CN100566654C - 用于监测流至脑部的血流量的装置 - Google Patents

Abstract

一种估计脑部中血流量的方法，包括：a)通过在头部中产生电场使电流在头部内部流动；b)至少测量电场和电流的变化；c)用该电场和电流的测量结果，从而估计头部血量的变化，其中使用在颅骨的孔口附近或其上的电极，在儿童身体中产生电流。可选择地，结构选择为将电流的流动集中在脑部的内部中，以达到显著的程度。

Description

用于监测流至脑部的血流量的装置

相关申请

本发明是于2004年7月15日递交的、美国专利申请10/893,570的部分继续申请，该部分继续申请是于2003年1月15日递交的、PCT申请PCT/IL03/00042的部分继续申请，该PCT申请还根据§119(e)要求于2002年1月15日递交的、美国临时专利申请60/348,278的权益。本发明涉及于同日递交的、题为“Cerebral Perfusion Monitor(脑灌注监测器)”的PCT申请，该申请的事务所案卷号为371/04418。这些申请的披露内容在此合并以作参考。

技术领域

本发明的技术领域涉及医疗器械，例如，用于测量流至脑部的血流量。

背景技术

需要在数个医疗活动和医疗过程期间测量脑部血流量，因为流至脑部的血流量的任何失调都会损伤脑细胞的功能，且如果失调延长甚至会导致脑细胞死亡。因为与其他细胞相比脑细胞更易因缺氧受损，且因为受损后脑细胞通常不会再生，所以保持流至脑部的血流量特别重要。一些常见状况会导致流至脑部的总体血流量降低，这包括心律不齐、心肌梗死和外伤性出血性休克。在所有这些情况下，关于脑部中血流量的数量以及流速改变的数据，在评估对脑组织损伤的风险和治疗的功效方面很重要。这种数据的可获得性，使得能够及时地执行各种医疗过程，以增加、降低或稳定脑部血流量，并防止对脑部造成损伤。

用于测量脑部血流量的已有手段很复杂、昂贵，且在某些情况下是侵入性的，这就限制了它们的有用性。目前只有三种处于研究阶段的方法：1)向颈动脉中注入放射性氙元素并在它经过整个大脑时观察它所发出的放射物；2)正电子放射断层摄影术，也是基于诸如放射材料进行的；以及，3)磁共振血管造影术，使用房屋大小的、昂贵的磁共振成像系统施行，且需要数分钟才能给出结果。第四种方法，使用超声波的经颅多普勒仪(TCD)，是非侵入性的，并可立即给出结果。然而，由于难以使声波穿过头盖骨，所以TCD对于大约15％的患者会失效，且它需要经过长期培训和实践的专业人员在施行检测和解释结果方面具有很强的技术。TCD的另一个缺陷是，它只能测量脑部局部区域的血流量，而不能测量总的血流量。

胸腔阻抗测量是一种已知的技术，用于监测充血性心力衰竭的患者的肺部细胞内及细胞外流体。这种技术有效，因为胸腔的在低频下的电阻性阻抗取决于血量和细胞外的其他具有相对较高导电性的电解质液体。(另一方面，胸腔的电容性阻抗极大地取决于细胞内液体量。)由于空气具有非常高的阻抗性，所以呼吸循环期间肺部内空气量的改变成为使胸腔阻抗测量变复杂的影响，且已经开发出用于补偿这种影响的各种方法。见，例如，美国专利5,788,643、5,749,369和5,746,214，其披露内容在此合并以作参考。

在这些阻抗测量中，电流通常会通过一组电极经过胸腔，且不同的一组电极被用于进行电压测量。该“4导线(four wire)”方法能消除载流电路中与流过和胸腔串联的任何阻抗的电流相关联的电压降，例如，由于载流电极与皮肤之间接触差(可能是非预期的改变)，或产生电流的电源中的问题。这些电压降，对于测量胸腔阻抗来说没有价值，不会发生在分离的电压测量电路中，因为其具有很高的阻抗而只有很小的电流流过。

光电体积描记器(Photoplethysmography)是另一种用于监测血流量和血量的技术，使用皮肤表面对红光或红外光的反射性，例如手指或耳垂处。见，例如，J.Webster，“Measurement of Flow and Volume of Blood(血流量和血量的测量)”，John G.Webster(ed.)，“Medical Instrumentation：Application andDesign”(医疗器械：应用与设计)(Wiley，1997)一文，其披露内容在此合并以作参考。

人体中的磁感应电场，包括脑部在内，也用于某些现有的医疗过程中，原则上用于刺激末梢神经系统和中枢神经系统。见，例如，PCT申请WO96/16692，其披露内容在此合并以作参考。末梢神经刺激也是在磁共振成像中使用的时间变化磁场的已知的、不期望的侧面影响。

发明内容

本发明一些实施例的一个方面涉及用至少部分头部的阻抗测量结果来估计流至脑部的血流量。对一些应用来说，没必要准确地测量绝对阻抗，由于在心动周期过程中是通过观察阻抗的改变(由于血量中的改变)来估计血量，和/或确定显著血流量的存在。对于一些应用来说，甚至绝对血流速也不必进行准确地测度，检测血流速随时间的改变就已经足够了。采用了各种方法，以使得阻抗测量结果对脑部的阻抗更加敏感，且对大很多的颅骨阻抗更少敏感，以及减少运动人为因素(motion artifacts)。

在本发明的一些实施例中，通过使电流流过头部并通过电极测量相关电压来测量头部阻抗。为了降低测量中与相对较高的颅骨阻抗有关的误差，使用一对或更多载流电极使电流经过头部，且在分离的高阻抗电路中的一对分离的电压测量电极用于测量跨过头部的电压。可选择地，进一步通过向耳朵中插入电压测量电极来降低对颅骨阻抗的敏感度。可替换或额外地，利用鼻子或其他孔口，或颅骨中较薄的骨头区域。孔口的例子是颅骨中的开口，例如眼窝，或枕骨大孔。较薄骨头区域的例子是太阳穴。

可选择地，使用具有大面积的电极，即使电极本身的面积不是很大，但一个或更多的电极分布在较大区域上(例如，通过使用环状电极)，以便集中电流从而经过头部内部，而不是很多地经过头皮。可选择地，大的电压传感区域(例如是分布在较大区域并短路连接在一起的多个电压测量电极)，或具有长而卷绕形状的或具有分布在大区域上的许多臂的单个电压测量电极，布置在一个或更多类似地分布在较大区域上的载流电极之间。可选择地，当不同电极之间的距离，或电极不同臂之间的距离，与头皮和颅骨的厚度、甚至仅仅与头皮的厚度相比更大或可匹敌时，通过电压测量电极测量的电压趋于对头皮和颅骨的电压降相对地不敏感，且对跨过脑部的电压降相对地更敏感。例如，单独一个电极或电极的单独一个臂至少1mm宽，或至少2mm宽，或至少5mm宽，或至少1cm宽，且以相似的距离将电极分隔开。头部每一侧上的电极总体展开，例如，至少1cm，或至少2cm，或至少5cm。

电极具有在上述范围的较小部分中的宽度或间隔的，电极可以调整为适用于新生儿，包括早产儿。例如，如果单独一个电极、或电极的单独一个臂、或电极之间的间隔，在1mm至2mm之间，或具有更小一些或更大一些的距离，则该距离与新生儿的头皮厚度可相匹敌，所述新生儿头皮厚度大致在1mm至2mm之间。如果单独一个电极、或电极的单独一个臂、或电极之间的间隔，在2mm至5mm之间，或更小一些或更大一些，则该距离可以与新生儿的头皮加颅骨总厚度可相匹敌，该头皮加颅骨总厚度大致在2mm至5mm之间。监测新生儿-特别是早产儿-脑部中的血流量很重要，因为其脑部血流量的自动调整机能并没有很好地发育，且对于血流量的突然改变，如果没有立即检测到并处理，可能导致严重的脑损伤或死亡。测量脑部血流量的其他方法需要特殊的昂贵设备和/或经过特别训练来解读结果的人员，与这些方法相反，脑部血流量的阻抗测量本身，或其与体积描记术相结合，并不昂贵且足够简单，使得它可实用于连续监视新生儿或任何其他的患者。

