、水肿的存在、脉率和损伤侧全都影响静态参数b的值，该值在排除更多动态分量后可从IPG信号的静态分量估算。在一些实施方案中，这些患者状况用于辅助指标b的估算。用dV、dICP和b的估算值，方程式dP/dV=b*ICP随后可得到ICP的估值。

本公开内容的实施方案可提供测量血液动力学参数的其它工具。例如，在本公开内容的一些实施方案中，脑搏量(CSV)可由IPG数据测量。阻抗绝对值的改变可对应于脑内血容量的改变。在每个心脏复合波内，这些改变可对应于CSV，每次搏动进入脑的血量。该测量还与CBF直接相关，因为根据定义，CBF是一定时间段(例如一分钟)内CSV的和。

在本公开内容的一些实施方案中，ICP的平均值可从平均动脉压和CSV估算。在心脏复合波的频率下，ICP的改变主要由进入脑的血液所致，因此与IPG波形的良好相关。进入脑的血量取决于脑灌注压(CPP)，其等于CBF乘以脑血管电阻(CVR)。脑血管电阻可从阻抗波形的相位的改变估算，如下面更详细的描述。因此，CPP可由CSV和CVR估算。CPP还可与ICP关联。即，ICP=平均动脉压(MAP)-CPP，因此，通过使用连续动脉血压(ABP)数据以确定例如从股动脉测量的平均动脉压，从阻抗的IPG绝对值测量CSV和从IPG波形相位测量CVR，可估算ICP的平均值。

如上所述，还可根据顺应性曲线上的工作位置的估值，来估算平均ICP。除上述方法以外，可通过经阻抗相位信息的分析估算水肿水平，来辅助所述估算。阻抗相位的改变与脑血管电阻的改变关联。这至少部分是由于阻抗相位在很大程度上由IPG波形的反应性分量决定，其更强地反映了组织结构的改变而非血流量的改变。因此，在脑动脉经历几何改变(geometricmodification)(例如扩张、收缩、硬化和软化)从而影响CVR时，这些改变反映在阻抗波形的相位部分。

在其中仅仅血容量从一次心跳到下一次改变的情况下，虽然血管不会遇到任何几何改变，但与IPG信号的振幅部分相比，IPG信号的相位部分可受不太明显的影响。这可对应于其中存在来自外部对血管的高压(对应于由于脑组织的改变引起ICP水平升高)的情况。相比之下，在瓦尔萨尔瓦动作期间，在ICP由于呼吸作用增加时，每个心跳复合波中φ(t)的峰-峰度量随ICP增加比的峰-峰值降低得快得多。即，比较与因脑组织改变引起的那些ICP增加相比由瓦尔萨尔瓦动作引起的ICP增加期间IPG波形的相位部分的峰-峰度量表明，对因脑组织改变引起的ICP增加相对于因呼吸作用引起的ICP增加，波形的相位部分不同地起作用。

因此，在本公开内容的一些示例性实施方案中，脑顺应性曲线上的工作位置可从与呼吸周期有关的阻抗波形的相位部分估算。通过测量峰值呼气时心脏复合波中的φ(t)的峰-峰值和峰值吸气时心脏复合波中的φ(t)的峰-峰值以及ABP和IPG振幅的呼吸调制的峰-峰值，可提取顺应性曲线中的工作位置。

在一些示例性实施方案中，φ(t)和的关系可为平均ICP水平的指标。在健康患者中，脑是柔韧的，由血液流入引起的改变伴有血管几何改变。因此，φ(t)和的时间测量关联在低ICP的健康组织中可相对低，而在较高水平的ICP下，所述两个信号可变得更同步。在较高水平的ICP下，当血管由于压力增加变得更硬时，因血流的搏动(通过测量)所致的血管的任何改变(通过φ(t)测量)更可能以血流脉冲和血管改变之间较少滞后而发生。

