用于監測腦血流動力學狀況的裝置和方法
【專利摘要】本文公開了用于使腦血流動力學信號同步的裝置和方法。一方面，所述裝置和方法可以包括使指示受試者的大腦內的血流動力學特征的第一信號和第二信號同步。可以確定所述同步的信號之間的差異并且所述差異用于提供用于診斷動脈閉塞的變化的信息。所述同步的信號之間的差異可以包括所述同步的信號的信號特征之間的差異，如定時延遲。所述第一信號和所述第二信號可以指示受試者的大腦的第一半球和第二半球中的血流動力學特征。所述第一信號和所述第二信號可以是生物阻抗信號。
【專利說明】用于監測腦血流動力學狀況的裝置和方法
[0001]相關申請
[0002]本申請依據美國法典第35篇第119條(e)款要求2011年2月9日提交的美國臨時申請號61/441，248和2011年4月12日提交的美國臨時申請號61/474，739的優先權的權益，所述申請的全部內容都以引用的方式并入本文。
【技術領域】
[0003]本公開的方面涉及腦血流動力學狀況(如動脈閉塞的存在或變化)的檢測、監測和/或分析。
[0004]直量
[0005]許多腦血流動力學特征可以是臨床上有用于診斷中風、創傷以及可能影響腦血管系統的功能的其它病狀。這些特征可以包括腦血容量、腦血流、腦灌流壓、平均通過時間、到達峰值的時間、顱內壓以及其它。用于檢測或監測這些參數的常規方法可以包括將探針物理地插入到腦脊髓液中或到動脈中、血管造影術、計算機斷層攝影血管造影術(CTA)、灌注計算機斷層攝影術(PCT)、經顱多普勒超聲(TCD)、正電子發射斷層攝影術(PET)以及磁共振成像(MRI)和磁共振血管造影術(MRA)。
[0006]用于檢測或監測腦血流動力學參數的一些非創性方法可能要求例如用于進行CT、PCT、PET和/或MRI程序的機 器。在一些實例中，這些機器的成本、其受限制的移動性和/或其每次使用的顯著費用可能限制它們在以下情況中的有用性:其中可能希望經常、連續或頻繁地監測腦血流動力學特征。
[0007]上述描述僅是示例性用于提供一般背景并且不限制如所描述和所要求的系統、方法、裝置以及特征的不同實施方案。
[0008]概沭
[0009]在目前公開的實施方案中，描述了一些示例性方法和系統，所述方法和系統可以用于檢測和監測腦血管血流動力學特征。在一些實施方案中，這些方法和系統可能例如適用于連續或頻繁的使用并且可能涉及例如用于同步和監測指示腦血管血流動力學特征的信號的患者頭戴式聽筒和腦灌注監測器。所述患者頭戴式聽筒和腦灌注監測器可以提供用于診斷動脈閉塞的變化的信息，如由缺血性中風或頭部創傷引起的閉塞。
[0010]一個示例性公開的實施方案可以包括腦血流動力學測量裝置。所述裝置可以包括被配置來接收與受試者的大腦相關聯的第一信號的至少一個處理器，所述第一信號指示所述受試者的大腦的血流動力學特征。所述至少一個處理器可以進一步被配置來接收與所述受試者的大腦相關聯的第二信號，所述第二信號指示所述受試者的大腦的血流動力學特征。所述至少一個處理器可以進一步被配置來使所述第一信號和所述第二信號彼此同步至40ms內，確定所述同步的第一信號和所述第二信號之間的至少一個差異，并且輸出用于診斷腦動脈閉塞的變化的信息。
[0011]在另一個實施方案中，所述第一信號可以指示所述受試者的大腦的第一半球的血流動力學特征并且所述第二信號可以指示所述受試者的大腦的第二半球的血流動力學特征。
[0012]在又一個實施方案中，所述第一信號和所述第二信號可以是生物阻抗信號。
[0013]在又一個實施方案中，同步可以參考心動周期的至少一部分發生。在又一個實施方案中，同步可以參考心臟R波發生。
[0014]在其它實施方案中，同步至40ms內包括同步至10ms、5ms、lms以及0.1ms內。
[0015]在又一個實施方案中，所述處理器可以被進一步配置來檢測所述第一信號和所述第二信號中的每個中的至少一個信號特征。
[0016]在另一個實施方案中，所述至少一個信號特征可以是包括所述第一信號和所述第二信號的至少一個峰值和至少一個最小值的多個信號特征。
[0017]在又一個實施方案中，多個信號特征可以包括所述第一信號和/或所述第二信號的第一峰值、第二峰值、第三峰值、第一最小值、第二最小值以及第三最小值。
[0018]在另一個實施方案中，所述同步的第一信號與所述第二信號之間的至少一個差異可以是所述第一信號中的至少一個信號特征與所述第二信號中的至少一個信號特征之間的定時延遲。
[0019]所述至少一個處理器可以被進一步配置來輸出用于基于所述同步的第一信號與第二信號之間的所述至少一個差異的隨時間的變化診斷神經病狀的信息。
[0020]此外，所述至少一個處理器可以被進一步配置來使所述第一信號和所述第二信號在它們被接收時實時地同步。
[0021]此外，所述至少一個處理器可以被配置將所述第一信號和所述第二信號存儲在存儲器中并且使所述第一信號和所述第二信號以非實時的方式同步。
[0022]所述至少一個處理器可以被配置來基于診斷缺血性中風的存在來診斷出血性中風的不存在。
[0023]用于診斷腦動脈閉塞的變化的信息可以包括例如用于診斷缺血性中風的存在的信息。
[0024]以上概述和以下附圖的描述以及以下詳細描述僅是示例性和解釋性的，并且不限制如所要求保護的本發明。
[0025]附圖簡沭
[0026]結合在本說明書中并且構成其一部分的附圖與所述描述一起用于解釋本文所描述的實施方案的原理。
[0027]圖1提供與本發明的示例性實施方案一致的示例性腦血流動力學測量裝置的圖形表示。
[0028]圖2提供主要腦動脈的圖形表示。
[0029]圖3提供與本發明的示例性實施方案一致的受試者的大腦中的示例性生物阻抗信號通路的圖形表示。
[0030]圖4提供與本發明的示例性實施方案一致的從腦血流動力學測量裝置獲得的示例性生物阻抗信號的圖形表示。
[0031]圖5提供單個生物阻抗信號波形周期的示例性信號特征的圖形表示。
[0032]圖6a和6b提供與本發明的實施方案一致的多個心動周期內的示例性生物阻抗信號波形的振幅方面與相位角方面之間的比較的圖形表示。[0033]圖7提供與本發明的示例性實施方案一致的如由用于檢測生物阻抗信號中的信號特征的脈沖分解算法分解的單個生物阻抗信號波形周期的圖形表示。
[0034]圖8提供與受試者的大腦的不同半球相關聯的示例性生物阻抗信號之間的定時延遲的圖形表示。
[0035]圖9提供如由脈沖分解算法分解的兩個生物阻抗信號波形之間的示例性統計定時延遲比較的圖形表示。
[0036]圖10是示出與本發明一致的用于診斷神經病狀的示例性方法的步驟的流程圖。
[0037]詳沭
[0038]現在將詳細地參見如在附圖中所示的示例性實施方案。在任何可能的情況下，相同參考號將在整個附圖和以下描述中用于指相同或相似部分。足夠詳細地描述這些實施方案以便使本領域技術人員能夠實踐本發明并且應理解在不脫離本發明的范圍的情況下可以利用其它實施方案并且可以做出改變。因此，以下詳細描述不應被解釋為具有限制意義。