在本发明的示例性实施例中，监测包括记录那些对于一个特定的婴儿来说导致血流量尖峰的治疗、活动和/或时间。可选择地，对这些治疗进行修正以降低尖峰，和/或在诱发尖峰的时间或活动时提供药物治疗。也可以使用其他的尖峰降低方法。会导致尖峰出现的治疗或活动的例子包括，抽血、导管插入术、噪声负荷、照明改变、进食和/或运动。

在本发明的示例性实施例中，早产儿重量小于2Kg、小于1.5Kg、小于1Kg、小于750gram或中间值或更低的值。新生儿可以是，例如，3.5Kg或更少，如3Kg或2.5Kg或更少。

在本发明的示例性实施例中，对于新生儿患者的测量在颅骨中的开口上执行，例如在头骨尚未长合的位置。

可选择地，随时间测量头部的阻抗。在一个脉搏周期中阻抗的改变，例如，就是在一个脉搏周期中血量改变的测度结果，也就是血流速的测度结果。即使以这种方式测得血流速并不精确，但该技术足以监测在手术过程中发生的流至脑部的血流量的实质性降低，或确定CPR是否正在被有效地执行。

在本发明的一些实施例中，采用感应测量来估计头部的阻抗，并由此估计血量和流至脑部的血流速。有交变电流在其中流动的一个或更多线圈临近头部，并用于在头部中产生变化的磁场，并由此感应出电场，该电场在脑部中驱动涡流。这种涡流的量取决于脑部的阻抗，且由此取决于脑部的血量。在脑部中的涡流通过变化的磁场且由此通过电压来测量，磁场和电压都是在驱动线圈或一个或更多分离的测量线圈中感应出的，这些线圈围绕头部放置，近似地平行于驱动线圈。

可选择地，代替或除了使用驱动线圈或测量线圈来测量脑部中的涡流，使用在皮肤上的电压测量电极，以测量感应电场。可替换或额外地，磁场传感器，例如霍尔传感器、磁通门磁强计、或SQUIDs，被用来测量磁场。感应电场和磁场都取决于脑部阻抗，因为脑部中的涡流会影响磁场。

本发明一些实施例的方面涉及光电体积描记术(photoplethysmography)的使用，以估计流至脑部的血流速，其可单独使用或结合阻抗测量来使用。可选择地，在耳朵内执行光电体积描记术，这使得它对头部中重要的内部血流量更加敏感，与在耳垂中进行的取决于浅表血流量(peripheral blood flow)的测量相反。用于在耳朵内进行光电体积描记术的探针可选择地与用于在耳朵内部进行阻抗测量的电压测量探针相组合。

由此，根据本发明一实施例，提供一种估计脑部中血流量的方法，包括：

a)通过在头部中产生电场，使电流在头部内流动；

b)至少测量电场和电流中的改变；和

c)使用所述电场和电流的测量结果，估计头部血量中的改变。

在本发明一实施例中，使用电场和电流的测量结果包括，至少在两个不同的时刻计算头部阻抗。

在本发明一实施例中，在头部中产生电场包括，在头部上放置至少两个载流电极并在载流电极上施加两个不同电压。

可选择地，多于一个的载流电极具有相同电压。

可选择地，载流电极在面积上足够大，以使得显著量的电流流过颅骨的内部，而不流过头皮。

可替换和可选择地，电极展开到足够大的区域，以使得显著量的电流流过颅骨的内部，而不流过头皮。

在本发明一实施例中，对电场进行测量包括，在与载流电极分离开的电路上、在头部放置两个电压测量电极，以及测量电压测量电极之间的电压差。

可选择地，在头部放置电压测量电极包括，将它们放置在耳朵中。

可选择地，在头部放置电压测量电极包括：将至少三个载流电极放置在头部上；且对载流电极施加不同电压包括：对载流电极施加至少三个不同的电压，以便在头部中产生所需的电流分布。

可选择地，所需电流分布集中在脑部的所需区域中，且估计脑部中血流量包括，估计脑部所需区域中的血流量。

在本发明一实施例中，在头部内产生电场包括：

a)临近头部放置至少一个感应线圈；和

b)在所述至少一个感应线圈中运行随时间变化的电流；由此，在头部内感应出电场，由此使电流在头部中流动包括，引起涡流在头部中流动。

可选择地，在所述至少一个感应线圈中运行的随时间变化电流的频率分布为：使得在头部中流动的涡流不会在头部内的任何一个点上将磁场减少超过3的因数(by more than factor of 3)。

