CN102238905A - 脑血液动力学参数的测量 - Google Patents

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Abstract

一种得到试验对象的脑血管左右不对称度的指示的方法，所述方法包含：a)在每种情况下，通过得到与使给定的注入电流在至少两个电流电极之间通过试验对象的头部相关联的两个电压电极之间的电势差测量所述头部的作为时间的函数的第一阻抗波形和第二阻抗波形，其中在每种情况下，所述电压电极不对称地位于所述头部上，或所述电流被不对称地注入所述头部中，或两者皆有，并且其中测量所述第二阻抗波形时所述电压电极的位置和电流注入的分布是测量所述第一阻抗波形时所述电压电极的位置和电流注入的分布的镜像；以及b)从所述第一和第二阻抗波形的特征之间的差别得到所述左右不对称度的指示。

Description

脑血液动力学参数的测量
相关申请
本申请与同日提交的两个其他PCT专利申请相关，一个名称为“急性中风病人的监控(Monitoring of Acute Stroke Patients)”，代理律师案号为44064，另一个名称为“急性中风的诊断(Diagnosis of AcuteStrokes)”，代理律师案号为44066。
本申请根据美国法典第35条119款(e)主张享有2008年10月7日提交的美国临时申请61/103,287的权益。该申请与2007年11月15日提交的PCT专利申请PCT/IL2007/001421相关，PCT专利申请PCT/IL2007/001421声明2006年12月14日申请的美国专利申请11/610,553的优先权，美国专利申请11/610,553声明2006年1月17日提交的PCT专利申请PCT/IB2006/050174的优先权并且是其部分连续案，PCT专利申请PCT/IB2006/050174是均在2005年6月15日提交的两个相关PCT专利申请PCT/IL2005/000631和PCT/IL2005/000632的部分连续案。这两个PCT专利申请都是2004年7月15日提交的美国专利申请10/893,570的部分连续案，美国专利申请10/893,570是2003年1月15日提交的PCT专利申请PCT/IL03/00042的部分连续案，PCT专利申请PCT/IL03/00042根据美国法典第35条119款(e)主张享有2002年1月15日提交的美国临时专利申请60/348,278的权益。
所有上述文档的内容皆通过援引被并且入，视同在此进行了全面阐述。
技术领域及背景技术
本发明在其一些实施例中涉及用于确定脑血液动力学参数及脑血管系统的其他临床上有用的数据的方法和设备，并且更具体地但非排他地涉及使用电阻抗测量的方法和设备。
许多脑血液动力学参数在临床上对于诊断中风、创伤及可能影响脑血管系统运作的其他状况可以是有用的。这些参数包括局部脑血容量、脑血流量、脑灌流压、平均传输时间、到达峰值的时刻和颅内压。用于测量这些参数并且同时给出准确结果的许多方法对用于连续监控或对于在医院机构之外的初始诊断是不实际的，因为它们是侵入式的，或因为它们需要昂贵的和/或非便携的设备。这样的方法包括将探针插入脑脊髓液或动脉中、计算断层照相(CT)、灌注计算机断层照相(PCT)、正电子发射断层照相(PET)、核磁共振成像(MRI)和经颅多普勒超声(TCD)。在公开为US 2007/0287899和WO 2008/072223的美国专利申请11/610,553及上面所列举的其他相关申请中评述了这种现有技术中的一些。
下述文献描述了使用灌注记算机断层照相寻找脑血液动力学参数和使用这些参数为中风病人评估并且选择治疗过程：ChristianBaumgartner等人所著的“Functional Cluster Analysis of CT PerfusionMaps：A New Tool for Diagnosis of Acute Strokes”(J.of Digital Imaging18，219-226(2005))；Roland Bruening、Axel Kuettner和Thomas Flohr所著的Protocols for Multislice CT(Springer，2005)，特别是在96页上；Ellen G.Hoeffner等人所著的“Cerebral Perfusion CT：Technique andClinical Applications”(Radiology 231，632-644(2004))；以及HiroshiHagiwara等人所著的“Predicting the Fate of Acute Ischemic LesionsUsing Perfusion Computed Tomography”(J.Comput.Assist.Tomogr.32，645-650(2008))。
A.M.Weindling、N.Murdoch和P.Rolfe所著的“Effect of electrodesize on the contributions of intracranial and extracranial blood flow to thecerebral electrical impedance plethysmogram”(Med.& Biol.Eng.&Comput.20，545-549(1982))描述了使用头前部和后部上的独立的电流和电压电极测量头部血流量，并且在心动周期内测量阻抗变化的峰间值以得到血流量。围绕头部放置止血带以临时停止头皮血流，然后松开止血带，以确定所测得的血流量中有多少是由头皮血流引起的，而多少是由颅内血流引起的。当以心脏频率在来自PPG传感器的信号中没有可检测出的变化时，头皮血流被认为是完全被切断的。
J.Gronlund、J.Jalonen和I.Valimaki所著的“Transcephalicelectrical impedance provides a means for quantifying pulsatile cerebralblood volume changes following head-up tilt”(Early Human Development47(1997)11-18)描述了对未成熟的新生儿头部的电阻抗测量。与心动周期相关联的阻抗变化被认为反映了总脑血容量的变化，并且引用了被认为证明了这点的更早的论文。发现当婴儿的头部倾斜20度时，阻抗的变率(在1.5到4Hz范围内)平均减小了27％。描述同一团队的相关研究的更早的论文是J.Gronlund等人所著的“High FrequencyVariability of Transcephalic Electrical Impedance：A New参数值forMonitoring of Neonatal Cerebral Circulation？”(Proceedings of the AnnualInternational Conference of the Engineering in Medicine and BiologySociety，Paris，October 29-November 1，1992，New York，IEEE，US，Vol.6Conf.14，29October 1992，pages 2513-2515.)。