[0039]除非另外定義，本文所用的所有技術和/或科學術語具有如本發明的實施方案所涉及的領域的普通技術人員通常理解的相同意義。雖然與本文描述的那些類似或等效的方法和材料 可以用于本文明的實施方案的實踐或測試中，但以下描述示例性方法和/或材料。在沖突的情況下，將以本專利說明書(包括定義)為準。此外，所述材料、方法以及實例僅是說明性的并且不旨在必要地限制。
[0040]示例性公開的實施方案可以包括用于檢測和監測腦血流動力學特征的裝置和方法。更具體的說，它們可以包括用于獲得、同步以及確定信號之間的差異和輸出用于診斷動脈閉塞的改變的信息的裝置。
[0041]與本公開一致的實施方案可以包括被配置來進行某個動作的至少一個處理器。如本文所用，術語“處理器”可以包括對一個或多個輸入進行邏輯操作的電路。例如，這種處理器可以包括一個或多個集成電路、微芯片、微控制器、微處理器、中央處理器(CPU)的全部或一部分、圖形處理單元(GPU)、數字信號處理器(DSP)、現場可編程門陣列(FPGA)或適合用于執行指令或進行邏輯操作的其它電路。如果使處理器可訪問、編程有、包括或以另外的方式能夠進行用于進行某個動作的指令，那么所述至少一個處理器可以被配置來進行所述動作。所述至少一個處理器可以直接地通過永久或暫時保持在所述處理器中的信息或通過由所述處理器存取或提供至所述處理器的指令具有所述指令。提供至所述處理器的指令可以以計算機程序的形式被提供，所述計算機程序包括有形地體現在信息載體上(例如，在機器可讀存儲設備或任何有形的計算機可讀介質中)的指令。計算機程序可以以任何形式的編程語言寫入，包括編譯和解譯語言，并且它可以以任何形式部署，包括作為獨立程序或作為一個或多個模塊、組件、子程序或適合在計算機環境中使用的其它單元。所述至少一個處理器可以包括專用硬件、通用硬件或兩者的組合以便執行相關指令。所述處理器還可以包括集成通信接口或可以單獨地包括并且遠離所述處理器的通信接口。所述至少一個處理器可以被配置來通過與其中存儲進行指定功能的指令的存儲器位置或存儲裝置的連接來進行指定功能。
[0042]與本發明的一些實施方案一致，所述至少一個處理器可以被配置來接收信號。如本文所用，信號可以是任何時變或空變量值。接收信號可以包括通過傳導裝置(如導線或電路)獲得信號；無線傳輸的信號的接收；和/或早先記錄的信號(如存儲在存儲器中的信號)的接收。接收信號可以進一步包括用于信號接收的本領域已知的其它方法。
[0043]在與本公開一致的一些實施方案中，處理器可以被配置來接收指示受試者的大腦的血流動力學特征的信號例如腦血壓、腦血容量、顱內壓以及腦血流量。如本文所用，這種信號可以指示當生理特征的變化導致所述信號的變化時的生理特征。因此，當血流動力學特征或狀況變化時，指示血流動力學特征的信號可以變化。所述變化信號的測量和分析可以因此產生有關所述變化血流動力學特征或狀況的信息。指示具體血流動力學特征的變化的信號之間的關系可以是直接的，其中所述信號的變化直接指示所述具體血流動力學特征的變化。可替代地(或另外地)，指示具體血流動力學特征的變化的信號之間的關系可以是間接的，從而要求另外信息或另外分析以便產生有關所述具體血流動力學特征的信息。例如，僅作為舉例，信號可以直接地指示腦血容量。信號可以間接地指示例如腦血流量、顱內壓或腦灌注壓，有關它們的信息可以從獲得的有關腦血容量的信息的另外分析獲得。
[0044]在與本公開一致的一些實施方案中，指示受試者的大腦中的血流動力學特征的第一信號和第二信號可以彼此同步至40ms內。如本文所用，同步可以例如相對于共用基準時幀進行，其中所述基準時幀中的信號與其實際出現相比彼此相差不超過40ms。例如，從不同源獲得的兩個信號可以同時反映相同事件。然而，由于設備、信號處理或其它限制，其內記錄這些信號的時幀可能不同。因此，所述事件可能似乎在一個時間在第一信號中出現并且在一個不同時間在第二信號中出現。通過使所述信號彼此同步至40ms內，所述信號然后可以被視為在共用基準時幀中。在所述共用基準時幀中，由兩個信號同時記錄的事件的出現在所述第一信號與所述第二信號之間可能不會相差超過40ms。在與本公開一致的一些實施方案中，第一信號和第二信號可以可替代地彼此同步至10ms、5ms、Ims以及0.1ms內(或允許診斷血流動力學狀況的任何其它時差)。可以通過不同裝置使信號彼此同步，包括使用定時設備和所述信號內的基準特征。
[0045]在與本公開一致的一些實施方案中，第一信號和第二信號可以參考心動周期的至少一部分彼此同步。所述同步可以例如通過使用心動周期的一部分作為共用事件來進行。在這個實例中，可以在第一信號和第二信號中同時檢測心動周期的一部分。然后可以參考所述心動周期的那一部分使所述第一信號和第二信號同步。在與本公開一致的一些實施方案中，可以例如參考心臟R波使信號同步。心臟R波可以從心電圖(ECG)測量來確定，并且可以是所述第一或第二信號中的一個或用作另外同步信號。通過共用時鐘分布或其它共用定時信號的同步可以與ECG信號同步一起使用或分開使用。
[0046]信號可以指示例如受試者的大腦的第一和/或第二半球內的血流動力學特征。第一半球和第二半球可以指按任何順序的受試者的大腦的右半球和左半球。指示受試者的大腦的具體側內的血流動力學特征的信號可以經由電極等從所述受試者的頭部的同一側獲得，或可以從所述受試者的頭部的相對側獲得。指示受試者的大腦的具體側內的血流動力學特征的信號還可以從(如受試者的頸部上)其它位置(其中例如定位頸動脈)獲得。
[0047]在與本公開一致的一些實施方案中，指示受試者的大腦的血流動力學特征的信號可以是生物阻抗信號。如本文所用，生物阻抗信號可以包括任何類型的信號，所述信號包括有關生物受試者的電阻抗的信息。生物阻抗信號可以包括有關受試者的身體的任何兩部分之間的所述受試者的電阻抗的信息。有關所述受試者的電阻抗的信息可以包括有關電阻抗的電阻分量和/或電抗分量的信息。[0048]生物阻抗信號可以包括至少一個電壓信號，和/或至少一個電流信號。生物阻抗信號可以包括兩個或更多個電壓和/或電流信號，并且可以包括表示兩個或更多個電壓和/或電流信號之間的比較的信號。生物阻抗信號可以被測量為對至少一個測量電壓信號和/或至少一個測量電流信號的響應。在生物阻抗信號中，有關受試者的身體的電阻抗的信息可以包括在所述信號的振幅、頻率或相位角中。有關受試者的身體的電阻抗的信息還可以包括在多個信號的振幅、頻率或相位角之間的比較中。
[0049]在與本公開一致的一些實施方案中，可以確定第一信號與第二信號之間的至少一個差異。兩個或更多個信號之間的差異可以通過對所述信號進行的任何類型的分析來確定。僅作為舉例，可以用基本算術運算如加法、減法或能夠確定變化的任何其它數學計算來確定變異。可以例如在時域中或在頻域中使用任何合適的變換來確定信號之間的所述差異。可以在一個信號的全部或部分與另一個信號的全部或部分之間確定差異。例如，可以在所述信號之間以它們的整體、以更小部分和/或以離散的點來確定差異。可替代地(或另外地)，可以在一個或多個信號的部分與一個或多個其它信號的對應的或非對應的部分之間確定差異。此外，可以在信號之間基于如在任何長度的時間間隔下測量的振幅、頻率以及相位角和/或基于所述信號的其它信號特征來確定差異。