在本发明一实施例中，测量头部中的电流包括，测量由涡流产生的磁场。

可选择地，测量通过涡流产生的磁场包括：

a)在头部上放置两个电压测量电极；

b)通过测量电压测量电极之间的电压差来测量感应电场；和

c)减去由在至少一个感应线圈中流动的电流产生的磁场所感应出的电场部分，由此找出由涡流产生的磁场所感应出的电场部分。

在本发明一实施例中，该方法还包括在头部中的组织上使用光电体积描记术。

可选择地，该组织在耳朵中。

可替换或可选择地，该组织在鼻子中。

在本发明一实施例中，该方法用于在手术过程中监视患者脑部中的血流量。

可替换地，该方法用于在CPR过程中监视患者脑部中的血流量，以校验CPR正被有效地执行。

可替换地，在会导致流至脑部的血流量损失的医疗情况下，该方法用于监视患者脑部中的血流量。

由此，根据本发明一实施例，提供一种设备，用于估计流至脑部的血流量，包括：

a)电源；

b)电场源，使用电源以安全的幅值和频率在头部中产生电场，由此在头部中产生电流；

c)电元件，至少确定头部中的电场的改变，具有足够的精确度，以至少估计头部中阻抗的改变；和

d)监视器，当头部阻抗改变显示出在血流速中的显著改变时，该监视器至少显示能告知使用者的信息。

在本发明的实施例中，电场源包括至少两个载流电极，适于与头部形成良好的电连接，并与电源连接，且电元件包括：

a)电源中的控制器，能控制电源的输出电压和输出电流中的一个，或输出电压与输出电流的组合。

b)仪表，能对跨过头部的电压、流过头部的电流、或跨过头部的电压和流过头部的电流的组合中的一个进行测量，所述组合不是由控制器控制的。

可选择地，电源中的控制器控制输出电流，且仪表为伏特计，且有两个电压测量电极，与伏特计连接，该电压测量电极适于形成与头部的良好的电连接。

可选择地，载流电极包括至少三个载流电极，且至少其中两个载流电极并联于相同电压。

可选择地，载流电极总体上在面积上充分大，以使得有显著量的电流流过颅骨的内部，而不流过头皮。

可替换或额外地，载流电极总体上充分地在一区域中展开，以使得有显著量的电流流过颅骨的内部，而不流过头皮。

在本发明一实施例中，电压测量电极适于放置在头部中的开口内。

可选择地，电压测量电极适于放置在耳朵内。

可选择地，电压测量电极为圆锥形并加有护垫，由此允许它们被足够牢固地压入耳朵，以形成良好电接触，而不会损伤鼓膜。

可选择地，存在探针，其适于用光电体积描记术测量耳朵中血流量，该探针与电压测量电极相组合。

在本发明一实施例中，所述至少两个载流电极包括至少三个载流电极，且电源能同时将至少三个不同电压施加到所述载流电极上，由此在头部内产生所需的电流分布。

可选择地，所述载流电极适于在头部上放置于如下位置，以使得所需电流分布集中在脑部中的所需区域。

在本发明一实施例中：

a)电源产生随时间变化的电源电流；

b)用于在头部内产生电场的装置包括，与电源连接的至少一个感应线圈，其能通过在头部中产生随时间变化的磁场而在头部中感应出电场，由此头部中的电流为涡流；

c)用于至少确定头部中电场的变化的装置，包括电源中的控制器，控制器能确定电源电流的变化率，并由此确定头部中磁场以及头部中感应的电场的变化率；和

d)用于至少确定头部中电流变化的装置，包括传感器，所述传感器感知通过头部中的电流产生的磁场。

可选择地，电源能够在10kHz至100kHz的范围内的至少一部分频率下操作。

可替换或额外地，电源能够在100kHz至1MHz的范围内的至少一部分频率下操作。

可替换或额外地，电源能够在1MHz至10MHz的范围内的至少一部分频率下操作。

可替换或额外地，电源能够在10MHz至100MHz的范围内的至少一部分频率下操作。

在本发明一实施例中，传感器包括所述至少一个感应线圈中的一个。

可替换或额外地，传感器包括分离的传感线圈，其能测量由穿过它的磁通量的变化而感应出的电压。

可替换或额外地，传感器包括固态磁场传感器。

可替换或额外地，传感器包括电压测量电极没，其能测量由随时间变化的磁场所感应出的电场，该磁场是通过至少一个感应线圈所产生的。

在本发明一实施例中，还具有光电体积描记术血流量测量探针，尺寸和形状适于放置在耳朵中。

可选择地，探针在基部足够宽，从而当插入耳朵时探针不会损伤鼓膜。

可选择地，探针被保持元件所包围，当插入耳朵时，保持元件将探针保持在一位置和取向上，以允许对同一位置进行重复的光学测量。

在本发明一实施例中，设备是足够便携的，用于供急救医疗人员在野外使用。

在本发明一实施例中，还具有：

a)头部运动传感器；和

b)控制器，其使用从头部运动传感器而来的数据，以在估计血流量时减少运动人为因素。

根据本发明示例性实施例，还提供一种用于估计流至脑部的血流量的设备，包括：

(a)阻抗测量系统，包括至少一个电极，且所述阻抗测量系统至少产生一个阻抗测量结果；和

(b)监视器，其能基于所述至少一个测量结果确定流至脑部的血流量的改变，

其中，所述至少一个电极配置为，使测量系统的输出电流的至少1％的显著电流量流过颅骨的内部，而不经过头皮。可选择地，所述电流量至少为10％。可选择地，所述电流量至少为30％。

在本发明示例性实施例中，头部表面上的最小凸起区域横向至少为1cm，该最小凸起区域包括具有相同极性的每一个载流电极。

在本发明示例性实施例中，该设备包括：

i)电源，包括控制该电源输出电流的控制器；

ii)至少两个载流电极，适于与头部形成良好的电连接，并与所述电源连接，该电极使用电源以安全的幅值和频率在头部中产生电场，由此使输出电流在头部中流动；且

iii)伏特计，和与该伏特计连接的两个电压测量电极，该电压测量电极适于与头部形成良好的电连接，由此允许所述伏特计至少确定头部中的电场中的改变，伏特计具有足够的精确度，以至少能估计头部中阻抗的改变，

其中，当头部阻抗改变显示出在血流速中的显著改变时，所述监视器至少显示能告知使用者的信息。可替换或额外地，所述区域至少为横向2cm。可选择地，所述区域至少为横向5cm。可选择地，所述区域至少为横向10cm。

在本发明的示例性实施例中，一个载流电极的至少一部分在相反的两侧临近同一电压测量电极的两个部分，或一个电压测量电极的至少一部分在相反的两侧临近同一载流电极的两个部分，或以上两种情况都存在。

在本发明的示例性实施例中，一个载流电极的至少一部分在相反的两侧临近同一电压测量电极的两个部分，或一个电压测量电极的至少一部分在相反的两侧临近同一载流电极的两个部分，或以上两种情况都存在。

在本发明的示例性实施例中，一个载流电极的至少一部分在相反的两侧临近该同一电压测量电极的两个部分。

在本发明的示例性实施例中，一个电压测量电极的至少一部分在相反的两侧临近该同一载流电极的两个部分。

在本发明的示例性实施例中，至少一个所述电极包括环形电极，该环形电极围绕与所述环形电极临近的该电极，或围绕该电极部分。

在本发明的示例性实施例中，电压测量电极和载流电极的至少一些部分形成为互相盘绕的螺旋形。

在本发明的示例性实施例中，至少一个电极适于放置在头部中的开口内，或放置在颅骨中的开口附近，或颅骨较薄区域的附近。

在本发明的示例性实施例中，该设备包括：

a)电源，包括控制该电源输出电流的控制器；

b)至少两个载流电极，适于与头部形成良好的电连接，并与电源连接，该电极使用电源以安全的幅值和频率在头部中产生电场，由此使输出电流在头部中流动；和

c)伏特计，和与该伏特计连接的两个电压测量电极，该电压测量电极适于与头部形成良好的电连接，由此允许伏特计至少确定头部中的电场的改变，伏特计具有足够的精确度，以至少能估计头部中阻抗的改变。

在本发明的示例性实施例中，电压测量电极适于放置在头部中的开口中。可选择地，电压测量电极适于放置在耳朵中。可选择地，电压测量电极为圆锥形并加有护垫，由此允许它们足够牢固地压入耳朵，以形成良好电接触，而不会损伤鼓膜。可替换或额外地，该设备包括探针，适于以光电体积描记术来测量耳朵中的血流量，该探针与电压测量电极相组合。

在本发明的示例性实施例中，至少一个电极通过调整其尺寸和形状而适于放置在颅骨开口的附近。可选择地，开口为眼窝，且电极形状为适于配置在闭合的眼睑上。

在本发明的示例性实施例中，开口为枕骨大口，且电极形状适于配置在颅骨根部附近。

在本发明的示例性实施例中，开口为耳朵，且电极尺寸和形状适于放置在耳道中。

在本发明的示例性实施例中，开口为耳朵，且电极尺寸和形状适于放置在耳朵后面。

在本发明的示例性实施例中，至少一个电极通过调整其尺寸和形状而适于放置在颅骨的较薄区域附近。可选择地，该较薄区域为太阳穴。

在本发明的示例性实施例中，该设备包括：

a)电源，包括控制该电源输出电流的控制器；

b)至少两个载流电极，适于与头部形成良好的电连接，并与电源连接，该电极使用电源以安全的幅值和频率在头部中产生电场，由此使输出电流在头部中流动；和

c)伏特计，和与该伏特计连接的两个电压测量电极，该电压测量电极适于与头部形成良好的电连接，由此允许伏特计至少确定头部中的电场的改变，伏特计具有足够的精确度，以至少能估计头部中阻抗的改变。

其中，载流电极总体上充分地在一区域中展开，以使得至少1％的显著电流量流过颅骨的内部，而不流过头皮，且其中所述至少两个载流电极具有至少三个载流电极，且电源能同时对所述载流电极施加至少三个不同电压，由此在头部内产生所需的电流分布。

可选择地，载流电极适于放置在头部的如下位置上，以使得所需的电流分布集中在脑部的所需区域中。

根据本发明示例性实施例，还提供一种用于估计流至脑部的血流量的设备，包括：

(a)阻抗测量系统，包括至少一个电极，阻抗测量系统产生至少一个阻抗测量结果；和

(b)监视器，基于所述至少一个测量结果确定流至脑部的血流量的改变，

其中，至少一个电极通过调整它们的尺寸或形状中的一者或二者，而适用于儿童。

可选择地，所述系统包括：

i)电源，包括控制该电源输出电流的控制器；

ii)至少两个载流电极，适于与头部形成良好的电连接，并与电源连接，该电极使用电源以安全的幅值和频率在头部中产生电场，由此使输出电流在头部中流动；和

iii)伏特计，和与该伏特计连接的两个电压测量电极，该电压测量电极适于与头部形成良好的电连接，由此允许伏特计至少确定头部中的电场的改变，伏特计具有足够的精确度，以至少能估计头部中阻抗的改变，

其中，当头部阻抗改变显示出在血流速中的显著改变时，所述监视器至少显示能告知使用者的信息。

在本发明的示例性实施例中，电极通过调整它们的尺寸或形状中的一者或二者，而适用于新生儿。

在本发明的示例性实施例中，电极通过调整它们的尺寸或形状中的一者或二者，而适用于早产儿。

在本发明的示例性实施例中，所述至少一个电极的两个不同电极之间的距离，或一个电极的不同臂之间的距离，在1mm至2mm之间，由此将该设备调整为可用于头皮的厚度在1mm至2mm的患者。

在本发明的示例性实施例中，所述至少一个电极的两个不同电极之间的距离，或一个电极的不同臂之间的距离，在2mm至5mm之间，由此将该设备调整为可用于头皮加颅骨的总厚度在2mm至5mm厚的患者。