脑电阻描记法(REG)是一种使用头部的生物阻抗测量来获得有关脑血液循环和血液循环问题的信息的技术。通常，对于特定的电极布置，在心动周期内(并且有时在呼吸周期内)测量由头部的血量和血液分布的变化引起的、跨头部两侧的阻抗Z的变化与时间t的函数。如W.Traczewski等人在“The Role of Computerized Rheoencephalographyin the Assessment of Normal Pressure Hydrocephalus”(J.Neurotrauma 22，836-843(2005))中所描述的那样，REG被普遍用于测量或诊断关于血液循环电阻的问题以及关于动脉弹性的问题。例如，在患有正常颅压脑积水的病人中，Traczewski等人发现了两种不同的Z(t)图案，这取决于小的脑动脉的弹性。在给定病人中所看到的Z(t)图案对于就脑积水的不同治疗的可能结果进行预测被认为是有用的。这些病人全部具有相似的、正常的ICP值。
G.Bonmassar和S.Iwaki所著的“The Shape of Electrical ImpedanceSpectrosopy(EIS)is altered in Stroke Patients”(Proceedings of the 26thAnnual Conference of IEEE EMBS，San Francisco，CA，USA，September1-5，2004)描述了使用电阻抗测量中风病人中(而不是在健康的志愿者中)存在的脑脊髓液分布的不对称的系统。该系统使用围绕试验对象的头部对称地放置的10个电极，并且使0到25kHz的白噪声电流通过任何选定的电极对之间，同时测量所有电极处的电势。发现如果电流通过头前部与后部之间，则该系统最好地起作用，但是该论文还描述了使电流通过对称地放置在头部左侧和右侧的电极之间。
Bridger等人的WO 02/071923描述了测量并且分析从声信号所获得的、头部中的脉冲波形。发现头部创伤病人以及中风病人(程度稍轻一点)与正常的试验对象有差别。发现创伤和中风病人与正常的试验对象相比在心率的谐波上(5到10Hz)具有更高的幅度。
Yu.E.Moskalenko等人所著的“Slow Rhythmic Oscillations withinthe Human Cranium：Phenomenology，Origin，and InformationalSignificance”(Human Physiology 27，171-178(2001))描述了使用头部的电阻抗测量和TCD超声测量来研究频率为0.08到0.2Hz的慢波，所述慢波外观上与大脑中的血液供给和氧消耗的调节以及脑脊髓液的循环相关。该研究对健康试验对象和患有颅内压增高的病人进行。A.Ragauskas等人所著的“Implementation of non-invasive brainphysiological monitoring concepts”(Medical Engineering and Physics 25，667-687(2003))描述了使用超声来非侵入式地监控颅脑损伤病人的颅内血量中这样的慢波以及以心脏频率的脉冲波，并且发现它们可被用于确定颅内压。
其他的背景技术包括Naisberg等人的WO 02/087410；Kidwell CS等人所著的“Comparison of MRI and CT for detection of acuteintracerebral hemorrhage”(JAMA；2004：292：1823-1830)；Horowitz SH等人所著的“Computed tomographic-angiographic findings within thefirst 5 hours of cerebral infarction”(Stroke；1991：22 1245-1253)；ATLANTIS，ECASS，and NINDS rt-PA研究组调查员所著的“Association of outcome with early stroke treatment：Pooled analysis ofATLANTIS，ECASS，and NINDS rt-PA stroke trials”(Lancet；363：768-774)；Albers G等人所著的“Antithrombotic and thrombolytic therapyfor ischemic stroke”(The seventh ACCP conference on antithrombotic andthrombolytic therapy，Chest 2004；126：483-512)；Kohrmann M等人所著的“MRI versus CT-based thrombolysis treatment within and beyond the 3hour time window after stroke onset：a cohort study”(Lancet Neurol 2006；5：661-667)；Albers GW等人所著的“Magnetic resonance imagingprofiles predict clinical response to early reperfusion：The diffusion andperfusion imaging evaluation for understanding stroke evolution(DEFUSE)study”(Ann Neurol 2006；60：508-517)；Johnston SC等人所著的“National stroke association guidelines for the management oftransient ischemic attacks”(Ann Neurol 2006；60：301-313)。
发明内容
本发明的一些实施例的一方面涉及根据头部的电阻抗和/或光电体积描记(PPG)信号以及对它们的形态的分析，包括血量在心动周期期间的上升时间的测量值(measure)以及血量在其上升或下降期间作为时间的函数的非线性度的测量值，确定脑血液动力学参数(包括参数的不对称)的方法和设备。
因此，根据本发明的示例性实施例，提供了一种得到脑血管左右不对称度的指示的方法，该方法包含：
a)以大体上左右对称的方式在头部上放置至少三个电极的集合，每个电极适于使电流通过所述头部到另一个电极，或测量相对于另一个电极的电势，或两者皆有；
b)使用所述电极测量所述头部的在至少一个心动周期内作为时间的函数的第一不对称阻抗波形；
c)使用所述电极测量所述头部的在至少一个心动周期内作为时间的函数的第二不对称阻抗波形，该第二阻抗测量是所述第一阻抗测量的镜像；以及
d)从所述第一和第二阻抗波形的特征之间的差别得到所述左右不对称度的指示。
可选地，将所述至少三个电极的集合放置在所述头部上包含将第一电极和第二电极对称地放置在所述头部的左侧和右侧，并且将第三电极大体上放置在所述头部的左右对称平面上。
可选地，测量所述第一阻抗包含在电流通过所述第一和第三电极之间时测量所述第一和第三电极之间的电压，并且测量所述第二阻抗包含在电流通过所述第二和第三电极之间时测量所述第二和第三电极之间的电压。
替代地或另外地，测量所述第一阻抗包含在电流通过所述第一和第二电极之间时测量所述第一和第三电极之间的电压，并且测量所述第二阻抗包含在电流通过所述第一和第二电极之间时测量所述第二和第三电极之间的电压。
在本发明的一个实施例中，将所述至少三个电极的集合放置在所述头部上包含分别将第一和第二电极对称地放置在所述头部的左侧和右侧，并且分别将第三和第四电极对称地放置在所述头部的左侧和右侧，比所述第一和第二电极靠得更近。