[0050]在示例性實施方案中，處理器可以被配置來檢測一個或多個生物阻抗信號波形內的一個或多個信號特征。生物阻抗信號的信號特征可以包括所述波形內的任何可檢測的特征。這些信號特征可以是通過波形的目視觀測可檢測的，或可以是僅通過波形的數學分析可檢測的。信號特征可以由波形的單個方面(如最大振幅)定義，或可以由波形的多個方面之間的關系(如相對峰值高度)定義。生物阻抗信號波形可以全部地或部分地通過信號特征來表征。與本公開一致的信號特征的實例可以包括測量的或預期的局部或全局極大值和極小值(即，峰值和谷值 )、測量的或預期的拐點、相對極大高度、相對極小深度、極大值的高度和寬度比、極小值的深度和寬度比以及極大值和極小值的任何其它方面的的比。信號特征可以進一步包括波形的頻譜方面，包括功率譜和相位角。其它信號特征可以包括多個窗口或多個范圍或多個波形斜面內的平均波形振幅。此外，多變量分析可以用于定義信號特征，所述信號特征包括幾個極大值、極小值的方面，和/或所述波形的任何其它方面(例如，背景振幅、噪聲、在一定間隔內的振幅等)。本文描述的信號特征僅是出于示例性目的，并且不旨在限制所公開的方法和系統的任何實施方案。
[0051]在與本公開一致的一些實施方案中，生物阻抗波形的信號特征可以包括第一峰值、第二峰值、第三峰值、第一最小值、第二最小值以及第三最小值。如本文所用，所述第一峰值、第二峰值以及第三峰值可以包括信號波形內的局部極大值，并且所述第一最小值、第二最小值以及第三最小值可以包括信號波形內的局部極小值。這些峰值和極小值可以是例如周期性重復波形的單個周期內的局部極大值和極小值。所述峰值和極小值還可以包括例如在兩個或更多個信號周期上平均的波形內的局部極大值和極小值。峰值和極小值還可以包括例如在時間間隔中針對特定心率(如最常見的心率)確定的波形內的局部極大值和極小值。如本文所用，峰值和極小值可以對應于絕對高頻和低頻，或可以指示出現高頻或低頻的區域。
[0052]在與本公開一致的示例性實施方案中，所述同步的第一信號與所述第二信號之間的至少一個差異可以是所述第一信號中的至少一個信號特征與所述第二信號中的至少一個信號特征之間的定時延遲。如本文所用，同步信號的信號特征之間的定時延遲可以包括當在共用基準時幀中分析所述信號時第一信號的單個波形周期中的信號特征與第二信號的單個波形周期中的相對應的信號特征的出現之間的延遲。同步信號的信號特征之間的定時延遲還可以包括非對應的信號特征之間的延遲。同步信號的信號特征之間的定時延遲可以進一步包括在一段時期內它們的對應信號中的信號特征的平均、集合或其它靜態定義的出現定時之間的延遲。
[0053]與本公開一致，至少一個處理器可以被配置來輸出用于診斷動脈閉塞的變化的信息。如本文所用，“用于診斷動脈閉塞的變化的信息”可以包括可以幫助醫師檢測或診斷動脈閉塞的變化的任何類型的信息。所述信息可以例如包括動脈閉塞的直接指示，或包括幫助診斷動脈閉塞病狀的信息。用于診斷動脈閉塞的變化的信息可以包括有關閉塞的位置和程度的特定信息，或可以包括指示閉塞的變化的一般信息。例如，如后面更詳細地描述，來自患者的頭部的相對側的生物阻抗相關的測量/計算中的不對稱可能是輸出用于診斷目的的信息。在一個實施方案中，不對稱的存在可能是唯一的信息輸出。在另一個實施方案中，不對稱的測量可能包括在所述信息輸出中。在又一個實施方案中，信息輸出可以包括不對稱隨時間的變化的指示。
[0054]用于診斷動脈閉塞的變化的信息可以包括用于診斷缺血性中風的存在的信息。動脈閉塞的變化可能導致缺血性中風，所述缺血性中風是因動脈阻塞引起的大腦的一部分未接收到充足血供給的腦病狀。在一些實施方案中，處理器可以被配置來基于缺血性中風的存在來診斷出血性中風的不存在。出血性中風是因大腦中出血引起的大腦的一部分未接收到充足血供給的腦病狀。缺血性和出血性中風的外在癥狀可能是類似的。顯示外在中風癥狀的受試者體內的缺血性中風的存在可能指示出血性中風的不存在。
[0055]圖1提供示例性腦血流動力學測量裝置100的圖形表示。這個示例性裝置100包括經由頭戴式聽筒120固定至受試者的頭部的電極110。電極110可以經由導線(或可以可替代地包括無線連接)連接至腦灌注監測器130。腦灌注監測器130可以包括處理器160，其被配置來檢測、監測、并且分析與所述受試者相關聯的生理信號，包括生物阻抗信號。
[0056]圖1的示例性頭戴式聽筒120可以包括一個或多個電極110，取決于實現方式，可以單個地、成對地或以其它適當的組合安排所述電極。示例性頭戴式聽筒120上的電極可以被安排來獲得生物阻抗或阻抗體積描記圖(IPG)、信號波形。例如，可以通過布置在頭部的右側和左側上以便與大腦的右半球和左半球相對應的兩個傳感器部分150來測量生物阻抗。雖然在圖1中僅示出一個傳感器部分150，但是所述受試者的頭部的相對側可以包括類似的電極安排。每個傳感器部分150可以包括一對前電極，前電流電極111和前電壓電極112 ;和一對后電極，后電流電極113和后電壓電極114。所述對之間的距離可以進行調整以使得測量腦血流動力學狀況的具體方面，如將在后面更詳細地討論。圖1中所描繪的電極配置僅是合適的電極配置的一個實例。另外實施方案可以包括另外地或可替代地安排在示例性頭戴式聽筒120的不同區域中的更多或更少的電極110。其它實施方案可以包括配置在可替代地成形的頭戴式聽筒上以便達到與示例性頭戴式聽筒120不同的所述受試者的頭部的區域的電極110。
[0057]電極110的對可以包括電流輸出電極和電壓輸入電極。例如，前電流電極111和前電壓電極112可以形成電極對。在一個實施方案中，輸出電流可以由腦灌注監測器130產生并且在前電流電極111與后電流電極113之間進行傳遞。所述輸出電流可以包括具有恒定振幅和穩定頻率的交流電(AC)信號。因所述輸出電流在所述頭部上誘導的輸入電壓可以在前電壓電極112與后電壓電極114之間進行測量。可以在與所述輸出電流相同的頻率下測量輸入電壓。所述輸出電流信號與所述輸入電壓信號之間的比較可以產生與所述受試者的生物阻抗相關的信息。更具體地說，所述生物阻抗的振幅可以被計算為所述輸入電壓信號振幅與所述輸出電流振幅信號的比值，并且所述生物阻抗的相位可以被計算為所述輸出電流信號通過其引起所述輸入電壓信號的相位差。
[0058]生物阻抗信號還可以包括在超過單一 AC頻率下的輸出電流。所述輸出電流可以包括一組預定義的頻率和振幅，其中在所有所述頻率或所述頻率范圍的一部分下檢測所測量的電壓。
[0059]在另一個實施方案中，第一生物阻抗信號和第二生物阻抗信號可以包括在不同頻率下的輸出AC電流。例如，由定位在所述頭部的一側上的電極輸出的電流可以在一個頻率下并且由定位在所述頭部的另一側上的電極輸出的電流可以在一個不同的頻率下。可以在一個頻率、另一頻率或兩個頻率下通過適當的濾波和分析來檢測所述電壓。
[0060]在心動周期過程中進入或離開頭部、并且更具體地說大腦的血流量可能導致由電極110測量的生物阻抗的周期性變化。生物阻抗變化可能與頭部和大腦中的血液含量相關。一般來說，因為當與頭部中發現的組織進行比較時，血液具有相對低的阻抗，所以較高的血液含量導致較低的阻抗。進入大腦組織中的血流量還可以改變大腦阻抗的頻率響應。比較在不同頻率下的生物阻抗測量值可以提供指示血流動力學特征的另外信息。