在本发明的示例性实施例中，该至少一个电极适用于头皮厚度在1mm至2mm之间的患者。

在本发明的示例性实施例中，该至少一个电极适用于头皮加颅骨的总厚度在2mm至5mm的患者。

根据本发明示例性实施例，还提供一种用于估计流至脑部的血流量的设备，包括：

a)电源，包括控制该电源输出电流的控制器；

b)至少两个载流电极，适于与头部形成良好的电连接，并与电源连接，该电极使用电源以安全的幅值和频率在头部中产生电场，由此使输出电流在头部中流动；

c)伏特计，和与该伏特计连接的两个电压测量电极，该电压测量电极适于与头部形成良好的电连接，由此允许伏特计至少确定头部中的电场的改变，伏特计具有足够的精确度，以至少能估计头部中阻抗的改变；

d)至少一个电极结构，至少一个载流电极和至少一个电压测量电极机械地连接在该至少一个电极结构上；和

e)监视器，其基于所述测量产生指示血流速中显著改变的信号。

可选择地，所述连接为非弹性的。可替换地，所述连接是刚性的。

根据本发明示例性实施例，提供一种估计患者脑部血流量的方法，包括：

a)通过在头部上放置至少两个载流电极并在该载流电极上施加两个不同电压，使电流在头部内流动，由此在头部内产生电场；

b)至少测量电场和电流中的改变；和

c)使用所述电场和电流的测量结果，估计头部血量中的改变，其中患者的头皮厚度在1mm至2mm之间，或其中患者头皮加颅骨的总厚度在2mm至5mm之间。

根据本发明示例性实施例，提供一种估计脑部血流量的方法，包括：

a)通过在头部上放置至少两个载流电极、使该载流电极中的至少一个临近颅骨中的开口或较薄区域、并在该载流电极上施加两个不同电压，使电流在头部内流动，由此在头部内产生电场；

b)至少测量电场和电流中的改变；和

c)使用所述电场和电流的测量结果，估计头部血量中的改变。可选择地，至少一个电极防止在开口。

根据本发明示例性实施例，提供一种估计脑部血流量的方法，包括：

a)通过在头部上放置至少两个载流电极并在该载流电极上施加两个不同电压，使电流在头部内流动，由此在头部内产生电场；

b)至少测量电场和电流中的改变；和

c)使用所述电场和电流的测量结果，估计头部血量中的改变，

其中头部表面的最小凸起区域横向至少为2cm，该区域包括具有给定极性的每个载流电极。

附图说明

参看附图，在以下部分中对本发明的示例性实施例进行了描述。附图不一定是按比例的，且相同的或类似的附图标记被用于不同的附图中的相同或相关的特征。

图1A为带上了根据本发明示例性实施例的电极的头部横截面示意图。

图1B、1C和1D为根据本发明的三个其他示例性实施例的电极结构表面的视图，该表面将面向皮肤放置。

图2A为根据本发明同于或不同于图1A-1D中所示的示例性实施例的典型阻抗数据图表。

图2B为插入耳朵的光学探针和电极的横截面示意图。

图3A、3B和3C为根据本发明三个其他示例性实施例的带有感应线圈的头部示意性透视图。

图4为根据与图3B相同的实施例的显示了脑部和感应线圈的头部示意图。

图5A、5B和6为根据本发明的三个不同示例性实施例的带有电极和监视器的头部透视图。

具体实施方式

图1显示了从顶部观看的头部100的横截面，包括颅骨102，具有与耳朵相关联的两个开口104，和包括了脑的内部区域106。需要的是测量内部区域106中电阻抗的变化，而不具有被颅骨的大很多的阻抗所支配的测量。两个正载流电极108显示为在头部右侧与皮肤接触，其中一个在耳朵前方，而另一个在头部后方。类似地，两个负载流电极显示为在头部左侧与皮肤接触。这是可变的，例如，在每一侧只有一个电极，或在每一侧具有多于两个的电极，或电极位于耳朵上方或下方，或在耳朵上，且正电极的数量不需要等于负电极的数量。用电极覆盖头盖骨的很大区域，例如头部表面的2％、或5％、或10％，保持足够量的电流流过头部内部，并降低通过流经头皮而旁通过头部内部的电流量。这可通过在每一侧设置多于一个的电极或通过设置大电极来实现，这些电极可以符合或制造为符合头部的曲线。可选择地，代替在头部每一侧设置一个大电极，或代替以相同的电压在每一侧设置数个小电极来覆盖大的总面积，至少在头部的一侧设置具有较大直径的环形电极，即使它只是具有小的总面积的薄的环形(thin annulus)。可选择地，在环形电极中央还有一个电极，不必很大，具有相同的电压，且可选择地，环形电极在其中具有一个或多个断点(breaks)。可替换或额外地，多个电极遍布在较大面积上，具有相同的电压，即使电极本身的总面积为很小也是可以的。电流趋于集中，以经过头部的内部，而不是经过头皮，好似环形电极内部的区域或被电极的分布所覆盖的区域为一个大电极一样。所有这些可选实例可用于头部的每一侧或两侧。

可选择地，电极配置使至少90％的电流流过头部的内部。可替换地，至少50％的电流流过头部内部，或至少20％，或至少10％，或至少1％。有显著的电流量流过头部的内部就意味着有足够的电流流过头部的内部，以使得阻抗测量结果充分取决于血量，该测量结果可用于测量血流量。

可选择地，电极108和110通过诸如在ECG测量中使用的导电胶来保持与皮肤的良好电接触。

通过电源112，有恒定的电流从电极108流到电极110。可替换地，电源112产生恒定电压，或恒定电压与恒定电流的某种接合，但电流是被测量的。可选择地，通过电源，不同电极(甚至是在头部同一侧的不同电极)具有不同的施加于其上的电压，以便产生所需的流过头部的电流分布。例如，电流可以集中在头部的一个区域，以测量该区域的血流量，或者电流可以均匀地分布以测量总血流量。可选择地，在一个区域的电流密度比其他区域的电流密度大两倍。可替换地，在一个区域的电流密度比其他区域的电流密度大50％，或大20％，或大10％。可选择地，采用有限元分析软件或任何本领域公知的数值方法或分析方法来评估在脑部产生的电流分布，该电流分布是由具有不同形状、尺寸、位置、和电压的电极产生的。

尽管前述说明(以及在电源112中所示箭头)提出将DC电流施加于头部，实际上，为了安全起见，通常施加AC电流，可选择地处于20kHz至100kHz的频率，且图1中的“正”电极108和“负”电极110事实上代表通过电源施加的AC电压的两个不同的相，相差180。可选择地，对三个或更多的电极施加AC电压的三个或更多不同的相。为了安全原因，并避免神经刺激，可选择地对电流进行限制，例如限制为0.5毫安或1毫安，某种程度上取决于电极的位置和面积。这是使用恒定电流而不使用恒定电压电源具有的潜在优势。可选择地，由于阻抗测量在低电流下会较不准确，所以电流并不会比上述范围还低很多，例如不会小于0.1毫安。可选择地，以20kHz至40kHz的频率施加电流，该频率足够高以能安全地施加最大电流，但仍然足够低以使得该电流很大程度上被限制在血液和其他细胞外流体中，并被高电阻的细胞膜(high resistance cell membrans)排除在细胞内部之外。这使得所测量的阻抗最大程度地对血量敏感。

可选择地，代替或除20kHz至40kHz之外，在70kHz至100kHz之间施加电流。在该较高的频率范围内，细胞膜由于其有限的电容会开始短路，且大量电流在细胞内流动，同时在血液和细胞外流体中流动。在该较高的频率范围内，尽管阻抗可能对血量的改变有些不敏感，但由于血液和细胞外流体在整个脑部的不均匀分布，所以电流的空间分布可能与较低频率下的有所不同。例如，在高频率下获得阻抗数据，特别是如果其作为低频率下获得的数据的补足，可以提供关于脑部血流量分布或由于脑出血而产生的汇集血液分布的额外数据。可选择地，可在中间频率下施加电流，即40kHz至70kHz，以提供关于血液分布的额外信息，或可仅以中间频率来施加。