可选地，使用所述第一和第四电极测量所述第一阻抗波形，并且使用所述第二和第三电极测量所述第二阻抗波形，并且所述方法还包括：
a)使用所述第一和第三电极测量第一表面阻抗波形；
b)使用所述第二和第四电极测量第二表面阻抗波形；以及
c)使用所述第一和第二表面阻抗测量的结果修正所述第一和第二阻抗测量，以减少表面阻抗的影响(contribution)。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种用于得到脑血管左右不对称度的指示的系统，该系统包含：
a)电流源；
b)至少三个电极的集合，每个电极适于使电流从所述电流源通过所述头部到达另一电极，或测量头部上的位置相对于处于头部上不同位置的另一个电极的电势，或两者皆有，使得在对称地被放置在所述头部上时，所述电极适于测量所述头部的第一不对称阻抗和所述头部的第二不对称阻抗，该第二不对称阻抗是所述第一不对称阻抗的镜像；以及
c)控制器，其使用所述电极测量所述第一和第二阻抗在至少一个心动周期内作为时间的函数的波形，以得到所述第一和第二阻抗波形的特征，并且使用所述第一和第二波形的特征之间的差别得到所述左右不对称度的指示。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种分析作为心动周期时间参数的函数从头部的电阻抗数据获得的信号的方法，该方法包含：
a)确定所述信号在所述心动周期时间内的最小值；
b)确定所述信号在所述心动周期时间内的有效最大值；以及
c)确定所述心动周期时间在所述最小值和所述有效最大值之间的上升间隔，在所述上升间隔内所述信号根据上升时间标准上升。
可选地，所述信号是作为所述心动周期时间参数的函数从所述头部的电阻抗数据与所述头部的光电体积描记(PPG)数据的结合获得的。
可选地，所述信号是通过取电阻抗信号和PPG信号之间的差或加权差或者通过将电阻抗信号除以PPG信号获得的。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种分析头部的电阻抗信号和PPG信号的方法，该方法包含：
a)通过根据本发明的示例性实施例的方法分析所述阻抗信号获得所述阻抗信号的测量值；
b)通过根据同一方法分析所述PPG信号，但是使用所述PPG信号代替从电阻抗数据获得的信号，获得所述PPG信号的测量值；以及
c)使用所述PPG信号的测量值调整所述阻抗信号的测量值。
可选地，调整所述阻抗信号的测量值包含取所述阻抗信号的测量值和所述PPG信号的测量值之间的差或加权差或者取所述阻抗信号的测量值和所述PPG信号的测量值的比值。
可选地，所述最大值是全局最大值。
替代地，所述最大值是第一局部有效最大值，其为所述全局最大值之前的第一局部最大值，或者如果在所述全局最大值之前没有局部最大值，则其为所述全局最大值之前的具有正三阶导数的拐点。
可选地，所述上升时间标准是：所述上升间隔在所述最小值的时刻开始并且在所述最大值的时刻结束。
替代地，所述上升时间标准是：所述上升间隔在所述信号是总范围在所述最小值上方的第一固定百分比的时刻开始，并且所述上升间隔在所述信号是所述总范围在所述最大值下方的第二固定百分比的时刻结束。
可选地，所述第一固定百分比在5％和20％之间。
可选地，所述第二固定百分比在10％和30％之间。
可选地，所述方法还包括将所述上升间隔归一化至心动周期时间(cardiac cycle period)。
可选地，所述方法还包括监控病人的所述上升间隔的变化。
在本发明的实施例中，所述方法包括使用所述上升间隔的变化监控脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项。
可选地，所述方法包括如果所述上升间隔改变10％或更多，则向医务人员发出警报。
可选地，确定所述信号的有效最大值包含确定所述信号的全局最大值和第一局部有效最大值两者。
可选地，确定所述信号上升在其内上升的、所述心动周期的上升间隔包含根据第一峰值上升时间标准确定在其内所述信号在所述最小值和第一局部有效最大值之间上升的第一峰值上升间隔，并且根据总上升时间标准确定在其内所述信号在所述最小值和全局最大值之间上升的总上升间隔，并且还包括得到所述第一峰值上升间隔与所述总上升间隔的比值。
可选地，所述方法包括得到所述第一局部最大值在所述最小值上方的高度与所述全局最大值在所述最小值上方的高度的比值。
在本发明的实施例中，所述方法还包含：
a)得到所述信号在所述上升间隔内的积分；
b)得到所述信号在整个心动周期内的积分；以及
c)得到所述上升间隔内的积分与所述整个心动周期内的积分的比值。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种分析头部的电阻抗信号和PPG信号的方法，该方法包含：
a)根据本发明的实施例的方法，获得所述电阻抗信号的、所述上升间隔内的积分与所述整体心动周期内的积分的比值；
b)根据同一方法，但是使用PPG信号而不是从电阻抗数据获得的信号，获得所述PPG信号的、所述上升间隔内的积分与所述整个心动周期内的积分的比值；以及
c)使用所述PPG信号的所述比值调整所述阻抗信号的所述比值。
可选地，调整所述阻抗信号的所述比值包含除以所述PPG信号的所述比值。
可选地，所述方法还包括使用所述比值监控病人的脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项的变化。
可选地，所述方法包括如果所述比值改变10％或更多，则向医务人员发出警报。
根据本发明的示例性实施例，还提供了分析头部的作为心动周期时间参数的函数的电阻抗信号的方法，该方法包含：
a)得到所述信号在包含心动周期的部分或全部的间隔内的积分；以及
b)通过将所述积分除以所述间隔的长度得到所述信号在所述间隔中的平均值。
可选地，所述方法还包括将所述信号在所述间隔中的所述平均值除以所述信号在所述间隔中的最大值和最小值的平均值，作为所述信号在所述间隔中的凸度或凹度的测量值。
可选地，所述间隔是第一峰值上升间隔，在该间隔内所述信号根据第一峰值上升时间标准在所述最小值和第一局部有效最大值之间上升。
替代地，所述间隔大体上是整个心动周期。
可选地，所述方法还包括使用所述信号的平均值来估计颅内压和脑血容量中的一项或这两项。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种得到脑血管左右不对称度的指示的方法，该方法包含：
a)使用所述头部左侧的区域中的第一传感器测量左侧表面血流量；
b)使用所述头部右侧的区域中的第二传感器测量右侧表面血流量；
c)使用所述左侧血流量和右侧表面血流量之间的差得到所述脑血管左右不对称度的指示。
可选地，所述第一和第二传感器是PPG传感器。
替代地，所述第一和第二传感器是表面阻抗传感器。
可选地，所述方法包括跨所述头部两侧对称地测量脑血液动力学参数的值，并且使用所述左侧表面血流量和右侧表面血流量之间的差包含使用所述左侧表面血流量修正所述脑血液动力学参数的值，使用所述右侧表面血流量修正所述脑血液动力学参数的值，以及使用所述脑血液动力学参数的两个经修正的值之间的差。
可选地，所述第一和第二传感器大体上是同样的，并且所述头部左侧和右侧的区域围绕所述头部的左右对称平面大体上彼此成镜像。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种用于得到脑血管左右不对称度的指示的系统，该系统包含：