[0061]示例性頭戴式聽筒120可以包括用于增大生物阻抗測量或用于進行除生物阻抗測量之外的測量的另外 裝置或元件，如另外一個或多個傳感器140。在一個實施方案中，另外傳感器140可以包括例如用于進行與生物阻抗信號測量結合或替代生物阻抗信號測量的光體積描記(PPG)測量的發光二極管141和光檢測器142。示例性頭戴式聽筒120可以進一步包括用于信號處理或其它應用的不同電路170并且可以包括將數據無線地傳輸至腦灌注監測器130或至其它位置的能力。在另外實施方案中，腦灌注監測器130可以與頭戴式聽筒120集成。雖然在圖1的實例中示出，但是可以省略另外傳感器140和電路170。
[0062]示例性頭戴式聽筒120可以包括用于將電極110連接、環繞或固定至患者的頭部的不同裝置。例如，頭戴式聽筒120可以包括連接來形成環繞所述患者的頭部的環或帶的兩個或更多個單獨的部分。任何這些方面，包括帶、緊固件、電極夾持器、接線、鉤與環連接帶、卡扣、按鈕、夾緊等等可以是可調整的以便配合患者的頭部。示例性頭戴式聽筒120的部分可以是基本上柔性的并且示例性頭戴式聽筒120的若干部分可以是基本上非柔性的。例如，示例性裝置120的包括電極的部分可以是基本上非柔性的以便除其它事項之外，將電極110基本上固定在所述患者的頭部上的特定解剖學位置中。此外或作為替代，其它部分，如將示例性頭戴式聽筒120夾持至患者的頭部的帶或連接器，可以是基本上柔性的、彈性的和/或形式配合的。
[0063]示例性頭戴式聽筒120的任何部分可以進行專門地設計、成形或精巧制作以便配合所述患者的解剖學的特定或具體部分。例如，可以精巧制作示例性頭戴式聽筒120的部分以便配合接近、圍繞或鄰近所述患者的耳朵。示例性頭戴式聽筒120的部分可以進行專門地設計、成形或精巧制作以便配合太陽穴、前額和/或將電極110定位在特定解剖學或其它位置中。示例性頭戴式聽筒120的部分可以被成形以使得電極110(或其它所包括的測量裝置)出現在用于檢測所述患者的頭部或大腦中的血流量的特征的特定位置中。所述血流量的實例可以出現在本文所討論的任何血管中，尤其是將血液提供至頭部和/或大腦的動脈和血管，不管所述血管是否在大腦中或是否給大腦供血。
[0064]示例性頭戴式聽筒120可以包括適合用于改善患者的舒適度和/或與患者的粘附的特征。例如示例性頭戴式聽筒120可以在所述裝置中包括允許患者的皮膚透氣的孔。示例性頭戴式聽筒120可以進一步包括填料、減震器、穩定器、皮毛、泡沫氈或用于增加患者舒適度的任何其它材料。
[0065]如上述所提到的，示例性頭戴式聽筒120除用于測量生物阻抗的電或包括電極的裝置之外或作為用于測量生物阻抗的電或包括電極的裝置的替代，可以包括一個或多個另外傳感器140。例如，另外傳感器140可以包括被配置來從患者的區域獲得PPG數據的一個或多個部件。另外傳感器140可以包括任何其它合適的裝置，并且不限于圖1中所示的單一傳感器。另外傳感器140的其它實例包括用于測量局部溫度的裝置(例如，熱電偶、溫度計等)和/或用于進行其它生物測量的裝置。
[0066]示例性頭戴式聽筒120可以包括任何合適形式的通信機制或裝置。例如，頭戴式聽筒120可以被配置來將數據、指令、信號或其它信息無線地傳送或接收至另一設備、分析裝置和/或計算機。合適的無線通信方法可以包括射頻、微波以及光通信，并且可以包括標準協議如藍牙、WiFi等。除這些配置之外或作為其替代，示例性頭戴式聽筒120可以進一步包括導線、連接器或被配置來將數據、指令、信號或其它信息無線地傳送或接收至另一設備、分析裝置和/或計算機的其它導管。示例性頭戴式聽筒120可以進一步包括任何合適類型的連接器或連接能力。所述合適類型的連接器或連接能力可以包括任何標準計算機連接(例如，通用串行總線連接、火線連接、以太網或允許數據傳輸的任何其它連接)。所述合適類型的連接器或連接能力可以進一步或可替代地包括被配置用于示例性裝置100或被配置用于其它裝置和應用的專門化的端口或連接器。
[0067]腦灌注監測器130可以包括被配置來獲得和分析生物阻抗信號如IPG信號和/或另外信號(如PPG、ECG以及MRI信號)的至少一個處理器160。處理器160可以被配置來進行本文所描述的信號分析方法中的全部或一些，并且還可以被配置來進行本領域技術人員已知的任何常見的信號處理任務，如濾波、去噪等。處理器160還可以被配置來進行特定于本文所描述的信號分析技術的預處理任務。所述預處理任務可以包括但不限于信號偽差(如運動和呼吸偽差)的去除。
[0068]圖2提供腦血管200的主要特征的圖形表示。圖2中的腦血管是從大腦的下方觀察的，其中所述頁面的頂端表示受試者的前面。供給至大腦201的血液來自穿過頸部的四條主動脈。較大的兩個是頸部的前面部分中的右和左頸內動脈(ICA) 210。椎動脈(VA) 220定位在頸部的后面中并且連接形成基底動脈(BA) 230。所述內頸動脈和所述基底動脈通過后交通動脈(未示出)和前交通動脈(未示出)連接形成動脈環(COW)。在理想的患者體內，所述COW是即使當所述供血動脈中的一個或多個被阻塞時也允許血液供給至大腦201的連接的動脈的網狀系統。
[0069]將血液供給至大腦201的主動脈是腦中動脈(MCA) 240、腦前動脈(ACA) 250以及腦后動脈(PCA) 260。當診斷減少的血流量至大腦201的部分時，MCA240可能是感興趣的一個區域。MCA240是對最大大腦區域的唯一血液供給一約每個大腦半球的三分之二。
[0070]可以放置示例性頭戴式聽筒120的電極以使得信號通路在一定程度上與MCA240或其它動脈重合、交叉或交互。例如，電極Iio可以被定位成跨越MCA240，以使得MCA240在解剖頭部并延伸穿過每個電極的一對平面之間運轉。因此，信號特性如阻抗的測量可能指示和/或與MCA240或其它動脈中的血流相關。由頭戴式聽筒120的特定配置協助的特定電極110放置在所述患者的太陽穴中或周圍例如可以能夠產生包括信息、特別是涉及MCA240中的血流的信息的信號。所述電極可以例如相距70mm至90mm。所述電極還可以定位于頭部上的特定位置處。例如，可以將電極的第一對111和112安排在前額上發線下面并且第二對113和114安排在耳朵上耳垂的上部下面。在這些位置中，可以直接地將所述電極放置在裸露皮膚上而不是頭發上，并且可以實現比放置在頭皮的毛狀區域上更好的電接觸和更好的粘附，但是本發明可以與放置在其它位置(包括頭皮)中的電極一起使用。還可以遠離外部面動脈并且遠離廣泛肌肉群像眼肌放置所述電極。
[0071]圖3提供受試者的大腦201中的示例性生物阻抗信號通路310的圖形表示。所述示例性配置示出穿過右和左大腦半球中的每個的多個信號通路310。所述多個信號通路在經由頭戴式聽筒120固定至受試者的頭部的電極110之間延伸。信號通路310的阻抗可受沿所述通路的血液的存在或不存在影響，因為血液具有相對低的阻抗。信號通路310中的至少一些可以與大腦血管重合。因此可以測量指示大腦201的血管中的血流動力學特征(如血容量)的信號特征。生物阻抗的變化因此可以指示大腦201中的血流量的變化。圖3中所描繪的信號通路310僅表示可能存在于信號通路310的一般區域中的無限數量通路中的少數。