在示例性实施例中，电压测量电极114通过开口104插入耳朵中，所达到的位置是：相对来说较好地与颅骨的内部电连接，且电压测量电极114测量与在载流电极108和110之间流动的电流相关联的、跨过头部内部的电压。可选择地，电极114为圆锥形Ag/AgCl电极，加补有浸透了导电胶的海绵体。当它们以一些力被推进耳道中、以便形成良好电接触时，该圆锥形状防止电极压靠鼓膜上在并防止可能对鼓膜造成的损伤。可替换地，电极114形成为耳道的形状，类似于助听器，或足够柔软以使得它们与耳道的形状一致，但制造相对刚性的电极具有潜在的优势：它们可以皮肤更好地保持接触。可选择地，在电极114与鼓膜之间的耳道完全或部分地填充导电胶，或其他导电的流体状材料。可选择地，在耳后也放置电压测量电极，该电极被短路到放置在耳道内的电压测量电极，以提供更大的总电极面积，并更多地展开电极面积。电极114安装在高阻抗记录装置116上，所以几乎没有电流流过电极114。这意味着，通过记录装置116测量的电压很大程度上取决于由电源112产生的在跨过头部内部的电压降，而不是很多地取决于颅骨的阻抗，或与电极114和头部之间的接触、或电极108或110与头部的接触相关联的阻抗。如果替代为测量电极108与110之间的电压，则电压可能决定于颅骨，或电极与皮肤之间的接触。可替换地，电极114并不放置在耳朵内部，而是放置在头部表面。即使在这种情况下，取决于电极108、110和114的尺寸及放置情况，以及取决于颅骨的厚度，通过记录装置116测量的电压并不对跨过颅骨的电压降敏感，或至少与在电极108和110之间测量的电压相比对跨过颅骨的电压降较不敏感，且通过记录装置116测量的电压对头部内部的阻抗足够敏感，以使得可以检测血量的改变。特别是，如果载流电极的直径，和载流电极至电压测量电极的距离，至少比颅骨厚度大几倍，则电压测量电极的电势实质上更接近于脑部表面的电势，而不是更接近于在头部这一侧的载流电极的电势。在一些实施例中，电极114放置在太阳穴上，在该处颅骨比头部的大多数其他部分更薄，以便使通过记录装置116测量的电压更少地取决于颅骨阻抗，且更多地对头部内部的阻抗敏感。在其他示例性实施例中，电压测量电极114或载流电极108和110，或两者，都放置在太阳穴上，或在眼窝上，例如，当眼睛闭合时遮盖眼睑，或放置在枕骨大孔附近的颅骨根部，或这些位置的任意组合。

在本发明的示例性实施例中，如图1B所示，头部一侧的载流电极和电压测量电极为单电极结构117的部分，例如，单电极结构为平坦的盘状。在一实施例中，环形载流电极118围绕中央电压测量电极120，通过圆形绝缘区域与之间隔开。图1B显示了电极结构117与皮肤接触的一面。载流电极相对较宽的分布使得更多电流流过高阻抗的颅骨而进入低电阻的脑部，同时较少电流流过低阻抗头皮的血管化层，电流在血管化层可能旁通过颅骨和脑。在载流电极的直径与头皮和颅骨的厚度可相匹敌的程度时，或至少可与头皮的厚度可相匹敌的程度时，电压测量电极趋于对跨过高电阻的表皮和颅骨的电压降相对地不敏感，且对跨过脑部的电压降相对地更敏感。例如，电极结构117直径为1cm，或直径为2cm，或直径为5cm。电压测量电极和载流电极具有与图1B中的类似的成比例的尺寸，或可替换地具有不同的尺寸，在本发明的示例性实施例中，盘状物的另一侧具有分离的接触点，分别与载流电极和电压测量电极连接，适于与电导线安装，该电导线又与电源112和记录装置116连接。可替换地，提供一体的导线。可选择地，如图1B所示的电极结构用于头部的两侧。

在可替换实施例中，替代电极结构117，采用电极结构112，如图1C所示。如在电极结构117中那样，具有环形(可选择地，带有间隙的环形)载流电极118和中央电压测量电极120，但还具有第二电压测量电极124、外部载流电极118，且可选择地与中央电压测量电极120电短路连接。电极结构122，例如，直径为1cm，或2cm，或5cm，或具有更小的或更大的直径。电极之间的相对比例不必与图1C中的示例性比例相同。与电极结构117相比，电压测量电极更宽的展开分布可以使电压测量对跨过表皮和颅骨的电压降更加不敏感。而且，电压测量电极的宽的展开分布(该电压测量电极具有恒定的电势)可以趋于降低表皮中的放射状电场和放射状电流，并使更大部分的电流流过头部的内部，类似于宽展开分布的载流电极的效果。

在可替换实施例中，采用电极结构126，如图1D所示。该结构具有螺旋状载流电极128，其与螺旋状电压测量电极130互相盘绕。取决于几何形状的具体情况，与电极结构117或122相比，电极结构126为载流电极潜在地提供更大的表面积，由此提供更加集中的流过头部内部的电流样式，并更好地利用可用的表面积。用于电压测量电极130的更大表面积提供类似的益处。只要不同电极臂(arms)的宽度以及它们之间的间隔可与头皮和/或颅骨的厚度相匹敌，电压测量电极就会趋于对表皮和/或颅骨内的电压降相对地不敏感，以及对由于接触差造成的载流电极和皮肤之间的任何电压降相对地不敏感，且对跨过脑部的电压降相对地更敏感。例如，在图1中螺旋的各圈处间隔开1mm，或2mm，或5mm，且电极结构126具有1cm，或2cm，或5cm的直径。满足这些标准的、具有各种尺寸构型的电极结构，可以提供类似于由一个或更多电极结构117、122和126所提供的好处。

可选择地，可以采用电极结构117、122和126以及分离的载流电极和电压测量电极(例如，如图1A中所示的)的任意组合。可选择地，在头部上放置两个以上电极结构，但，可选择地，它们中只有两个同时使用，以产生电流和测量电压。这两个电极结构，或分离的电极组，不必对称地放置在头部的相反侧，但，例如，一个可以放置在眼窝上，而一个在耳朵附近。以不同的位置放置电极结构可以给出关于头部不同区域中阻抗的信息。当电极放置在眼窝上时，优选地眼睛是闭合的，例如，因为患者是无意识的，且电极放置在眼睑上。

可选择地，诸如图1B、1C和1D所示的电极结构，或如图1A所示的分离的电极，放置在颅骨上，或颅骨开口，或颅骨较薄的区域(例如耳朵、眼窝、太阳穴和枕骨大口)，或邻近这些区域放置。可选择地，电极结构或分离的电极不是刚硬的扁平盘状，但足够可挠从而被模制为符合这些区域中头部的形状，或是相对刚硬的但被模制为符合这些区域中头部的形状，可选择地具有一些可挠性以允许它们被调整为与不同个体的不同头部形状相适合，用导电胶填充任何小的间隙。电极结构的刚度以及它们安装在皮肤上的方式，可选择地取决于其所安装的位置。例如，施加较小压力的较软电极结构可以使用在闭合的眼睑上，而不是使用在太阳穴上，以避免不适或对眼睛造成损害。可选择地，导电胶并不覆盖电极结构的整个表面，但只应用于电极本身或其附近，或仅位于载流电极或其附近，以使得载流电极不会与临近的电压测量电极短路。

可选择地，电极具有用于不同人群(例如成人和儿童)的不同尺寸和/或形状。可选择地，不同人群可以使用相同尺寸和形状的电极，但电极的不同部位与不同人群的皮肤进行良好接触。