a)适于测量头部上的表面血流量的第一和第二传感器；以及
b)控制器，其使用所述第一和第二传感器测量分别在所述头部左侧和右侧的区域中的表面血流量，并且使用所述第一和第二测得的血流量之间的差得到所述脑血管左右不对称度的指示。
可选地，得到所述不对称度的指示包含根据本发明的实施例的方法，分析所述第一和第二阻抗波形，或分析从所述第一和第二阻抗波形得出的波形，或两者皆有。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种分析在时间间隔内进行的所述头部的电阻抗测量的方法，该方法包含：
a)测量所述阻抗信号中的慢波的幅度，所述慢波的频率在0.08和0.2Hz之间；以及
b)用所述阻抗在所述时间间隔期间的平均值归一化所述慢波的幅度。
可选地，得到所述不对称度的指示包含得到所述第一和第二阻抗波形的峰间(peak-to-peak)高度，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形的峰间高度，或两者皆有。
替代地或另外地，得到所述不对称度的指示包含得到所述第一和第二阻抗波形的最大斜率，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形的最大斜率，或两者皆有。
替代地或另外地，得到所述不对称度的指示包含对于所述第一和第二阻抗波形，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形，或这两者，得到从最小值的时刻到最大斜率的时刻的间隔。
替代地或另外地，得到所述不对称度的指示包含对于所述第一和第二阻抗波形，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形，或这两者，得到相对于最小值，第一峰值的高度与第二峰值的高度的比值。
可选地，所述方法还包含将所述第一和第二阻抗波形与健康试验对象的阻抗波形比较，并且使用所述第一和第二波形与所述健康试验对象的波形之间的差别确定引起所述不对称的异常位于所述头部的哪一侧。
可选地，所述脑血管左右不对称度的指示包含病理性脑血管状况的严重程度的测量值。
替代地或另外地，所述不对称度的指示包含脑血液动力学参数的不对称度的测量值。
可选地，得到所述不对称度的指示包含：
a)根据本发明的实施例的方法分析所述第一阻抗波形以得到第一上升间隔；
b)根据同一方法分析所述第二阻抗波形以得到第二上升间隔；以及
c)使用所述第一和第二上升间隔的变化监控脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项中的不对称。
可选地，得到所述不对称度的指示包含：
a)根据本发明的实施例的方法分析所述第一阻抗波形以得到积分的第一比值；
b)根据同一方法分析所述第二阻抗波形以得到积分的第二比值；以及
c)使用积分的所述第一和第二比值的变化监控脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项中的左右不对称。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种用于获得和分析头部的电阻抗数据的系统，该系统包含：
a)电流源；
b)至少两个电极的集合，包括使来自所述电流源的电流在它们之间通过所述头部的至少两个电极，以及测量它们在所述头部上的位置之间的电势差的至少两个电极，所述电极由此提供所述头部的阻抗数据；以及
c)数据分析器，其从所述阻抗数据得到作为心动周期的相位的函数的阻抗信号，确定所述信号在所述心动周期时间内的最小值，确定所述信号在所述心动周期时间内的有效最大值，并且根据上升时间标准确定所述信号上升的、在所述最小值和所述有效最大值之间的、所述心动周期时间的上升间隔。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种用于获得和分析头部的电阻抗数据的系统，该系统包含：
a)电流源；
b)至少两个电极的组合，其包括使来自所述电流源的电流在它们之间通过所述头部的至少两个电极，以及测量它们在所述头部上的位置之间的电势差的至少两个电极，所述电极由此提供所述头部的阻抗数据；以及
c)数据分析器，其从所述阻抗数据得到作为心动周期的相位的函数的阻抗信号，得到所述信号在包含心动周期的部分或全部的间隔内的积分，并且通过将所述积分除以所述间隔的长度得到所述信号在所述间隔上的平均值。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种得到试验对象的脑血管左右不对称度的指示的方法，该方法包含：
a)在每种情况下，通过得到与使给定的注入电流在至少两个电流电极之间通过所述试验对象的头部相关联的两个电压电极之间的电势差测量所述头部的作为时间的函数的第一阻抗波形和第二阻抗波形，其中在每种情况下，所述电压电极不对称地位于所述头部上，或所述电流被不对称地注入所述头部中，或两者皆有，并且其中测量所述第二阻抗波形时所述电压电极的位置和电流注入的分布是测量所述第一阻抗波形时所述电压电极的位置和电流注入的分布的镜像；以及
b)从所述第一和第二阻抗波形的特征之间的差别得到所述左右不对称度的指示。
可选地，用于测量所述第一和第二阻抗波形的电极包含至少三个电极，并且所述方法还包括在测量所述第一和第二阻抗波形之前将所述至少三个电极以左右对称的配置放置在所述头部上。
可选地，测量所述第一阻抗波形包含得到放置在所述试验对象的太阳穴上的第一电压电极和放置在所述头部上且在耳后的第二电压电极之间的电势差，所述第二电压电极与所述第一电压电极位于所述头部的同一侧。
可选地，测量所述第一阻抗波形包含在使电流在所述第一和第二电流电极之间通过所述头部的同时得到所述第一和第二电压电极之间的电势差，所述第一电流电极与所述第一电压电极包含在同一结构中或所述第一电流电极被放置为与所述第一电压电极相邻，并且所述第二电流电极与所述第二电压电极包含在同一结构中或所述第二电流电极被放置为与所述第二电压电极相邻。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种用于得到脑血管左右不对称度的指示的系统，该系统包含：
a)电流源；
b)测量两个电极之间的电势差的伏特计；
c)至少三个电极的集合，其中至少三个电极适于使来自所述电流源的电流通过所述头部，并且其中至少三个电极适于被所述伏特计用于测量所述头部上的不同位置之间的电势差；以及
d)控制器，当所述电极被恰当地放置在所述头部上时，所述控制器通过使用所述电极的第一不对称放置子集进行第一阻抗测量以测量与通过所述头部的给定电流相关联的电压，使用所述电极的第二子集进行与所述第一阻抗测量成镜像的第二阻抗测量，并且使用所述第一和第二阻抗测量的波形的特征之间的差别得到所述左右对称度的指示。
根据本发明的示例性实施例，还提供了一种得到试验对象的脑血管左右不对称度的指示的方法，该方法包含：
a)使用所述试验对象的头部左侧的区域中的至少第一传感器测量所述头部左侧的表面血流量的特征；
b)使用所述试验对象的头部右侧的区域中的至少第二传感器测量所述头部右侧的表面血流量的特征；以及
c)使用所述头部左侧和右侧的表面血流量的特征之间的差别得到所述脑血管左右不对称度的指示。
可选地，所述头部的每一侧的表面血流量的特征包含所述头部的那一侧的表面血流量和所述试验对象的颈部的同一侧的主动脉中的血流量之间在脉冲波形上的相位差，并且测量所述特征包含使用在所述头部的那一侧的区域中的传感器测量所述表面血流量的脉冲波形，以及使用与所述颈部的那一侧的主动脉相邻的动脉血流量传感器测量所述颈部的那一侧的主动脉中的血流量的脉冲波形。