[0072]圖4提供從腦血流動力學測量裝置100獲得的示例性生物阻抗信號401、402的圖形表示。所示的生物阻抗信號401、402分別地示出如使用示例性裝置100所測量的相對健康的患者的右和左大腦半球的阻抗振幅的周期變化。因此，信號401和402是與受試者的大腦相關聯的第一信號和第二信號的實例，并且它們各自指示所述受試者的大腦的血流動力學特征。
[0073]如在圖4-7中所示的生物阻抗信號波形是在信號調理以便去除噪聲和呼吸偽差之后示出。這種類型的信號調理可能導致所展示的波形上的“平的”基線并且可以通過利用頻域或時域中的濾波以多種方式進行。通過對所有信號使用相同的相位延遲或使用零相位延遲濾波，所述濾波不會改變信號的相對定時。保持相同的相位延遲以便避免定時延遲的失真對于本領域的技術人員是已知的。
[0074]如在圖4中所示，生物阻抗振幅對于左和右大腦半球都顯示出周期性循環。振幅中的這種變化的周期大約是心動周期的周期。在圖4中，y標度與阻抗振幅呈負相關。SP，阻抗振幅的高值是通過如圖4中所示的信號中的低值來反映。更具體地說，每個心動周期實際上以阻抗的減少開始，所述阻抗的減少對應于圖4中所示的信號峰值中所反映的血流量的迅速增加。在圖4中的每個心動周期中所示的極大值(即，所述信號峰值)指示對應于響應于心跳的最大血流量的阻抗極小值。
[0075]如以上所描述，從受試者的頭部獲得的生物阻抗信號波形可以指示腦血流量。生物阻抗波形中第一時間間隔與第二時間間隔之間的變化因此可以指示腦血流量的變化。例如，如果每個周期中的局部最大值(其對應于阻抗最小值)的高度在第一和第二時間間隔之間減少，那么這可以指示腦血流量的減少。將可能包括一個或多個波形周期的與第一時間間隔相關聯的生物阻抗信號與可能包括一個或多個波形周期的與第二時間間隔相關聯的生物阻抗信號進行比較，因此可能產生指示腦血流動力學特征的信息。
[0076]從生物阻抗信號測量獲得的數據(如圖4中所示的結果)可以與血流量的更直接的測量(如通過磁共振成像(MRI)、經顱多普勒超聲(TCD)或灌注計算機斷層攝影術(PCT)以及計算機斷層攝影血管造影術(CTA)獲得的結果)相比較或相關。所述比較或相關性可以然后用于來自生物阻抗信號測量的數據的解釋、量化以及建模中。腦灌注監測器130中的至少一個處理器160可以使用這種相關性和建模信息以便輸出用于基于無創地獲得的生物阻抗信號診斷腦血流動力學狀況的變化的信息。
[0077]此外，在具有減少的血液流動至大腦201的患者體內，如在患有腦血管事件如中風的患者體內，通常大腦201的一側顯示出血流量的減少而另一側不會。這通常是因為與腦血管事件相關聯的閉塞或阻塞是在一個半球的局部。因為這一點，來自兩個半球的生物阻抗信號波形如圖4中所示的那些可以直接地彼此進行比較以便診斷腦血管狀況。在顯示出腦血管事件的患者體內例如所述兩個生物阻抗信號波形將總體上顯示出比圖4中針對健康患者所示的更大程度的相異度。即，在健康受試者體內，右和左大腦半球中的血流量經常是類似的，如在圖4中所示。在某些條件下，可能出現與腦血管事件不相關的大腦201的兩個半球中的血流量之間的不對稱。例如，不對稱差異可能由頭部位置或具體受試者的生理學中的不對稱造成。后者的一個實例將是頸動脈的不對稱變窄。因此，從廣義上說，本發明的一個實施方案可能涉及以下認識:來自受試者的頭部的相對側的生物阻抗測量中的不對稱的檢測與腦血管事件相關，并且所述信息(和/或不對稱隨時間的變化)可以用于診斷腦血管事件(或以前檢測的腦血管事件的改善)。
[0078]雖然圖4示出生物阻抗信號波形的振幅的變化，但還可以從生物阻抗信號波形的相位角獲得信息。生物阻抗信號波形的振幅和相位可能同時受受試者的電阻抗的電阻分量和電抗分量影響。典型地，受試者的電阻抗的電抗分量可能產生所測量的生物阻抗信號中的相位差。因此，單獨地或組合地分析的生物阻抗信號的振幅和相位可以指示腦血流動力學特征。
[0079]圖5提供單個生物阻抗信號波形周期510的示例性信號特征的圖形表示。波形周期510對應于心動周期，并且所述波形中的信號特征可以對應于心動周期中的單個事件。例如，第一峰值P1，511可以對應于主動脈瓣開放之后的血流量的初始上升，其可以對應于最小值MO，521。第二峰值P2，512可以對應于心動周期的收縮期結束過程中的血流量的第二次上升，其可以對應于最小值M1，522。最小值M2，523可以對應于所述主動脈瓣關閉時血流量的下降。最后峰值P3，513可以對應于在心動周期結束時舒張期過程中連續下降之前的血流量的最后增加。僅出于討論目的，圖5中所示的信號特征僅是可以在生物阻抗波形中檢測的信號特征的一些實例。此外，檢測的信號特征不一定局限于單個波形周期。生物阻抗信號的信號特征可以例如通過分析來自不同周期的多個對應極大值的平均振幅來監測。
[0080]此外，雖然圖5示出以振幅為特征的生物阻抗信號波形，但本文所描述的方法和結構可以用于確定生物阻抗信號波形的其它方面中的信號特征例如以相位角波形為特征的那些。生物阻抗信號的相位角方面可能與生物阻抗信號的振幅方面不同地響應，因為所述相位角對應于生物阻抗信號的電抗分量。生物阻抗信號波形的相位角方面的分析可以提供有關血流動力學特征的另外或不同的信息。可以相對于振幅波形使用本文描述的任何方法并且通過本領域已知的任何另外方法來分析相位角波形。生物阻抗信號的相位角波形可以通過它們本身進行分析，和/或可以與其它生物阻抗信號方面相比較或相結合來進行分析。
[0081]圖6a和6b提供多個心動周期內的生物阻抗信號波形的示例性振幅與相位角方面之間的比較的圖形表示。在一些條件下，如在圖6a中所示，相位角波形可以表現出與同時地獲得的振幅波形類似的特征。例如，在圖6a中，分別從頭部的左(以黑色示出)和右(以灰色示出)側獲得的相位角波形613、614之間的延遲與對應地從頭部的左(以黑色示出)和右(以灰色示出)側獲得的振幅波形611、612之間的延遲類似。生物阻抗信號波形的相位角與振幅方面之間的信號特征中的所述類似性可以提供用于診斷動脈閉塞的變化的另外信息。
[0082]相位角波形還可以表現出與同時地獲得的振幅波形不同的特征，如例如在圖6b中所示。在圖6b中，分別從頭部的左(以黑色示出)和右(以灰色示出)側獲得的相位角波形623、624顯示出比對應地從頭部的左(以黑色示出)和右(以灰色示出)側獲得的振幅波形621、622所顯示出的更大的不對稱。與頭部的右側相關聯的相位角波形624的峰值與與頭部的右側相關聯的相位角波形623的峰值相比減少。此外，相位角波形623表現出從它的峰值的更陡峭的衰減。這些差異未出現在振幅波形621和622中。因此，生物阻抗信號的相位角和振幅波形的信號特征中的差異可以提供用于診斷動脈血壓的變化的另外信息。
[0083]可以通過任何類型的分析來檢測如在圖5中所示的信號特征。在一個實施方案中，可以通過查找所測量的波形中的拐點來檢測信號特征。在圖7中所示的另一個實施方案中，可以進行脈沖分解分析。所述檢測分析可以使用至少一個處理器，如關于圖1所描述的至少一個處理器160來進行。