通过由电源112所产生的电流分割通过记录装置116所测量的电压，这给出内部区域106的电阻抗测度值，该测度值与脑部内的血量有关。可选择地，在计算阻抗时，除通过记录装置116测量的电压之外，或替代通过记录装置116测量的电压，使用通过电源112所产生的电压，有可能作为对由记录装置116所测量的电压的合理性的检验。但通常，与被记录装置116所测量的电压相比，由电源112所产生的电压较多地被颅骨阻抗所影响且较少地被头部内部的阻抗所影响。如果使用AC电流，则当然电流和电压每一个都要通过复数来表示，代表幅值和相位。在非常高的频率下，例如大约100kHz以上，细胞膜的电容开始类似为短路，且电流将几乎像容易地流过血液和其他围绕细胞的液体那样容易地流过细胞。在这样的高频率下，与在低频率下相比，头部的阻抗对血量较不敏感，因为这取决于脑部的总量，包括细胞在内，而不仅仅取决于血量和细胞外流体量。可选择地，为此，使用约100kHz以下的频率来测量头部阻抗。可选择地，特别是在诸如100kHz的较高频率下，由记录装置116或由电源112测量的电压以及由电源112所产生的电流，二者的相对的相测量结果被用于测量头部阻抗。在与100kHz相当的频率下(在这些频率下由于细胞膜的存在头部的阻抗具有实质的电容性的分量)，这样的相测量结果可能是有用的，特别是如果阻抗的电容性分量对血量不敏感，或与头部的电阻性阻抗(resistive impedance)相比取决于血量的程度不同，则更是如此。即使被测量的阻抗很大程度上受到诸如颅骨阻抗或细胞膜电容这样的不期望出现的效应的影响，但如果被测量阻抗仍显著地取决于血量，则被测量的阻抗对于测量血量来说仍是有用的。

可选择地，并不会真的计算阻抗，但血量直接从电压数据确定，特别是如果由电源112所产生的电流一直是相同的情况下。可替换地，采用对电源的反馈，以将通过记录装置116测量的电压保持为恒定(即，恒定的幅值和相位)，且由电源112所产生的电流直接用于确定血量。这些方法的变化，例如保持某种电压及其电流的线性组合相同，对本领域技术人员来说是显而易见的。

图2A显示了电阻性阻抗对时间的曲线图，是在覆盖了数个脉搏循环的时间段内的曲线，如在图1中所描述的那样进行测量。竖直轴线202代表阻抗，或电阻，且水平轴线204代表时间。随时间的平均电阻R具有在竖直轴线上由水平线206给出的值，且与脉搏循环相关联的电阻变差ΔR由区间208示出。在脉搏的心脏收缩阶段中电阻下降，此时脑部的血量V较高，且在心脏舒张阶段中电阻增加，此时脑部的血量V较低。在一个脉搏周期内血量的相对变化ΔV/V与ΔR/R是可比的。如有需要，可以针对给定的电极构型、通过将以本领域其他公知的方法所作出的血量的测度值与ΔR/R的被测量值相比较来校准ΔV/V与ΔR/R之间的精确关系。流到脑部的血量通过将ΔV/V乘以总脑部血量V(例如，从公知的人体平均值估计的)和脉搏次数来获得。

即使没有进行校准，或即使在应用于与作出校准的患者不同的患者时，通过该技术获得的血流量估计值仍足以用于一些有价值的应用场合，诸如确定CPR是否在工作，或在手术过程中检测流至脑部的血流量的突然下降。如果CPR没有被正确地执行，或如果由于中风或在手术过程中经历其他突发事件而导致流至脑部的血流量降低，则流至脑部的血流量可能实质上为零，或低于正常值很多，即使该技术没有非常准确地测量出血流量的绝对值也能检测出这种状况。

图2B显示了插入耳道104中的电压测量电极114的特写图(closeupview)。电极114与记录装置116连接，该记录装置分析电压数据并显示关于脑部阻抗和血流量的信息。电极114被浸入导电胶中的海绵体218包围。电极114形状为圆锥性，且在根部很大所以当它被插入耳朵时不能到达鼓膜。可选择地，存在用于在耳朵中血流量光学测量的系统，结合了电极114。例如，光源220为红色或红外激光器或激光二极管，通过光纤222传送光。光线224从耳朵内部的表面226反射，表面226例如是鼓膜或其他表面，这些表面的颜色受到血流量和/或血液含氧量(oxygenation)的影响。海绵体218牢固地将光纤222保持在其位置，以使得如果测量被重复，则光线224总是能从大致相同的位置进行反射，所以反射性的任何变化是由于血流量或含氧量所产生的，而不是由于光纤222改变了位置或方向而产生的。被反射的光进入另一光纤228，该光纤228将光线带到分析器230。光纤228也被海绵体218牢固地保持在其位置。分析器230使用关于表面226反射性的信息，以测量或估计血流速，和/或血液含氧的程度，以及可选择地显示该信息。分析器230和光源220可选择地基于任何现有的光电体积描记术，对本领域技术人员来说是公知的。可选择地，包括多个光纤在内的纤维光缆用于替代光纤222和/或光纤228。可选择地，导线光纤222和228与将电极114和记录装置116连接起来的导线捆束在一起。可选择地，分析器230与记录装置116封装在一起。可选择地，从分析器230而来的数据与从记录装置116而来的数据相组合，并且基于组合的数据显示血流量的单一估计值。可选择地，即使没有在耳朵中放置电压测量电极114，也可采用包括光纤222和228在内的探针，和海绵体218或类似元件来将该探针保持在其位置，用于在耳朵中进行光学测量。

在图3A、3B和3C中显示了在脑部感应电流和测量电压的不同方法，其显示了以不同的定向绕头部设置的线圈，以在脑部中感应出电流。也可以使用其他的磁感应方法，包括不同的线圈构型，或使用进行旋转或振荡的永磁体或电磁体，以在头部中产生随时间变化的磁场。通过测量它们对感应电磁场的效应来测量该感应电流，测量感应电流给出关于脑部阻抗以及脑部血量的信息。在图3A中，在头部的每一侧都具有线圈302，AC电流在其中流过，由电源304驱动，并在头部内部产生AC磁场。变化的磁通量在头部中感应出电场，该电场与线圈302中的电流平行，但处于相反的方向。AC磁场可选择地足够大以使得感应电场足够大以能产生可测量的效果(如后文中进行讨论的)，但又足够小而不会对末梢神经或中枢神经产生刺激。可选择地，通过使用一连串短脉冲或其他本领域公知的方法来提高神经刺激的阈值，以使得可以使用更高的AC磁场。感应电场产生在脑部中流动的涡流，所具有的幅值取决于脑部的阻抗。涡流又产生它们自己的磁场和相关联的感应电场，降低脑部内部的磁通量。线圈306测量与由线圈302所产生的AC磁通量相关联的电压，且该电压由记录装置308记录。通过在脑部中流动的涡流而造成的磁通量的降低可通过记录装置308检测出来，因为感应电压将变为较低，例如在线圈302和线圈306中的互感(mutual inductance)将会减小。涡流还会为互感给出一个虚(耗散)部，该虚部比互感中实部的减小更易于检测。可以通过观察线圈302和306的互感如何随AC电流频率变化来给出脑部阻抗绝对值的估计值。即使没有给出这样一个脑部阻抗的绝对估计值，在脉搏循环(pulse cycle)中脑部阻抗随时间的变化也能通过观察脉搏循环中互感的变化来检测。

可选择地，由线圈302感应出的电磁场可通过放置在头部上或头部内部的电极来测量，类似于图1A和2B中所示的电压测量电极。电极的形状和尺寸形成为，例如，能放置在耳朵中或鼻子中，或放置在太阳穴上或头部其他位置，带有导电胶。该感应电场决定于脑部阻抗，因为该感应电场被决定于脑部阻抗的涡流所修改。

此处给出了选择线圈302中AC电流频率时采用的一些考虑因素。对于2欧姆米(ohm-meter)的脑部(典型的脑部组织)电阻率来说，当脑部的皮肤深度与其半径(约10cm)可相比时，由涡流产生的磁场可与由感应线圈产生的磁场相比，该涡流产生的磁场取决于脑部的阻抗。这发生在约50MHz的频率下。然而，在超过100kHz的频率下，细胞膜的阻抗可被有效地短路，以使得电流在细胞的内部和外部自由地流动，所以脑部的电阻率又一些低，且涡流在约30MHz时变得重要起来。在这种高频率之下，因为传导路径进入细胞内，所以脑部阻抗与低于100kHz时相比对血量较不敏感，但是阻抗仍然在一定程度上对血量敏感，因为当血量增加时，在脑部中细胞内和细胞外的总流体量仍然会增加。可选择地，采用约10MHz或数十MHz或约100MHz的频率，因为血量在该频率范围内对涡流具有最大的影响。在超过30MHz的频率下，涡流会极大地将磁通量排除在脑部内部之外，且线圈的互感对血量更不敏感。可选择地，所使用的频率足够低，以使得涡流不会在头部内的任何一个点上将磁场减少超过1.5的因数(factor)。可选择地，涡流不会将磁场减少超过3的因数，或超过6的因数。在低于30MHz的频率下，互感实部的小改变可能难于被检测到，但虚部的改变相对来说易于检测，该虚部的改变与低于30MHz的频率成比例，如果其为占主要地位的虚数项，甚至在低于100kHz的情况下也是如此。可选择地，采用数十kHz(约100kHz)，或数百kHz之间的频率，因为它们比数十MHz的频率更易进行工作，且能提供对血量的足够的敏感性。可替换地，可以使用数百kHz(约1MHz)，或数MHz的频率，因为它们能在敏感性和易于使用二者之间提供最佳的折衷。