可选地，所述颈部左侧和右侧的动脉血流量传感器分别包含PPG传感器。
除非另外限定，否则本文所使用的所有技术和/或科学术语与本发明所属技术领域中的技术人员通常所理解的含义相同。尽管与本文所描述的那些方法和材料类似或等同的方法和材料可用在实践中或用在对本发明实施例的测试中，然而下面描述了示例性的方法和/或材料。如果有冲突，则以本专利说明书(包括定义)为准。另外，这些材料、方法和示例仅是示意性的而不是意在作为必须的限制。
本发明的实施例的方法和/或系统的实现可能涉及手动地、自动地或以其组合执行或完成所选任务。而且，根据本发明的方法和/或系统的实施例的实际仪器和设备，若干所选任务可通过硬件、使用操作系统通过软件或通过固件或者通过其组合来实现。
例如，用于根据本发明的实施例执行所选任务的硬件可以被实现为芯片或电路。作为软件，根据本发明的实施例的所选任务可以被实现为由使用任何合适的操作系统的计算机所执行的多个软件指令。在本发明的示例性实施例中，根据本文所描述的方法和/或系统的示例性实施例的一个或多个任务由数据处理器执行，诸如用于执行多个指令的计算平台。可选地，数据处理器包括用于存储指令、经处理的数据和/或原始数据的易失性存储器，以及可选地包括非易失性存储装置，例如用于存储指令、经处理的数据和/或原始数据的磁性硬盘和/或可移除介质。可选地，还提供网络连接。还可选地提供显示器和/或用户输入装置，诸如键盘或鼠标。
附图说明
本文参考附图，仅通过示例描述了本发明的一些实施例。现在详细地具体参考附图，所强调的是所示的细节是示例并且是为了示意性地论述本发明的实施例的目的。在这点上，通过附图所得到的说明使得如何实践本发明的实施例对于本领域的技术人员来说显而易见。
在附图中：
图1是根据本发明的示例性实施例的、在其头部上放置有用于阻抗测量的电极和PPG传感器的试验对象的示意图；
图2A和2B是根据本发明的两个其他示例性实施例的，在其头部上放置有电极上以用于阻抗测量的试验对象的示意图；
图2C是根据本发明的另一示例性实施例的、在其头部和颈部上放置有PPG传感器以用于血液循环测量的试验对象的示意图；
图3是根据本发明的示例性实施例的、阻抗Z在心动周期中作为时间的函数的示意曲线，所述阻抗Z由放置在头部上的电极测得，该示意曲线示出了以不同方式限定的上升间隔；
图4是根据本发明的示例性实施例的、阻抗Z在心动周期中作为时间的函数的示意曲线，其示出了由拐点限定的有效第一局部最大值。
图5A、5B和5C是根据本发明的示例性实施例的、阻抗Z在心动周期中作为时间的函数的示意曲线，其示出了线性、下凹和上凸的上升和下降时间间隔；以及
图6是根据本发明的示例性实施例的、示出了归一化的慢波幅度和缺血性中风病人的中风病变体积之间的关联的示意曲线。
具体实施方式
本发明在其一些实施例中涉及用于确定脑血液动力学参数的方法和设备，并且更具体地但非排他地涉及使用电阻抗测量的方法和设备。
本发明的一些实施例的一方面涉及用于确定脑血管左右不对称度的指示的方法和设备。不对称度的指示可以是脑血液动力学参数的不对称的测量值，诸如局部脑血流量，其对于诊断和监控中风及其他医疗状况可能是重要的。另外地或替代地，不对称度的指示本身可以是医疗状况的测量值，诸如在头部一侧的中风病变体积。
在本发明的示例性实施例中，电极被应用于头部并且被用于作为时间的函数对头部左侧和右侧的电阻抗信号进行两个成镜像的测量。如在本文中所使用的那样，“电阻抗的两个成镜像的测量”表示与注入头部中的给定电流分布相关联的电势上的差的两个测量，其中用于测量电势差的电极的位置和注入电流的分布两者都相对于头部的左右对称平面成镜像。用于测量电势差的电极还可用于注入电流，或可使用不同的电极来注入电流。为了使两个成镜像的测量不同，用于测量电势差的电极的放置或注入电流的分布或这两者在每个测量中相对于头部的左右对称是不对称的。可选地，两个测量所需的所有电极都在进行测量之前都被安放到位并且在测量之间不移动，其中电极的整个集合相对于头部的左右对称而对称地布置，并且其中至少三个电极被放置在头部上以便进行彼此成镜像的两个独立测量。可选地，对于每个测量，测量放置在太阳穴上和放置在头部同一侧的耳后的电极之间的电势差，并且可选地还在放置在太阳穴上的电极和放置在头部的那一侧的耳后的电极之间注入电流。
阻抗测量可选地在一个或多个心脏周期的间隔内进行。作为时间的函数的阻抗波形典型地在特征上取决于心动周期的相位，其大致对于每个心动周期重复。在至少一个心动周期内测量阻抗使得到整个心动周期波形成为可能，而在超过一个心动周期内测量阻抗使通过得到作为心动周期相位的函数的波形(在超过一个心动周期内被平均)来减少噪声成为可能。另外，阻抗可以呈现频率低于心动周期频率的慢波，如果至少在特征慢波周期内测量阻抗，这可以被观察到。在比心脏周期短的一个或多个时间间隔内进行的阻抗测量也可以是有用的，特别是如果测量限制于(gated to)心动周期，例如如果只希望分析心动周期的特定部分(诸如上升时间)期间的阻抗，或如果希望只测量慢波并且通过限制于心动周期从该信号中消除心动周期波形。
两个阻抗信号的波形的特征(诸如心动周期的上升时间或慢波幅度)之间的差别被用于确定脑血管左右不对称度的指示。可选地，如果发现不对称，则将这两个波形分别与来自健康试验对象的波形比较以确定异常状况位于头部的哪一侧。可选地，光电体积描记(PPG)传感器，例如对称地位于头部左侧和右侧的PPG传感器，产生PPG信号，所述PPG信号与两个阻抗信号结合产生经调整的阻抗信号，以确定脑血液动力学参数的不对称度。可选地，PPG信号被用于减少表面血流量对经调整的阻抗信号的影响。
如在本文中所使用的那样，注入电流在头部中不对称的分布表示注入电流的分布相对于头部的左右对称平面既不是对称的，也不是反对称(anti-symmetric)的。例如，从放置在前额中央的电极流到放置在头后部中心上的电极的电流会具有注入电流的对称分布，而从放置在左侧太阳穴上的电极流到对称地放置在右侧太阳穴上的电极的电流会具有注入电流的反对称分布。注入电流的那些分布中的任一种除了有180度的相移以外会是它本身的镜像，并且在本文中不会被称为注入电流的不对称分布。
应理解的是当所说的是两个阻抗测量彼此成镜像时，或用于镜像测量的两个电极对称地放置在头部或颈部上时，注入电流的分布和电极的放置对于这两个测量不需要精确地成镜像。然而，用于注入电流的电流电极和用于测量电势差的电压电极被放置得足够近以相对于头部的左右对称平面对称，使得与会在头部的血液循环中有临床上明显的不对称的试验对象上所观察到的差别相比，对于健康试验对象，两个镜像测量中的任何差别都很小，例如最多是其1/2或1/5或1/10或1/20。电极放置必需的精度可以通过如下方式得到：测试以观察基于IPG和PPG信号的各种测量值(在下面的示例中描述)的什么变化由于电极的错放而发生，并且将这些变化与这些测量值在缺血性中风病人的随机样本上呈现的范围比较，典型地约为2倍。例如，对应的电极被放置在彼此成镜像的位置的2cm或1cm或5mm或2mm或1mm内，并且假定为位于头部的左右对称平面上的电极的中心在该左右对称平面的这些距离内。当然，应理解的是所有的人在其头部的外部解剖学构造中都有轻微的不对称，因此对所述精度有限制以使讨论对称地放置电极有意义。在极少数情况下，由于过去的损伤或手术，人们可能有十分不对称的大脑或头皮，而对于那些人，讨论对称的电极放置和镜像测量是完全没意义的。这些评论同样适用于假定为对称地放置在头部或颈部上以提供镜像PPG测量的PPG传感器的放置。