在又一个示例性实施方案中，平均ICP可从交叉IPG信号数据的分析中直接估算。可采用载体，例如示例性头套120，以将第一对电极装在受试者头部的第一部分上，并将第二对电极装在受试者头部的第二部分上。在一些实施方案中，单独载体可用于第一和第二电极对。可配置至少一个处理器以将信号(例如电流信号)发送至第一对电极，并从第二对电极接收IPG信号(例如电压信号)。可从接收的信号提取交叉IPG波形，交叉IPG波形中的改变可用来估算平均ICP。因此，交叉IPG波形可对应于头的第一部分和第二部分两者。头的第一部分和第二部分可表示例如对应于左脑半球的左侧和对应于右脑半球的右侧，反之亦然。

在一些实施方案中，在测定平均ICP时，从第二IPG信号提取的第二IPG波形可用于增加交叉IPG波形。即在ICP测定中，除获自头部两个部分(其中电压和电流电极对彼此间隔开)的交叉IPG波形以外，获自头部单一部分(其中将电压电极置于头部接近电流电极处)的标准IPG波形可增加交叉IPG波形。

可以几种方式获取第二IPG波形。例如，可将另一对传感器(每个传感器包括电压电极和电流电极)置于头部以发送第二信号并接收第二IPG信号。在其它实施方案中，可操作第一对电极以发送用于产生交叉IPG信号的第一信号和用于产生标准IPG波形的第二信号两者。在这些实施方案中，可将另一对电压电极置于头部位于接近第一对电极的位置。在另外其它的实施方案中，位于头部第一部分的第一对电极可发送单一信号，作为至少一个信号和第二至少一个信号起作用，其可通过头部第二部分上的电极接收作为交叉IPG信号，和通过头部第一部分上的电极接收作为标准IPG信号。在另外又一个实施方案中，除了产生交叉IPG信号以外，第一或第二成对的电极之一可用来发送第二至少一个信号和接收至少一个IPG信号两者。前述电极组合不构成穷尽性列表，其它合适的组合可用来产生交叉IPG信号和标准IPG信号。

在其它实施方案中，动脉血压信号和/或非侵入性血压信号可用来加强第一交叉IPG波形。

除I/Q和振幅/相位分析方法以外，在提取参数前，可利用任何合适的数据的数字处理。即可利用信号S，使得S=函数(I、Q、振幅、相位)，其中函数可包括基于静态参数或基于按照数据计算的适应参数的数学运算。因此，可按照所记录的数据改变数学运算方法。

在本公开内容的一些实施方案中，还可通过在多重频率下测量I(t)、Q(t)、、φ(t)，来估算水肿水平，所述水肿水平可以是可用于测定顺应性曲线中的工作位置以及测定其它脑参数。可按图9所示将组织的生物阻抗模型化，作为与第二电阻元件和电容器并联的第一电阻元件。第一电阻元件，R_ECF901可表示胞外流体的电阻，第二电阻元件，R_ICF902可表示胞内流体的电阻，而电容器C_MEM903可表示细胞膜的电容。当阻抗以单频测量时，电路可作为单阻抗进行分析。然而，测量阻抗时的频率的变化改变电容器的性能而不改变电阻器的性能。因此，通过以多重频率分析阻抗数据，可获得各电路元件的值的扩展画面（extendedpicture）。生物阻抗电路电容器可对应于由细胞膜产生的影响，第一电阻元件可对应于由胞外流体(例如血管原性水肿)产生的影响，而第二电阻元件可对应于胞外流体(例如细胞毒性水肿)产生的影响。

数学上，可如下表示图9中的电路，其中w表示频率：Z(w)=R _ECF*[R _ICF/(jwC _MEM R _ICF+1)]。以多重频率测量组织阻抗，并从各个波形I(t)、Q(t)、、φ(t)提取搏动和非搏动参数，在各频率下，可产生多个方程式。解出这些方程式可提供R_ECF901即胞外流体的电阻、R_ICF902即胞内流体的电阻、C_MEM903即细胞膜电容的估值。从这些因素中，可估算脑水肿的水平。水肿的估值可有助于顺应性曲线上脑的工作位置的估算，因为水肿是对脑容量产生影响的因素之一。水肿的估值还可提供用于诊断如下进一步论述的其它脑状况的值。