在不同频率下的涡流可以在脑部中具有不同的空间分布，这既因为皮肤的影响(在超过1MHz的频率下变化最大)，也是因为细胞膜的有限电容(在低于1MHz的频率下变化最大)。与放置在头部的电极所产生的电流相比，涡流也可在脑部中具有不同的分布。电流的不同分布可以提供关于头部中血液分布的不同数据，例如患脑出血的患者体内，血液可能会在一个或更多位置汇聚。可选择地，在多于一种的频率下感应出涡流，或线圈和电极都用于在脑部中感应电流，以便获得更多的关于脑部中血液分布的数据。

可选择地，感应线圈302中的电流量级足够小，从而不会导致末梢神经或中枢神经刺激，或导致有害于健康的影响，或由于对脑部或其他身体组织加热而产生不适。取决于电流频率和持续时间的最大安全电流对本领域技术人员来说是公知的，例如在磁共振成像领域。可选择地，所使用的电流仅比最大安全电流小数倍，或仅小于最大安全电流的数个百分点，而不会小很多倍，以便不会牺牲测量的精确性。

可选择地，代替使用分离的线圈306来检测感应电压，线圈302用于检测感应电压，例如使用线圈302的自感，代替线圈302和306之间的互感。然而，使用互感而不使用自感的优势是，如果记录装置308具有高阻抗，则线圈306中的电压不会对线圈302或线圈306的电阻敏感。具体地，互感的虚部可以是在在由记录装置308测量的电压中占主要地位的虚数项，使得该电压易于测量。另一方面，如果采用线圈302的自感，感应的虚部与该线圈的电阻比起来就会较小，且难以测量。

可替换或额外地，在脑部中由线圈电流和涡流产生的磁场可以通过诸如霍尔传感器、磁通门磁强计(flux gate magnetometers)或SQUIDs这样的磁传感器来测量。与环绕头部的大线圈相比，这些磁传感器会给出更多的局部磁场测量结果，还可以给出对血流量中局部变化有利的数据，有可能对大线圈获得的更为全局的数据作补偿。全局数据也可选择性地通过对数个局部磁传感器的结果进行平均来获得。

图3A显示了在头部侧面的两个线圈302，和两个线圈306，两个线圈306在头部的中间平面附近，但绕过颈部的相反侧面。然而，不必如图所示地对称配置所述线圈。可选择地，只有一个线圈302，或只有一个线圈306。可选择地，线圈302临近头部中间平面，且线圈306位于头部侧面。可选择地通过使用本领域公知的有限元方法或数值方法或分析法，找出线圈的最优构型。

图3B和3C显示了相对于头部在其他方向定向的线圈302和306。除了在线圈之间获得足够的互感以及获得互感对脑部阻抗的足够的相关性之外，选择线圈定向的另一考虑因素是，相对于头部刚性地定位线圈的能力。线圈位置的改变会影响它们的互感和自感，且会在计算脑部阻抗时表现为伪改变。

图4显示了在头部前后配置线圈402，如图在图3B中那样，且线圈406从顶部到下颚下绕过头部，以测量由线圈402感应出的磁通量。在头部内部显示了脑部410。当线圈402中的电流在一个方向上流动时，感应出的涡流414在相反的方向上在脑部中流动，但两种电流相位差小于180°。(脑部中类似的感应出的涡流也可在图3A或3C中所示的线圈构型中看到，但电流会在不同的方向上流动，通常与在该线圈中流动的电流反向)。电流414减少脑部内部的磁通量，并减少通过线圈402和406的总磁通量。电流414还能相对于线圈402中的电流412的相位来改变通过线圈402和406的磁通量相位。通过线圈406检测该磁通量幅值和相位的改变，作为线圈406的电压的幅值和相位的改变，这与电流412的幅值和相位相关。由此线圈406中电压的幅值和相位提供了关于脑部410阻抗的信息。

可选择地，在图3A、3B或3C中任何一幅图中，高导磁率的C形元件(未在图中示出)在两个线圈302之间延伸，以便对于线圈302中的给定电流增加脑部中的感应磁场。这会减少所需电源的尺寸和成本，并减少线圈的电阻加热，以在脑部产生特定的磁场和感应电场。然而，由于磁场中的涡流和磁滞现象，这种C形元件具有引入额外的耗散源的潜在缺陷，这就更加难以检测出通过线圈302在脑部感应出的涡流，且在高频率下，特别是高于1MHz时，许多高导磁率合金都会具有低的导磁率。可选择地，C形元件是叠层形式的，以在给定频率下降低涡流并增加有效导磁率。可选择地，C形元件用五氧化二钒合金(vanadium permendur)或类似地具有低磁各向异性的合金制成，因为其导磁率不会像在高频率下用其他高导磁率材料的情况那样减少那么多。

图5A和5B显示了本发明的便携式的实施例，其潜在地适于在户外使用，与本发明的不可便携实施例相反，例如本发明的不可便携实施例适于在医院设备中在手术过程中来使用。组件502包括载流电极和电压测量电极，每一个都放置在太阳穴上，如图5A所示，或放置在耳朵上，且电压测量电极可选择地插入耳朵中，如图5B所示。可选择地，在头部每一侧的组件502都遮盖住耳朵，类似耳罩，载流电极在耳朵外部而电压测量电极在耳朵内部。可选择地，在每一侧具有多于一个的载流电极。可选择地，一些电极放置在太阳穴或头部其他位置上，而一些电极放置在耳朵上或耳朵内。

可替换地或额外地，组件502包括能在脑部中感应出涡流的线圈，和能检测涡流的线圈或其他磁传感器。可选择地，如果组件502包括线圈，则它们实质上比图5A和5B中所示的大，以便在脑部中产生更均匀的磁场而不是在组件附近集中的磁场，以便减少当产生特定磁场时由线圈产生的电阻性功率。可替换地，线圈很小，且能插入耳朵中，特别适用于在耳朵附近进行阻抗的局部测量。

监视器504可选择地显示作为时间函数的血量或血流速，它们是从阻抗测量结果确定的。可替换或额外地，监视器504具有报警灯和/或蜂鸣器，报警灯例如绿灯和红灯，该绿灯可以在流至脑部的血流速符合要求时亮起，而在血流速过低时或突然改变时，该红灯亮起和/或该蜂鸣器响起。可选择地，监视器504具有5个或更少的报警灯，以使急救医务人员在观看监视器时必须要检查的信息最少。

可选择地，电源与监视器504封装在一起。可替换地，具有分离的电源，在图5A和5B中未示出。

图6为本发明的类似实施例，但具有安装在患者额头上的监视器504。可替换地，具有两个监视器，一个安装在患者额头上，例如仅具有几个报警灯，而另一个安装在患者身上，其可以显示更多的信息。

可选择地，图1A和2B的记录装置116，图1A中的电源112，图2B中的分析器230，图3A、3B和3C中的电源304，图3A、3B和3C中的记录装置308，以及图5A、5B和6中的监视器504，它们中的任何一个都具有控制器，其控制传送到载流电极或线圈中的电流，并分析数据。可选择地，该控制器包括CPU、功率电子器件(power electronic)、AC/DC转换器以及存储软件和数据的非易失存储器(non-volatile memory)。可选择地，控制器的不同元件位于不同位置，例如电源与记录装置和/或控制器或控制器的部件分离地封装。