如上面所提到的那样，每当描述两个镜像测量时，用于这两个测量的电极或传感器都可在进行任一测量之前放置在试验对象上，其中用于这两个测量的电极或传感器的整个集合对称地被布置。替代地，用于第一测量的电极或传感器可放置在试验对象上，并且在进行第一测量之后，那些电极或传感器中的一些或全部可以被移除，并且然后在进行第二测量之前，用于第二测量的电极或传感器可放置在试验对象上，可能地重新使用相同电极或传感器中的一些或全部。然而，潜在有利的是在进行任一组测量之前，将所有电极和传感器放置在试验对象上，例如以便使两个测量在一段时间内重复，以及在示出用于测量脑血管左右不对称度的不同系统的附图中，所有电极和传感器被示出为同时放置到位。
应理解的是在阻抗测量中，可保持电流不变而测量电势差，或可保持电势差不变而测量电流。通常，可保持电流或电势差或它们的任何组合不变，而测量电流或电势差或它们的任何组合(但不是保持不变的相同的量)。如在本文中所使用的那样，“对于给定的电流测量电势差”以及类似表达包括所有这些过程，因为它们全都揭示了对于给定的电流，电势差将会如何。在实践中，由于安全原因，通常测量电势差而同时将电流固定在安全水平，例如不大于2.5mA或1mA或0.5mA或0.2mA或0.1mA，频率至少为3kHz、5kHz、10kHz、20kHz、30kHz或50kHz。
本发明的一些实施例的一方面涉及通过例如使用光电体积描记(PPG)或表面电阻抗体积描记(表面IPG)测量头部的表面血流量中的不对称来确定脑血管左右不对称度的指示。因为由例如脑血栓引起的大脑一侧的血流量的降低通常伴随头部的那一侧的表面血流量的升高，所以比较头部左侧和右侧的表面血流量可以揭示脑血流量及其他脑血液动力学参数的不对称。可选地，对脑血流量和/或脑血容量敏感的、头部的阻抗测量也被用于帮助确定所述不对称。可选地，还测量头部左侧和右侧的颈动脉中的血流量，其中例如将PPG传感器放置在颈部上并且在每个颈动脉上方，并且将其与头部左侧和右侧的表面血流量的测量结果比较，例如以便测量在头部的每一侧，头部的颈动脉和表面动脉之间的脉冲周期中的相位延迟。
本发明的一些实施例的一方面涉及分析头部的阻抗信号的方法，其中测量上升间隔。上升间隙是在心动周期期间阻抗信号(常规地阻抗的阴极(negative))在其期间上升的时间间隔。上升间隔可代表从信号在心脏舒张时的最小值到信号在心脏收缩时的全局最大值的总上升时间。替代地，上升间隙可代表从信号的最小值到全局最大值之前的第一局部最大值的第一峰值上升时间，或如果在全局最大值之前没有局部最大值，则代表从信号的最小值到处于拐点的第一局部有效最大值，在该拐点处的三阶导数为正。可选地，从信号中的实际最小值到信号中的最大值测量上升间隔，无论是全局最大值还是第一局部有效最大值。
替代地，为了为上升间隔提供更稳健的值，仅在其中信号充分高于最小值(例如比最小值高信号总范围的10％)而充分低于最大值(例如比最大值低总范围的20％)的中间部分测量所述间隔。可选地，用心动周期时间归一化上升间隔。可选地，得到总上升时间与第一峰值上升时间的比值。可选地，得到信号在上升间隔内的积分。可选地，将上升间隔内的积分归一化至信号在心动周期内的积分。
本发明的一些实施例的一方面涉及分析头部的在心动周期期间作为时间的函数的阻抗信号的方法，其中得到信号在间隔内的平均值。可选地，所述间隔是整个心动周期。替代地，该间隔是上升间隔，例如总上升时间或第一峰值上升时间。可选地，将信号的平均值与信号在间隔中的最大值和最小值的平均值比较，给出信号(不管其是线性的、下凹的还是上凸的)在其上升和/或下降期间的非线性度的指示。
本发明的一些实施例的一方面涉及分析头部的阻抗信号的方法，其中阻抗中的慢波(例如频率为0.08到0.2Hz)的幅度被归一化至阻抗在测量期间的平均值。
可选地，上面所描述的用于分析从阻抗数据获得的信号的方法中的任何一种另外地或替代地用于分析PPG信号，或用于分析是阻抗信号与PPG信号的结合的信号，例如恰当地归一化的阻抗和PPG信号之间的差，或一个与另一个的比值。如在本文中所使用的那样，“从阻抗数据获得的信号”可包括这样的结合的信号，以及没有并入PPG数据的纯阻抗信号。
可选地，对于分析信号的方法中的任何一种，分析的结果被用于估计临床所关心的脑血液动力学参数，其与所述分析的结果相关。例如，发明人已发现归一化至心动周期时间的、上面所定义的稳健上升间隔(robust rise interval)与通过灌注CT扫描所测得的脑血流量和平均传输时间(MIT)相关。已发现归一化至心动周期内的积分的、阻抗信号在上升间隔期间的积分与CT扫描所测得的中风病变的大小相关。在阻抗信号的这个归一化的积分除以PPG信号的相同归一化的积分时发现还要更好的相关。作为另一示例，发明人发现归一化至阻抗的平均值的慢波幅度与中风病人的中风病变体积负相关。
可选地，在医院或家庭环境中，在急性中风病人中监控从所述分析产生的这些或任何其他测量值，其中如果测量值改变10％或20％或30％，特别是如果它沿指示病人状况恶化的方向改变，则向医务人员发出警报。另外地或替代地，如果测量值跨越预定义的阈值，则向医务人员发出警报。例如，在医院中通过在病床处和/或在护士办公室处使警报器发出声音或使灯闪烁，或如果病人在家，则通过呼叫救护车来完成报警。
在详细解释本发明的至少一个实施例之前，应理解的是本发明不一定受限于其对以下描述中所阐明的和/或在附图和/或示例中所示意的部件和/或方法的布置和构造细节的应用。本发明能够有其他实施例或能够以各种方式来实践或执行。
电极和PPG传感器的配置
现在参考附图，图1示意了用于得到脑血液动力学参数的系统100，该系统被安装在试验对象的头部102上。该系统包含相对于左右对称平面对称地安装在试验对象的头部上的电极。电极104和106分别被安装在试验对象的左侧太阳穴和右侧太阳穴上，而电极108和110被安装在试验对象的前额的左侧和右侧，比电极104和106靠得更近。可选地，还有PPG传感器112和114，它们被安装在试验对象的头部的左侧和右侧。连接器116和118连接到多个电缆120(或单个电缆)，所述电缆将系统100连接到控制器122。控制器122控制系统的操作，并且包括为电极和PPG传感器提供电力的电源，并且记录和分析来自电极和PPG传感器的数据。在本发明的一些实施例中，控制功能、电源和数据分析器中的一个或多个可位于独立的单元中，而不是全都位于控制器122中。可选地，系统100还包括心电图(ECG)124，其在阻抗数据被取得的同时取得来自试验对象的ECG信号。ECG信号可选地被数据分析器用于对准来自不同心动周期的阻抗或PPG信号，以及以其他方式被使用，这将在下面对图3的说明中解释。
应注意的是，对于图1所示出的或在本发明的其他实施例中找到的任何电极，每个电极结构可选地包含独立的电流和电压电极，分别用于将电流注入头部以及用于测量头部表面上的电势。可以使用独立的电流和电压电极的任何配置，包括例如在美国专利申请10/893,570和在PCT专利申请PCT/IL2005/000631(在上文中作为相关申请被引用)中所描述的环状电极和交错盘旋状电极，以及本领域已知的其他配置。应理解的是，这样的复合电极结构在本文中有时被简称为电极。使用独立的电压和电流电极具有潜在的优势：即所测得的阻抗更少地依赖于高的表皮阻抗，而对头部内的阻抗更加敏感。替代地，电极结构中的一个或多个只由单个电极组成，该单个电极既用于测量电势也用于注入电流。电极结构还可以仅由电压电极或仅由电流电极组成，其中这样的电压和电流电极被放置在头部的独立的位置上。