可如下操作用于测定水肿水平的方法。采用时间分隔多路复用技术(time-divisionmultiplexingtechnique)，可在极短时间内以10KHz-1Hz范围的频率递送电流。在各个频率下，可递送约50波长的电流。可测量各个频率达0.5-2毫秒的时间。因频率的范围在比典型生理变化短得多的时间标度内递送并测量，所以多重频率内的阻抗测量基本上是同时进行的，并能够捕获生理变化。

通过IPG分析产生的水肿估值还可提供在各种类型的脑水肿的估算中的值。脑水肿是在创伤性脑损伤(TBI)后死亡率和发病率的最重要的因素之一。一般而言，脑水肿可分成两个主要类型：细胞毒性水肿和血管原性水肿。

细胞毒性水肿可能由于脑细胞通透性改变而发生。在该过程中，胞外流体渗入脑细胞，这引起脑细胞肿胀，并最终死亡。该过程常常伴有颅内压(ICP)大幅升高，可导致脑疝和死亡。血管原性水肿由于血脑屏障损害而发生，其导致胞外流体容量增加且因此导致ICR可能升高。

在缺血性卒中患者中，细胞毒性水肿往往占优势。在TBI患者中，血管原性和细胞毒性水肿两者可出现在继发性损伤的不同阶段。测定各个阶段水肿的主要形式对确定用于患者的适当治疗是重要的。

如上所述，应用于多种频率的IPG信号可用于估算脑水肿水平。另外，上述技术还可用来区分两种水肿类型并估算每种类型的脑水肿的状态。如上所述，可通过与电容器C_MEM和另一个电阻器R_ICF串联的单一电阻器R_ECF，将生物材料，特别是脑组织模型化，其中R_ECF对应于胞外流体，C_MEM对应于细胞膜，而R_ICF对应于胞内流体。因为胞内和胞外流体用作良好的导电体，所以R_ICF和R_ECF的测定值的变化可允许检出水肿以及确定水肿类型二者。

例如，在不存在水肿时，R_ICF和R_ECF两者可具有相对高的值，因为缺乏过度的胞内和胞外流体使导电更困难。在细胞毒性水肿的情况下，R_ICF由于存在额外的胞内流体而可被降低。在血管原性水肿的情况下，R_ECF由于存在额外的胞外流体而可被降低。

如图10所示，数据可以两轴图表呈现，其显示患者的现时状态、患者水肿史的状态。接近点(0,0)的三角形对应于健康模式。弧形箭头说明其中具有有主要细胞毒性水肿的患者的情况发展到其中血管原性水肿占优势的情况。

使用至少两种频率的上述技术可提供有关水肿以外其它颅内血液动力学参数的有价值的信息。受试者机体的不同组分，例如血液、CSF、脑和白质，具有不同的阻抗谱性质。通过从在两个或更多个频率下获得的任何两个或更多个阻抗信号中提取波形参数，可获得不同脑组分的生理波形。另外，通过比较不同频率下事件的计时，例如，阻抗相位的收缩部分达到其最大斜率时的时间，可以提高的准确性提取组织的生理波形。因此，可估算多个颅内血液动力学参数，包括例如ICP水平、水肿状态、脑自身调节功能、脑灌注和CSF引流。

本公开内容的IPG测量仪的示例性实施方案包括显示设备、警报器、发送器和将患者信息传达给医务人员的其它合适的工具。可通过各种方法测量本文所讨论的各种生理和脑血液动力参数，并向医务人员报告。例如，IPG测量仪可包括显示所测量或测定的任何参数的屏幕。IPG测量仪可包括无线或有线网络能力以通过电子邮件、网址或其它网络辅助的方法将患者状况知会医务人员。

可配置IPG测量仪以将现时患者状况知会医务人员，例如通过连续地报告平均ICP值和/或通过提供在较长时间间隔(例如6小时、天或一周)内的ICP值的趋势图表。在一些示例性实施方案中，可配置IPG测量仪以简化方式测定并报告参数值。例如，可配置IPG测量仪以测定并报告(例如通过警报器)平均ICP是否超过表明危险或有关患者状况的某个阈值(例如20mmHg)。还可配置IPG测量仪以测定并报告范围内的平均ICP值，例如通过显示在ICP低于15mmHg时表示安全状况的绿灯、在ICP介于15和25mmHg之间时表明潜在危害或情况逐步加重的黄灯和在ICP超过25mmHg时表明危险情况的红灯。类似地，简化的参数测定和报告方法可适用于本文所讨论的任何参数。