例如，可以在通过急救医务人员监管的CPR过程中使用这些便携式的实施例，以监测CPR是否被有效地监管。一些研究表明，在没有反馈的情况下，CPR通常不能被有效地监管，这些研究例如是，S.Braunfels，K.Meinhard，B.Zieher，K.P.Koetter，W.H.Maleck，和G.A.Petroianu的“Arandomized，controlled trial of the efficacy of closed chest compressions inambulances(对急救车中封闭胸腔压缩技术功效的随机化、受控试验)”，Prehosp.Emerg.Care 1997 Jul-Sep；1(3)：128-31。这些参考文献的披露内容在此合并以作参考。

在本发明的任何一个上述实施例中，头部相对于电极、线圈或传感器的运动会在测量的血量中造成伪改变，并由此造成伪计算的血流量。各种方法可选择地用于减少这种运动人为因素。例如，可选择地通过随时间进行平均来减少任何不与脉搏循环相关联的运动的影响。由于与脉搏相关联的运动存在，如与CPR的监管相关联的运动那样，这种平均不会在所计算的血流量中消除这种运动人为因素。运动人为因素可选择地可以通过保持头部固定不动来减少，并将电极、线圈和传感器刚性地靠在头部上而保持其位置。可选择地，通过使用加速计来检测头部的运动并模拟运动人为因素、或通过仅使用头部不太运动时而获得的数据来补偿运动人为因素。额外地或可替换地，即使颈部中的脉搏不可用于直接测量血流量，但将在颈部检测的脉搏用于将运动人为因素与脑部中真正的血流量影响区分开，。

通过将该装置针对每种应用情况进行调整，可以最佳地提供这些用于测量脑部中血流量的技术的可能应用。例如：

1)对于诸如心律不齐、心肌梗塞、心搏停止或外伤性出血性休克等紧急医疗情况来说，该装置可选择的制造为可便携的，具有自备的电源，其可能是电池操作的，和/或具有仅能显示有限信息的监视器。

2)对于要对外伤性脑损伤患者进行随访的情况，该装置可选择地应足够便携且足够结实，宜在家庭中使用，使用电池或壁装电源插座的AC电源，和/或具有足够简单而能被经有限训练的患者或家庭成员所使用的监视器，且可选择地还能显示可能使用到的额外信息，例如，被随访护士所使用。

3)对于在进行手术过程之前或过程中对流至脑部的血流量进行检测的情况来说，特别是颈动脉内膜切除术，该装置不必是便携的，或是可以在手推车上随处移动，且可选择地在手术室中显示数据，该数据可能是手术医生或其他医护人员感兴趣的，以使得(例如)响应血流量的下降而实时地在手术过程中采取各种改变。

4)对于监视患诸如中风、昏厥和镰状细胞贫血症等疾病的患者来说，这些疾病中经常发生脑部血流量的失调，该装置可选择地在脑部不同区域测量局部血流量，并可选择地具有不同的形式，一种用于在医院使用，例如在重症监护病房中，且一种用于在家中进行长期监控。

5)对于新生儿重症监护病房来说，该装置没必要是便携的，但电极或线圈和传感器可选择地具有适用于新生儿和早产儿的尺寸、形状和/或安装方法。监视器可选择地整合具有其他关键信号的其他监视器，且配置为：如果检测到脑部血流量显著变化，则例如在护士站处发出警报。可选择地，监视器还记录不利地影响血流量的活动、时间和/或治疗。

6)对于心肺复苏术(CPR)来说，为了验证其正在有效地工作，该装置可选择地每数个胸腔压缩之后对脑部中的血流量进行积分，例如每次肺部膨胀时，且以大的刻度盘或一排灯突出地显示结果，所以监管CPR的人可以立即看到胸腔压缩是否太弱或太强，或太慢或太快，或心脏是否自己开始搏动。该装置的便携形式可选择地在户外或救护车内被急救医务人员所使用。较为不便携的形式，例如在手推车上的，可选择地用于医院的急救室。

对于这些应用，对流至脑部的血流量进行准确的测量没有必要，但对于血流量的大量改变或血流量的存在或缺失的检测是十分重要的。该系统低成本的潜力，以及可被相对来说少经训练的人所使用的因素，对于这些应用来说，特别是CPR，都是十分重要的。该技术超过已有的测量脑部中血流量方法(例如TCD)的潜在优势包括：它能实时地连续测量血流量，它能自动地操作，而不需要仅仅是来开动设备的操作人员，它能测量总体血流量而不是局部血流量，以及在本发明的一些实施例中设备的较小尺寸和便携性。

如本文中使用的，“相同电极的两个部分”包括了电短路连接在一起的两个分离的电极的情况。

已经以实现本发明的最佳实施方式为内容对本发明进行了描述。应理解，根据本发明的一些实施例，并不是在附图或相关的描述文字中显示的所有特征，都会呈现在一个实际的装置中。而且，所示的方法和设备的各种改变(这些对于本领域的技术人员来说是显明的而且是容易完成的)都包括在本发明范围内，而本发明的范围仅由权利要求书限定。还有，一个实施例的特征可以与本发明的不同实施例的特征相结合地设置。本文中，用语“包括”以及“具有”或它们的变形的意思是“包括但不限于”。

Claims (16)

1、一种用于估计流至脑部的血流量的设备，包括：

i)电源，包括控制该电源的输出电流的控制器；

ii)至少两个载流电极，适于放置在头部上，使电流流过头部，至少部分地流过颅骨的内部；和

iii)伏特计，和适于放置在头部上的两个电压测量电极，以在电流流动时至少测量头部中的电场的改变；

其中，所述载流电极和电压测量电极的尺寸和形状形成为，使得它们能以如下的这种方式放置在头部表面上、而不是耳朵内或鼻子内，即它们符合头部表面的曲率，且一个载流电极的至少一部分在相反的两侧临近同一电压测量电极的两个部分，或一个电压测量电极的至少一部分在相反的两侧临近同一载流电极的两个部分，或以上两种情况都存在。

2、根据权利要求1所述的设备，包括监视器，当头部阻抗的改变显示出在血流速中的显著改变时，所述监视器至少显示能告知使用者的信息，其中对于将所述电极放置在头部表面的至少一个这种方式来说，至少1％的电流流过颅骨的内部。

3、根据权利要求1所述的设备，其中，对于将所述电极放置在头部表面的至少一个这种方式来说，头部表面上的最小凸起区域横向为至少1cm，该区域包括相同极性的每个载流电极。

4、根据权利要求3所述的设备，其中所述区域横向为至少2cm。

5、根据权利要求4所述的设备，其中所述区域横向为至少5cm。

6、根据权利要求5所述的设备，其中所述区域横向为至少10cm。

7、根据权利要求1-6中任一项所述的设备，其中，其中一个载流电极的至少一部分在相反的两侧临近其中一个电压测量电极的两个部分。

8、根据权利要求1-6中任一项所述的设备，其中，其中一个电压测量电极的至少一部分在相反的两侧临近其中一个载流电极的两个部分。

9、根据权利要求1-6中任一项所述的设备，其中，两个部分与所述电极中的一个的至少一部分在相反的两侧临近的电极具有环形形状。

10、根据权利要求1-6中任一项所述的设备，其中所述电压测量电极和载流电极的至少一些部分形成为卷绕的螺旋形。

11、根据权利要求1-6中任一项所述的用于估计流至脑部的血流量的设备，包括至少一个电极结构，至少一个载流电极和至少一个电压测量电极以机械的方式连接到该电极结构上。

12、根据权利要求11所述的设备，其中所述连接为非弹性的。

13、根据权利要求12所述的设备，其中所述连接为刚性的。

14、根据权利要求1-6中任何一项所述的设备，其中所述电极通过调整它们的尺寸或形状中的一者或二者，而适用于儿童。

15、根据权利要求1-6中任何一项所述的设备，其中所述载流电极的至少一个包括环形，其围绕至少一个所述电压测量电极的至少一部分；或至少一个所述电压测量电极包括环形，其围绕所述至少一个所述载流电极的至少一部分；或以上两种情况都存在。

16、根据权利要求15所述的设备，其中该环形在其内部具有一个或更多的断点。

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