[0084]圖7提供如由用于檢測生物阻抗信號中的信號特征的脈沖分解算法分解的生物阻抗信號波形周期710的圖形表示。如關于圖5所討論的，一組信號特征可以包括第一峰值、第二峰值以及第三峰值P1511、P2512以及P3513和最小值M0521、M1522以及M2523，所述值可以如圖5中所示基于生物阻抗信號波形511中的拐點進行計算。脈沖分解算法代表計算信號特征的一種替代方法。脈沖分解算法可以通過使用基本函數的組合逼近生物阻抗信號來參數化所述生物阻抗信號。
[0085]用于最佳擬合的基函數可能與生理脈沖波形函數相關或可以具有與生理脈沖相像并且提供穩定擬合參數的總體形狀。合適的基函數的一個實例是高斯函數。高斯基函數可以提供脈沖寬度和曲率的明確定義、穩定的擬合算法以及高階導數的全面確定。利用高斯基函數的脈沖分解算法可以參見圖7如以下所描述的來進行。
[0086]圖7提供分別計算為對第二、第一以及第三峰值P2512、P1511以及P3513的最佳擬合的第一高斯721、第二高斯722以及第三高斯723的三個高斯基函數的圖形表示。使用ECG信號，可以將生物阻抗信號分成單個波形710，每個對應于心動周期。然后可以確定所述ECGR波脈沖之后的波形最小值。接著,可以確定所述最小值之后的波形全局最大值點。然后可以基于所述全局最大值與之前獲得的統計數據的定時之間的對應來確定所述波形全局最大值點是否表示第一峰值、第二峰值或第三峰值P1511、P2512或P3513。接著，標準基函數如高斯可以用于使用來自之前獲得的統計數據的定時和寬度限制來提供對接近所確定的全局最大值的單個波形的最佳擬合。在圖7中,第一高斯721與最高峰值P2512擬合。使用第二高斯722和第三高斯723，可以然后使用相同基函數確定剩余的兩個峰值對剩余波形的最佳擬合。
[0087]當組合時，所述高斯基函數形成信號特征擬合曲線720，其逼近所述生物阻抗信號波形。如從所述示例性脈沖分解算法派生的界定信號特征擬合曲線720的分量基函數的參數可以用于表征所測量的信號中的每個心動周期。
[0088]所測量的信號可以然后被包括每個心動周期的信號特征擬合曲線720的平滑波形替代。這可允許不同所感興趣的點如最小值M0521、最小值M1522、最小值M2523以及在感興趣的點處的局部曲率的健壯計算。所述計算機參數、相對振幅、定時與ECG以及寬度可以用于表征所述波形。方法如所公開的示例性脈沖分解算法可能有用于檢測通過使用其它技術如拐點確定難以或不可能檢測的信號特征。如在圖7中所示，峰值P1511、P2512以及P3513不與生物阻抗信號波形710的局部極大值重合，而與生物阻抗信號波形710的分量波形高斯721、722以及723的峰值重合。
[0089]其它示例性基函數可以包括廣義極值(GEV)分布函數。GEV函數可以與其它基函數(如高斯)結合使用或用作唯一基函數。例如，當分解周期性生物阻抗信號時，高斯基函數可以用于擬合所述波形的收縮部分中的第一 P1511和第二 P2512峰值，并且GEV函數用于舒張部分上的P3513。這個選擇可以對所述舒張部分給出比使用用于P3513的高斯基函數更好的擬合，因為GEV函數可能是不對稱的而所述高斯函數是對稱的。
[0090]所述生物阻抗信號波形的參數化還允許另外信號特征的收集和比較，包括初始參數的分布統計。例如，在中風患者的一個半球上測量的P2512脈沖定時的分布可以表示一個信號特征，并且可以與由源自第二半球的P2512脈沖定時的分布表示的信號特征進行比較。
[0091]這些短期統計比較(在幾百個心動周期內，或例如5-10分鐘或更少)可以傳達半球之間的生理差異或隨時間的相同半球中的生理條件的變化。例如，P2512定時的分布的寬度可能在受中風影響的半球中比在更健康的半球中更大。更大的變化可能是由于中風的血流量不穩定性的表現。
[0092]可以對如圖5中所示的生物阻抗信號的信號特征進行分析以便提供用于診斷腦血流量的變化(包括動脈閉塞的變化)的信息。可以在一段時期內連續地監測和比較信號特征以便提供診斷信息。例如，可以連續地采集生物阻抗信號波形數據以便針對不間斷的時間間隔內的每個心動周期計算信號特征。可以將來自監測所述不間斷的時間間隔的一部分的結果與來自監測所述不間斷的時間間隔的另一部分的結果進行比較。例如，可以在對患者進行手術的過程中在整個不間斷的時間間隔期間連續地監測信號特征以便診斷在所述手術過程中出現的任何腦血流量變化。可以將在所述手術過程中在任意長度的任何一個時間間隔期間檢測的信號特征與在所述手術過程中在任意長度的任何之后的時間間隔處檢測的信號特征進行比較。
[0093]可替代地或另外地，還可以在非連續的時間段內監測和比較信號特征以便提供診斷信息。例如，可以在一個時間間隔期間監測生物阻抗信號波形數據用于與在不與所述第一時間間隔重疊或毗連的第二時間間隔期間監測的生物阻抗信號波形數據進行比較。例如，可以在第一時間測量患者的信號特征基線，例如在手術之前、在進入醫院時、在日常診所就醫時或在當基線測量是可能時的任何其它時間。然后可以將信號特征基線與在任何之后時間(例如，在手術過程中、在出院時、在另一日常診所就醫時等)監測的信號特征進行比較。
[0094]圖8提供與受試者的大腦201的不同半球相關聯的示例性生物阻抗信號之間的定時延遲的圖形表示。源自頭部的相對側的生物阻抗信號反映相對的大腦半球中的血流量。因為中風典型地是不對稱現象，比較所述兩個半球的特征可能得到關于受中風影響的大腦的側的信息。例如，已經通過MRI和CTA技術顯示主要腦血管如大腦中動脈(MCA)中的閉塞導致大腦201的這一部分中的延遲的或減少的血流量。
[0095]類似地，缺血性中風影響可能導致受試者的大腦201的相對半球中所測量的生物阻抗信號的定時之間的可測量的延遲。這些延遲可以體現在來自相對半球的生物阻抗信號中的信號特征的方面中。例如，可以改變最大值(如峰值P2512)的定時。通過使所述右和左半球生物阻抗信號例如與心動周期ECG信號同步，可以檢測所述生物阻抗信號中的定時延遲。
[0096]在圖8中所示的信號中，由實線所示的左半球生物阻抗信號812顯示相對于右半球生物阻抗信號811的定時延遲。所示的定時延遲可以指示缺血性中風。因此，信號811和812 (或其對應子部分)是與受試者的大腦相關聯的第一信號和第二信號的實例，并且它們各自指示所述受試者的大腦的血流動力學特征。這些信號可以例如在關于圖1所描述的至少一個處理器160中進行處理。本發明的實施方案可以涉及使所述第一信號和所述第二信號彼此同步至40ms內。所述同步可以發生例如在獨立的標度(例如用常用電子時鐘信號)上，或可以參考生物學標度發生。生物學標度的一個實例可以由ECG定義。具體地說，來自相對大腦半球的生物阻抗波形信號(或其部分)的定時可以同步至由ECG定義的標度。在一個實施方案中，這種 同步可能發生至40ms內。如同本發明可以使用更短的方案一致地可以使用更長的同步方案。例如，可以進行信號的彼此同步至在幾毫秒內。定時同步的非限制性實例可以包括同步至約40ms、約30ms、約20ms、約IOms以及約5ms內。在其它實施方案中，可以使所述波形彼此同步至5ms內或至幾分之幾毫秒內，如例如至0.1ms或更少內。這種同步分析可以在正在收集生物阻抗信號波形時進行或可以對存儲在存儲器(例如，外部或計算機存儲器)中的記錄的生物阻抗信號波形進行。