在系统100的示例性操作模式中，电流通过电极104和106之间，并且阻抗被测量。对于在本申请中所描述的许多阻抗测量，所关心的主要是在一个或多个心动周期内，阻抗随心动周期的相位的变化。但是在某些情况下，值得注意的是，所关心的是在比心动周期更长的周期内对慢波幅度、即阻抗随时间的变化的测量。通过电极104和106之间的很大一部分电流将穿过颅骨内部，特别是因为这些电极位于太阳穴上，在太阳穴处颅骨相对薄。然而，由于颅骨相对高的阻抗，很大一部分电流也将沿着头皮传播。为了使用阻抗测量确定脑血液动力学参数，通常希望测量能够把颅骨内部的阻抗与头皮的阻抗区别开，其中颅骨内部的阻抗很大程度上依赖于大脑中血液和脑脊髓液的量，头皮的阻抗很大程度上依赖于头皮中血液的量。在这种操作模式下，为了减小所测得的阻抗对头皮的阻抗的敏感度，可选地进行第二阻抗测量，称为“表面阻抗”，其使电流通过电极108和110之间。不像电极104和106之间的电流，这个电流几乎完全通过头皮，因为电极108和110相对靠得近，并且因为它们位于颅骨相对厚的前额上。在电极108和110之间所测得的这个表面阻抗可以被用于针对头皮的影响而修正电极104和106之间所测得的阻抗，产生对头皮的阻抗相对不敏感的脑阻抗的值。例如，这可以通过从在电极104和106之间所测得的阻抗中减去表面阻抗，或通过取在电极104和106之间所测得的阻抗与表面阻抗的比值来实现，类似于在相关PCT申请PCT/IL2005/000632和PCT/IB2006/050174中所描述的、针对头皮血流量而使用PPG信号进行修正的方法。替代地，举例来说如将在下面所描述的那样，分析在电极104和106之间所测得的阻抗信号，得到作为时间的函数表征波形的形态的一个或多个测量值，并且从表面阻抗或PPG信号的波形得到类似的测量值，这些测量值然后被用于修正从在电极104和106之间所测得的阻抗信号得到的测量值，使得它们对表面血流量不那么敏感而更多地取决于脑血液动力学参数。
可选地，连续地完成这两个阻抗测量。替代地，它们是同时完成的，可选地使用不同的AC频率使得这两个测量对彼此没有干扰。应注意的是，为了安全原因，阻抗的医疗测量通常是用AC电流来完成的，该电流的频率在约10kHz和几十kHz之间。同时进行测量有潜在的优势：即可以对同一个或多个的心动周期比较这两个阻抗测量。如果以不同的频率进行这两个阻抗测量，则潜在有利的是两个频率足够靠近使得阻抗的差别主要由电极位置的差别引起而不是由频率的差别引起。阻抗可取决于频率，因为举例来说，在更高的频率处，由于细胞膜更低的阻抗(其作用就像电容器)，更多电流可以通过细胞内部，而在更低的频率处，更多电流通过细胞外液，诸如血管内部。穿过细胞内部的电流路径在高于约100kHz处开始变为主导。
系统100(可选地在与图1所示相同的位置上也使用四个电极)的另一个操作模式被用于检测脑血管左右不对称度的指示，例如可以指示中风或其他脑血管病状的一个或多个脑血液动力学参数中的不对称。在这个操作模式下，使用没有相对于彼此对称地放置在头部上的至少两个电极测量第一阻抗，并且使用是用于第一阻抗的电极的镜像的电极测量第二阻抗。可以分析在心动周期内作为时间的函数的、第一和第二阻抗的信号，并且对于每个阻抗信号，可以得到信号形态的一个或多个测量值。在健康试验对象中，大脑中的血流量和血量的图案通常将是左右对称的，因而这两个阻抗信号及它们对应的信号形态的测量值将接近相同。这两个阻抗测量之间或它们的信号形态的测量值之间的差别可被用于诊断脑血管异常。
例如，在电极104和110之间测量第一阻抗，给出更依赖于头部左侧的阻抗的阻抗测量，以及在电极106和108之间测量第二阻抗，给出是第一测量的镜像的、更依赖于头部右侧的阻抗的测量。替代地，在电极104和108之间测量第一阻抗，并且在电极106和110之间测量第二阻抗。测量电极104和110之间的阻抗以及电极106和108之间的阻抗具有潜在的优势：即与在电极104和108之间以及在电极106和110之间测量阻抗相比，更多电流将在颅骨内部流动，而更少电流将流过头皮。在本发明的一些实施例中，电极104和108之间的阻抗测量被用于针对头皮的影响而修正电极104和110之间的阻抗测量，而电极106和110之间的阻抗测量被用于针对头皮的影响而修正电极106和108之间的阻抗测量。替代地，使用来自PPG传感器112的数据针对头部左侧的头皮影响进行修正，而使用来自PPG传感器114的数据针对头部右侧的头皮影响进行修正。
在其他操作模式下，在一些或所有阻抗测量中，与被用于测量电压差的电极对相比，不同的电极对被用于使电流通过。如在本文中所使用的那样，“电压”或“电压差”与“电势差”同义，而“通过电流”与“注入电流”同义。只要配置是不对称的，电极的任何组合可以被用于使电流通过和测量电压，而用于第一阻抗测量的配置的镜像被用于第二阻抗测量。例如，对于两个阻抗测量，电流均在电极104和106之间通过，但是对于第一阻抗测量，在电极104和110之间测量电压，而对于第二阻抗测量，在电极106和108之间测量电压。用于使电流通过和测量电压的电极的其他可能组合将是显而易见的。
在另一方案中，第一阻抗测量使电流通过和/或测量电极104与电极106和110中的一个或两个之间的电压，而第二阻抗测量(第一阻抗测量的镜像)使电流通过和/或测量电极106与电极104和108中的一个或两个之间的电压。另外，在这个方案中，至少利用电极104和108进行第一表面阻抗测量，而至少利用电极106和110进行第二表面阻抗测量。第一表面阻抗测量用于减小表面阻抗对第一阻抗测量的影响，而第二表面阻抗测量用于减小表面阻抗对第二阻抗测量的影响。
如在本文中所使用的那样，用于测量表面阻抗的相对邻近的电极对(诸如上面所描述的示例中的电极104和108或电极106和110)被称为“表面阻抗传感器”，尽管事实上这些电极中的任一个在与距离更远的不同电极结合使用时都可单独地用于测量脑阻抗，并且尽管事实上脑阻抗通常对即便是由头部上相对靠近的电极对所测得的阻抗也产生一定的影响。
在另一个操作模式下，通过直接比较来自PPG传感器112和114的信号检测头部左侧和右侧之间脑血管不对称度的指示，所述PPG传感器112和114测量头部左侧和右侧的表面血流量。头部一侧的表面血流量可与头部同一侧的颅内血流量负相关，因为头部每一侧的颈动脉都分为颈内动脉和颈外动脉。例如，右侧颈内动脉的堵塞可能导致更多来自右侧颈动脉的血液流过右侧颈外动脉，穿过头皮和皮肤，在头部右侧比在头部左侧(该处没有堵塞)产生更多的表面血流量和更强的PPG信号。因而，来自对称地放置在头部左侧和右侧的PPG传感器的信号之间的差别本身可以指示中风或其他脑血管问题。可选地，PPG信号之间的差别与头部左侧和右侧的阻抗测量之间的差别一起被用来诊断脑血管问题，或与一个或多个对称的阻抗测量(例如电极104和106之间的阻抗测量)一起被用来诊断脑血管问题。例如，从对称IPG信号中减去来自头部左侧的PPG信号或将来自头部左侧的PPG信号分成对称IPG信号以获得关于左侧的脑血液动力学参数的信息，而从相同的对称IPG信号中减去来自头部右侧的PPG信号或将来自头部右侧的PPG信号分成相同的对称IPG信号以获得关于右侧的脑血液动力学参数的信息。替代地，单独地将左侧和右侧PPG信号中的差别用于这个目的，即便在完全不使用阻抗测量的系统中也这样做。
上面所描述的系统100的操作模式中的任何一个可以独立地或与任何其他操作模式结合、连续地或同时地被使用。当同时使用两个不同的操作模式时，可选地使用不同的频率使得两个测量对彼此没有干扰。