在本公开内容的一些实施方案中，从IPG信号提取的阻抗波形的分析可用于诊断和监测脑血管痉挛。在受试者患上出血性卒中或动脉瘤之后，在他们中频繁发生脑血管痉挛、脑血管收缩。血管痉挛具有引起重大脑损害的潜力，但是可能难以检测。首先，相对于卒中本身，血管痉挛的时机难以预测。血管痉挛可发生在卒中后约几小时到几天。其次，血管痉挛可能不引起任何表面症状直到脑损害已经发生。血管痉挛可容易地用血管扩张剂(例如尼膜同)治疗，但是所述治疗需要成功检测出血管痉挛。

患有血管痉挛的患者的阻抗波形显示与健康患者的阻抗波形有差异。通过本文所述仪器和方法，可利用这些差异检测、诊断和监测血管痉挛。图11说明从经历血管痉挛的患者记录的IPG波形。该患者在因动脉瘤最初住院后5天经历了血管痉挛。图表1101表示ECG，图表1102表示阻抗振幅，图表1103表示阻抗相位。在阻抗图表1102和1103中，深色线表示右半球，浅色线表示左半球。图表1103中，可观察到，左半球阻抗相位的某些参数(浅色线)相对于右半球(深色线)延迟。例如，各心动周期中的最大斜率稍后出现，如各心动周期中的峰值一样。因此，从右半球信号提取的右半球阻抗波形的特征和从左半球信号提取的左半球阻抗波形的相应特征之间的计时差异可用于测定血管痉挛。这些参数和其它参数可用于检测血管痉挛。

图12显示来自同一患者的记录，在给予尼膜同后3分钟时采集。图表1201表示ECG，图表1202表示阻抗振幅，图表1203表示阻抗相位。在阻抗图表1202和1203中，深色线表示右半球，浅色线表示左半球。如图表1203中可见，在尼膜同给药后，左和右半球阻抗相位波形的计时更一致。

IPG仪器可用于从IPG信号中提取阻抗波形，并根据提取的波形的参数，检测、诊断和监测受试者的血管痉挛。

本公开内容的另一个实施方案包括急性创伤性脑损伤监测器。在许多情况下，例如在战地医院、救护车、急诊室和运动赛事中，在将患者转移到其中可应用成像技术例如CT和/或MRI的更专业的设施之前的初步诊断阶段期间，获得脑损害水平的早期诊断可能是重要的。

所述早期诊断可有助于伤员拣别分类，即测定哪些患者应立即转移，而其他哪些可能未遭到脑损害。利用IPG的诊断监测器，例如脑灌注监测器130，可用来测定对脑或血脑屏障(BBB)的至少之一的损害的存在。如果测出存在脑或BBB损害，则IPG测量仪可估算创伤性脑损伤(TBI)的水平(例如无、轻微或严重)和对脑或BBB的损害的水平或程度。

所述诊断监测器可包括本文所述的经配置对获自受试者的IPG数据进行信号处理和分析的至少一个处理器。IPG数据可通过使用一个或多个电流递送电极和一个或多个电压感测电极(voltagesensingelectrode)获取。各种电极配置可提供合适的IPG测量结果。在一个实施方案中，在头的一侧提供一对电流递送/电压感测电极，在头的另一侧提供第二对。所包括的处理器可将信号发送至电极，并接收与受试者的脑相关的至少一个IPG信号。

可配置处理器以从IPG信号提取至少一个心脏搏动波形，并从IPG信号提取至少一个静态值波形。处理器可从心脏搏动波形(例如前面讨论的那些，例如峰-峰度量、上升时间度量)或与本文所述IPG信号的心脏搏动波形有关的任何其它参数提取至少一个动态参数。处理器可从静态值波形，包括本文所讨论的与静态波形有关的任何参数，例如峰-峰度量以及其它等等，提取至少一个静态参数。例如采用本文所述各种技术，处理器可分析并比较所得IPG信号的提取的动态和静态参数，以估算TBI的水平或对脑或BBB的至少之一的损害。可跨脑半球比较IPG信号的参数，可将IPG信号的参数与预定值进行比较，并可将IPG信号的参数与来自相同IPG信号的其它参数进行比较。