[0097]本發明的實施方案可以包括確定所述同步的第一信號與所述第二信號之間的至少一個差異。這種確定可以例如使用如之前關于圖1所描述的至少一個處理器160來出現。所述至少一個處理器160可以例如針對生物阻抗信號波形的一部分或全部確定右和左半球之間的定時差異(如之前所說描述的)。在其它實施方案中，處理器160可以確定其它差異，如振幅差異，或基于源自所述生物阻抗信號的計算的差異。
[0098]至少一個處理器160可以然后輸出用于診斷腦動脈閉塞變化的信息。例如，至少一個處理器160可以用于使用所述兩個信號之間的差異來診斷、建模和/或追蹤患者的腦血管狀況的變化。所述輸出信息可能只是對醫學專業人士的存在顯著變異的簡單指示。可替代地，或另外地，它可以包括表征例如一個或多個變異的振幅、變異的振幅隨時間的變化以及可能指示阻塞的存在、阻塞的程度或阻塞的程度的變化的信息輸出。
[0099]例如可以使用包括在精確定時設備內的至少一個處理器160使右和左大腦半球的波形同步以使得同時地或在已知時間關系的情況下從兩個半球提取數據。例如，波形可以被同步至幾毫秒內以使得特征(如峰值初現)例如可被相關。可替代地，或除基于設備的同步之外，可以基于所述波形中的特征或心電信號的特征使信號同步。例如，可以通過分析與所述生物阻抗波形平行測量的ECG信號來檢測心臟R波，在心臟跳動之前的電信號。因此例如可以使用每個波形中的R波初現的檢測或鑒別來使來自不同半球的波形同步。例如，還可以使用心動周期的任何其它部分的檢測或鑒別來使來自不同半球的波形同步。這種同步分析可以在正在收集生物阻抗信號波形時(例如，實時)進行或對存儲在存儲器中的記錄的生物阻抗信號波形進行(例如，非實時)。
[0100]通過確定從右和左半球接收的信號的信號特征之間的定時延遲，可以提供有關腦血流動力學特征的不同信息。所述定時延遲可以是在整個生物阻抗波形或波形的僅一部分之間。例如，可以針對具體峰值或谷值(例如，P1511、P2512、P3513、M1521、M2522以及M3523)或其不同組合檢測延遲。在一些實施方案中，延遲可能只在若他們通過具體閾值的情況下被認為是顯著的。在一些條件下，如與更短的延遲相比，更大的延遲可能指示加重的病狀。此外，在延遲的持續時間中隨時間的變化可能指示改善的或惡化的狀況。在一些實施方案中，可以監確定時延遲隨時間的推移的變化。在治療期內延遲的下降可能指示所述患者的腦血管狀況正在改善，而延遲的增加可能指示患者的狀況正在惡化。
[0101]使信號同步還可以允許當確定信號之間的差異時由心率變異引起的效應的減少。心率中的變異導致心動周期的長度的變化。因此，由于心率變異信號中的對應信號特征的定時可能變化。例如，當心率升高時峰值P1511可能在信號波形周期內更早出現。因此，分析不同步的波形內的信號特征的定時可能受心率的變異影響。確定兩個同步的信號之間的差異可以因此減少心率變異的效應。
[0102]圖9提供如由脈沖分解算法分解的兩個生物阻抗信號波形之間的示例性統計定時延遲比較的圖形表示。圖9示出通過與關于圖6所描述的方法類似的方法進行的兩個生物阻抗信號波形的脈沖分解。實線表示如通過脈沖分解方法計算的峰值PU P2以及P3的定時在從受試者的大腦的右半球獲得的多個生物阻抗信號波形周期內的分布。虛線表示如通過脈沖分解方法計算的峰值P1511、P2512以及P3513的定時在從受試者的大腦的左半球獲得的多個生物阻抗信號波形周期內的分布。對于每個半球，所述多個生物阻抗信號波形周期是在對應時間間隔期間獲得。峰值921表示峰值P1511的定時在多個生物阻抗信號波形周期內的分布。峰值922表示峰值P2512在多個生物阻抗信號波形周期內的定時的分布。峰值923表示峰值P3513在多個生物阻抗信號波形周期內的定時的分布。
[0103]如在圖9中所示，表示從左半球獲得的峰值分布的虛線示出所有三個峰值921、922以及923相對于右半球的那些的延遲。這些定時延遲可以指示左半球中的腦血流動力學異常。可以隨時間的推移監測如在此計算的定時延遲以便例如確定患者的狀況是否正在改善或惡化。
[0104]圖9示出確定同步的信號波形之間的定時延遲的一種示例性方法。然而，替代實施方案可以利用確定同步的信號波形之間的定時延遲的其它方法。例如，在一些實施方案中，可以使用不同于峰值P1511、P2512以及P3513的信號特征。在一些實施方案中，可以使用用于信號特征檢測的替代脈沖分解方法。并且在一些實施方案中，可以使用信號特征檢測的替代方法。因此，本領域的普通技術人員將會理解存在用于檢測兩個或更多個同步的信號波形之間的差異的不同分析技術，并且本發明在其廣義上不限于任何特定技術。
[0105]在與本公開一致的實施方案中，提供一種用于診斷神經病狀的方法。圖10是示出用于診斷神經病狀的示例性方法的步驟的流程圖。在步驟1001，可以接受與受試者的大腦相關聯的、指示受試者的大腦的血流動力學特征的第一信號和第二信號。所述信號可以例如通過合適地配置的處理器160來接收。在步驟1002，可以使所述第一信號和第二信號彼此同步。例如，可以使所述信號同步至約40ms、約30ms、約20ms、約10ms、約5ms或甚至更少內，所述同步可以例如通過處理器160來進行。
[0106]在步驟1003，可以確定所述同步的第一信號和第二信號之間的至少一個差異。所述至少一個差異可以基于例如所述兩個信號之間的定時延遲通過適合地配置的處理器160來確定。在步驟1004，步驟1003的確定的結果可以用于輸出用于診斷神經病狀的信息。處理器160可以例如被配置來輸出所述信息。用于診斷神經病狀的另外方法可以包括任何和/或所有本文所公開的技術。
[0107]雖然許多前述實例是參照右和左半球的比較進行描述，但是應理解可以采取并且比較來自受試者的頭部的不同位置的測量，并且本發明在廣義上不要求比較信號僅限于相對的半球。類似地，雖然本公開提供生物阻抗信號的分析的實例，但是可以確定與本公開的廣泛原理一致的反映血流動力學狀況的任何信號。
[0108]此外，用于檢測、診斷以及監測中風和閉塞的本發明的實施方案的用途的公開僅是示例性的。在廣義上，本發明可以與使用本文所描述的原理可檢測的任何神經病狀的檢測、診斷和/或治療結合使用。此外，應理解用于診斷受試者的大腦中動脈閉塞的變化的本文所描述的方法和裝置可以被推廣用于診斷任何起源的動脈閉塞的變化，包括中風、血管變性等。在不脫離本發明的精神和范圍的情況下，替代實施方案對于本發明所涉及的領域的技術人員將變得清楚 。因此，本發明的范圍是由所附權利要求而不是前述描述定義。
【權利要求】
1.一種腦血流動力學測量裝置，所述裝置包括: 至少一個處理器，所述處理器被配置來: 接收與受試者的大腦相關聯的第一信號，所述第一信號指示所述受試者的大腦的血流動力學特征； 接收與所述受試者的大腦相關聯的第二信號，所述第二信號指示所述受試者的大腦的血流動力學特征； 使所述第一信號和所述第二信號彼此同步至40ms內； 確定所述同步的第一信號與所述第二信號之間的至少一個差異；以及 輸出用于診斷腦動脈閉塞的變化的信息。
2.如權利要求1所述 的腦血流動力學測量裝置，其中所述第一信號指示所述受試者的大腦的第一半球的血流動力學特征并且所述第二信號指示所述受試者的大腦的第二半球的血流動力學特征。
3.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述第一信號和所述第二信號是生物阻抗信號。
4.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中同步參考心動周期的至少一部分發生。
5.如權利要求4所述的腦血流動力學測量裝置，其中同步參考心臟R波發生。
6.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中同步至40ms內包括同步至IOms內。
7.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中同步至40ms內包括同步至5ms內。
8.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中同步至40ms內包括同步至Ims內。
9.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中同步至40ms內包括同步至0.1ms內。
10.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述處理器被進一步配置來檢測所述第一信號和所述第二信號中的每個中的至少一個信號特征。
11.如權利要求10所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述至少一個信號特征是包括所述第一信號和所述第二信號的至少一個峰值和至少一個最小值的多個信號特征。
12.如權利要求11所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述多個信號特征包括所述第一信號和所述第二信號的第一峰值、第二峰值、第三峰值、第一最小值、第二最小值以及第三最小值。
13.如權利要求10所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述同步的第一信號與所述第二信號之間的所述至少一個差異是所述第一信號中的所述至少一個信號特征與所述第二信號中的所述至少一個信號特征之間的定時延遲。
14.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述處理器被進一步配置來輸出用于基于所述同步的第一信號與第二信號之間的所述至少一個差異隨時間的變化而診斷神經病狀的信息。
15.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述處理器被進一步配置來使所述第一信號和所述第二信號在它們被接收時實時地同步。
16.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述處理器被進一步配置來: 將所述第一信號和所述第二信號存儲在存儲器中； 使所述第一信號和所述第二信號以非實時的方式同步。
17.如權利要求1所述的腦血流動力學測量裝置，其中用于診斷腦動脈閉塞的變化的信息包括用于診斷缺血性中風的存在的信息。
18.如權利要求17所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述處理器被進一步配置來基于診斷缺血性中風的存在來診斷出血性中風的不存在。
19.一種用于診斷神經病狀的方法，所述方法包括: 接收與受試者的大腦相關聯的第一信號，所述第一信號指示所述受試者的大腦的血流動力學特征； 接收與所述受試 者的大腦相關聯的第二信號，所述第二信號指示所述受試者的大腦的血流動力學特征； 使所述第一信號和所述第二信號彼此同步至40ms內； 確定所述同步的第一信號與所述第二信號之間的至少一個差異；以及 輸出用于基于所述同步的第一信號與所述第二信號之間的所述至少一個差異診斷神經病狀的信息。
20.如權利要求19所述的方法，其中所述第一信號指示所述受試者的大腦的第一半球的血流動力學特征并且其中所述第二信號指示所述受試者的大腦的第二半球的血流動力學特征。
21.如權利要求19所述的方法，其中所述第一信號和所述第二信號是生物阻抗信號。
22.如權利要求19所述的方法，其中同步參考心動周期的至少一部分發生。
23.如權利要求22所述的方法，其中同步參考心臟R波發生。
24.如權利要求19所述的方法,其中同步至40ms內包括同步至IOms內。
25.如權利要求19所述的方法,其中同步至40ms內包括同步至5ms內。
26.如權利要求19所述的方法,其中同步至40ms內包括同步至Ims內。
27.如權利要求19所述的方法,其中同步至40ms內包括同步至0.1ms內。
28.如權利要求19所述的方法，其進一步包括檢測所述第一信號和所述第二信號中的至少一個信號特征。
29.如權利要求28所述的方法，其中檢測所述第一信號和所述第二信號中的所述至少一個信號特征進一步包括檢測包括所述第一信號和所述第二信號的至少一個峰值和至少一個最小值的多個信號特征。
30.如權利要求29所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述多個信號特征包括所述第一信號和所述第二信號的第一峰值、第二峰值、第三峰值、第一最小值、第二最小值以及第三最小值。
31.如權利要求28所述的方法，其中所述同步的第一信號與所述第二信號之間的所述至少一個差異是所述第一信號中的所述至少一個信號特征與所述第二信號中的所述至少一個信號特征之間的定時延遲。
32.如權利要求19所述方法，其中輸出用于診斷神經病狀的信息是進一步基于所述同步的第一信號與第二信號之間的所述至少一個差異隨時間的變化。
33.如權利要求19所述方法，進一步包括使所述第一信號和所述第二信號在它們被接收時實時地同步。
34.如權利要求19所述的方法，進一步包括: 將所述第一信號和所述第二信號存儲在計算機存儲器中； 使所述第一信號和所述第二信號以非實時的方式同步。
35.如權利要求19所述的腦血流動力學測量裝置，其中用于診斷腦動脈閉塞的變化的信息包括用于診斷缺血性中風的存在的信息。
36.如權利要求35所述的腦血流動力學測量裝置，其中所述處理器被進一步配置來基于診斷缺血性中風的存在來診斷出血性中風的不存在。
【文檔編號】A61B5/0265GK104023623SQ201280017280
【公開日】2014年9月3日 申請日期:2012年2月7日 優先權日:2011年2月9日
【發明者】O.金羅特, B.什皮格爾曼, S.本-阿里 申請人:奧森醫療科技有限公司