表1

患者编号	TBI水平	受损侧	静态IPG值-受损侧[Ohm]	静态IPG值-对侧[Ohm]
					7026	严重	两侧	80	80
7029	严重	右	90	145
					7030	严重	两侧	75	85
7032	严重	右	67	100
					7033	严重	左	50	90
7034	严重	右	80	113
					7035	严重	两侧	70	90
7036	严重	两侧	87	95
					7037	严重	右	85	135
7039	严重	两侧	110	105
					7040	严重	两侧	40	60
7041	严重	左	75	79
					7048	严重	两侧	105	108
7049	严重	两侧	52	97
					7050	严重	左	67	112
7051	严重	右	69	58
					7052	严重	右	110	118
9016	严重	两侧	97	111
					9018	严重	两侧	132	113
9019	严重	两侧	110	125
					9020	严重	两侧	78	99
9022	严重	左	47	118
					1029	健康	无	133	123
1030	健康	无	152	156
					1031	健康	无	147	150
1033	健康	无	133	130
					1034	健康	无	163	169
1036	健康	无	138	145
					1037	健康	无	161	153
1038	健康	无	167	162

表1说明诊断TBI的示例性参数比较。显示了获自受试者头两侧的静态IPG值。如表中所示，患有TBI的患者显示较低的静态IPG阻抗值，患有单侧TBI的患者通常显示右侧和左侧测量之间不同。静态IPG值的测量因此可提供用于快速和非侵入性诊断TBI的有价值的信息。本文所讨论的其它度量可提供类似有价值的信息。

在一些实施方案中，本公开内容的TBI监测器可包括经配置以安在受试者头部用于电极定位的载体，例如头套装置120。TBI监测器的载体还可包括与有关示例性头套装置120所述相比较多或较少的电极对。可配置本公开内容的TBI监测器以便携带，例如通过减小脑灌注监测器130的大小，并允许脑灌注监测器130通过可再充电电池接收电源。

本领域技术人员应了解，本文提供的用于通过IPG波形分析测定ICP的方法不限于所提供的实例。例如，许多分析方法当单用或与获自IPG信号的数据联用时，同样适于鉴定可有助于估算ICP的ABP信号或ECG信号内的特征和特性。

虽然本公开内容提供IPG信号分析的实例，但是可按照本公开内容的宽泛原理，来评价表征至少一个颅生物阻抗测量的任何信号。虽然根据颅内压的估算值提供本公开内容中的示例性方法技术，但是这些方法和技术可采用或修改用于估算任何颅内血液动力学参数。此外，用于检测、诊断和监测所讨论的颅内血液动力学参数的所公开实施方案的实施方案的用途的公开内容只是示例性的。在其最宽泛的意义上，所公开的实施方案可与应用本文所述原理可检测的任何生理脑状况的检测、诊断、监测和/或治疗联用。在不偏离其精神和范围的情况下，备选实施方案对本领域技术人员而言会是显而易见的。因此，所公开的实施方案的范围由随附权利要求书而非前述说明书限定。

Claims

1.一种脑血液动力学测量仪，其包括：至少一个处理器，所述处理器经配置：

通过至少一个传感器接收与受试者的脑有关的至少一个信号；

根据所述至少一个信号测定源于心脏搏动的脑血容量的改变；

根据所述至少一个信号测定因所述心脏搏动所致颅内压的改变；

从所述至少一个信号的静止部分测定顺应性指标；和

根据所述脑血容量的改变、所述颅内压的改变和所述顺应性指标估算平均颅内压。

2.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据半球信号测定所述脑血容量的改变。

3.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据跨半球信号测定所述颅内压的改变。

4.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据所述至少一个信号的实部测定所述脑血容量的改变。

5.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据所述至少一个信号的虚部测定所述颅内压的改变。

6.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据所述至少一个信号的峰-峰度量测定所述颅内压的改变和所述脑血容量的改变。

7.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据所述至少一个信号的静止部分和患者的病况测定所述顺应性指标。

8.权利要求7的仪器，其中所述患者的病况包括年龄、性别、头围、体重、创伤性脑损伤的存在、手术干预的存在、出血的存在、水肿的存在、脉率和损伤侧的至少之一。

9.权利要求1的仪器，其中所述至少一个信号对应于阻抗体积描记术信号。

10.权利要求1的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以根据阻抗体积描记术信号和至少一个动脉血压信号测定所述脑血容量的改变。

11.一种脑血液动力学测量仪，其包括：

至少一个处理器，该处理器经配置：

向第一对电极发送信号，所述第一对电极与经配置以安在受试者头部第一部分的载体连接；

从第二对电极接收至少一个阻抗体积描记术信号，所述第二对电极与经配置安在受试者头部第二部分的载体连接；

从所述阻抗体积描记术信号提取对应于所述受试者头部第一部分和第二部分的至少一个交叉阻抗体积描记术波形；和

根据交叉阻抗体积描记术波形的改变估算平均颅内压。

12.权利要求11的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置：

从所述第一部分或所述第二部分向头的一部分发送第二至少一个信号；

从头的所述一部分接收第二至少一个IPG信号，

从所述第二至少一个IPG信号提取至少一个IPG波形；和

根据所述至少一个交叉IPG波形和所述至少一个IPG波形的改变估算所述平均ICP。

13.权利要求11的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以：

接收动脉血压信号，和

根据至少一个交叉阻抗体积描记术波形和所述动脉血压信号的改变估算所述平均颅内压。

14.权利要求11的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以：

接收非侵入性血压信号，和

根据所述至少一个交叉阻抗体积描记术波形和所述非侵入性血压信号的改变估算所述平均颅内压。

15.权利要求12的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以：

向位于所述头的第一部分上的第一对电极发送所述第二至少一个信号；和

从位于所述头的第一部分上的第三对电极接收所述第二至少一个信号。

16.一种脑血液动力学测量仪，其包括：

至少一个处理器，该处理器经配置以：

向至少一对电极发送信号，所述电极与经配置安在受试者头上的载体连接；

接收与受试者的脑有关的至少一个阻抗体积描记术信号；和

使用阻抗体积描记术信号估算对脑或血脑屏障的至少一个的损害的水平。

17.权利要求16的仪器，其中所述至少一个处理器经进一步配置以：

从所述阻抗体积描记术信号提取至少一个心脏搏动波形；

从所述阻抗体积描记术信号提取至少一个静态值波形；

提取表征所述心脏搏动波形的至少一个动态参数；

提取表征所述静态值波形的至少一个静态参数；和

根据所述至少一个动态参数和所述至少一个静态参数之间的比较，估算对脑或血脑屏障的至少之一的损害的水平。

18.权利要求16的仪器，其中所述至少一对电极包括：包括第一电流递送电极和第一电压感测电极的第一对电极和包括第二电流递送电极和第二电压感测电极的第二对电极。

19.权利要求16的仪器，其中使所述第一对电极安排在所述载体上使得接触所述受试者头的右侧，使所述第二对电极安排在所述载体上使得接触所述受试者头的左侧。

20.一种脑血液动力学测量仪，其包括：

至少一个处理器，该处理器经配置：

通过至少一对电极接收与受试者的脑有关的至少一个信号；

从与所述受试者的脑有关的所述至少一个信号提取至少一个阻抗波形；和

根据所述至少一个阻抗波形测定血管痉挛的发生。

21.权利要求20的仪器，其中所述至少一个阻抗波形包括阻抗振幅和阻抗相位。

22.权利要求20的仪器，其中所述至少一个信号包括来自所述受试者脑右半球的右半球信号和来自所述受试者脑左半球的左半球信号。

23.权利要求20的仪器，其中根据自从右半球信号提取的右半球阻抗波形和从左半球信号提取的左半球阻抗波形提取的特征之间的计时差异(timingdifference)，检测血管痉挛。