图2A示出了根据本发明的另一实施例的用于测量试验对象202的脑血管左右不对称度的指示的系统200。系统200包含安装在试验对象的头部左侧(例如在太阳穴处)的电极204，安装在头部右侧的、与电极204在左侧的位置大体上成镜像的位置上的电极206，以及大体上安装在试验对象的头部的左右对称平面上的电极208，例如在头后部后头孔附近。尽管头部上的其他位置可以被用于这些电极，然而这些位置具有潜在的优势：即它们都在颅骨的薄的部分，或接近颅骨上的开口，导致与在电极位于接近颅骨的更厚的部分或没有在颅骨的开口附近的情况相比，相对更多的电流通过颅骨的内部，而更少的电流通过头皮。
如同系统100，系统200可选地具有控制器、电源和数据分析器，以及将它们连接到电极的电缆，但是为了清楚期间，在图2A中没有示出这些。可选地，系统200还包括PPG传感器、ECG和系统100的其他特征。
在系统200的示例性操作模式下，使电流在电极204和206之间通过，而在电极204和208之间以及在电极206和208之间测量电压。如果试验对象的头部的阻抗左右对称(如健康试验对象通常所呈现的那样)，则在电极204和208之间所测得的电压的波形将与在电极206和208之间所测得的电压的波形几乎相同。这两个波形之间的任何差别都会是头部的阻抗中的不对称的指示，以及是脑血液动力学参数(诸如血流量)中的异常不对称的可能指示，以及是临床状况的严重程度的可能指示，诸如头部一侧的中风病变体积。
图2B示出了根据本发明的另一实施例的、用于测量试验对象211的脑血管左右不对称度的指示的系统210，该系统具有与系统100和系统200不同的电极配置。发明人进行的一些测试表明，这是利于使用的配置，其对脑血管左右不对称有良好的敏感度。电极212被置在试验对象的右侧太阳穴上，而电极214被放置在试验对象的右耳后，例如在图中所示的位置上。电极216被放置在试验对象的左侧太阳穴上，而电极218被放置在试验对象的左耳后，电极214和电极216在镜子220中可以看到。这些电极被对称地放置在头部的两侧。电缆120将这些电极中的每一个连接到控制器122。尽管图2B示出了单一多电线电缆120，其中电极沿其形成串级链(daisy-chained)，代替地可使用两个或更多个独立的电缆来将电极连接到控制器122。认为属于控制器122的不同功能可选地在独立的硬件块之间分配，并且对于本发明其他实施例中的控制器同样如此。
为了测量脑血管左右不对称度的指示，通过测量电极212和214之间的电压，控制器122进行第一阻抗测量，这与通过电极212和214之间的给定电流相关联。通过测量电极216和218之间的电压，控制器122还进行与第一阻抗测量成镜像的第二阻抗测量，这与通过电极216和218之间的给定电流相关联。连续地或同时地进行这两个测量，并且如果它们同时进行，则可选地对这两个测量使用不同的频率。替代地，在两侧使用相同的频率，而预期施加在头部一侧的电流对在头部另一侧所测得的电压有相对小的影响。
通过比较在头部两侧进行的阻抗测量，并且特别地通过比较所测得的作为时间的函数的阻抗波形的特征(可选地在一个或多个心动周期内，如下所述)，控制器122估计脑血液循环的不对称度，这在临床上是有用的，例如用于诊断中风。应注意的是，因为电极212和214彼此非常靠近，人们可能预期电极212和214之间的电流的很大一部分流经头皮而不是头骨内部。尽管如此，发明人已发现，图2B所示的电极配置对于测量脑血液循环中的不对称度是有用的。
如图2B所示，电极212、214、216和218每个都既被用于测量电势，也被用于将电流注入头部。如在其他地方所解释的那样，如果每个电极包含用于测量电势和用于注入电流的、彼此绝缘的、独立的电压和电流元件，则是潜在有利的。替代地，电极212、214、216和218中的一个或多个可由独立的电流和电压电极取代，它们没有被结合在单一结构中，而是可选地被布置为在试验对象的头部上彼此相邻，处在所示出的位置上。例如，电流和电压电极被放置为彼此之间距离在5cm以内，或彼此之间距离在2cm以内，或彼此之间距离在1cm以内，处在使用独立的电压和电流电极的各个位置上。
图2B所示的电极配置还可被用于测量头部每一侧的电压，其中在两个测量期间注入头部的电流有相同的对称分布。例如，可以使电流通过位于头部的左右对称平面上的两个电极之间(没有在图2B中示出)，例如放置在前额中心的电极和放置在头后部的电极，该放置在头后部的电极类似于图2A中的电极208，而电极212、214、216和218仅被用于测量电压。
在本发明的一些实施例中，通过在电极212和214之间测量对于给定电流的电压在头部右侧进行第一局部阻抗测量，通过在电极216和218之间测量对于给定电流的电压在头部左侧进行第二局部阻抗测量，而通过在使电流通过附加的电极对的同时测量电压进行第三阻抗测量，即全局阻抗测量，所述附加的电极对中的一个在头部右侧而另一个在头部左侧，例如在图1中的电极104和106的位置上的电极，或在图2A中的电极204和206的位置上的电极。可选地，同时进行这三个阻抗测量，例如使用三个不同的频率以避免不同的测量对彼此有干扰。替代地，在不同时间进行这三个测量，例如在不同心动周期期间，或在不同的时隙期间，每个时隙的持续时间比心动周期期间阻抗在其内变化的最短时间尺度短得多。可选地，还有一个或多个PPG传感器，其例如被安装在太阳穴上或头部各侧，它们独立于电极或被构建在电极中。这三个阻抗信号对于独立地获得全局、左大脑半球和右大脑半球的脑血液动力学参数(诸如脑血流量或脑血容量)的估计可能是有用的。
图2C示出了根据本发明的另一实施例的、用于测量试验对象232的脑血管左右不对称度的指示的系统230。PPG传感器234被放置在试验对象的右侧太阳穴上，而PPG传感器236被放置在试验对象的颈部，与颈部右侧的主动脉相邻，例如右颈动脉237。如在镜子220的反射中可见的那样，PPG传感器238被放置在试验对象的左侧太阳穴上，而PPG传感器240被放置在试验对象的颈部，与颈部左侧的主动脉相邻，例如左颈动脉241。电缆242将PPG传感器连接到控制器244。不像系统100、200和210，系统230完全不使用阻抗测量，而只使用PPG传感器。
控制器244将来自所有四个传感器的PPG波形记录为在一个或多个心动周期内与时间的函数。通常，所预期的是在随心脏舒张期在颈动脉中的血压上升和颈动脉向其馈送的更小的头部表面动脉中的血压上升之间有相位延迟。可以通过测量来自与颈动脉相邻的PPG传感器的PPG信号中的上升和来自太阳穴上的PPG传感器的PPG信号中的上升之间的相位延迟，在头部各侧测量这个相位延迟。大脑两侧的脑血液循环的不对称可能影响来自头部两侧的PPG信号中的相位延迟。例如，头部一侧的大脑内部的阻塞动脉可能在头部那一侧产生更大的表面血流量，并且在头部那一侧产生与另一侧相比更短的相位延迟。其他机制也可能影响PPG信号中的相位延迟。
控制器244分析来自所有四个PPG传感器的PPG波形，以在头部每一侧得到颈动脉处信号中的上升和太阳穴处信号的上升之间的相位延迟。然后，控制器244使用头部两侧的相位延迟的差来估计脑血液循环中的左右不对称度。
如上面所指出的那样，当使用系统100、200、210或230检测和测量脑血管不对称时，所关心的主要是在一个或多个心动周期期间作为时间的函数，或作为心动周期的相位的函数的阻抗(或PPG)信号。可选地，使用下面所描述的方法中的任何一种，在一个或多个心动周期内，从两个镜像的阻抗信号和/或两个镜像的PPG信号得出两个波形，所述方法诸如在多个心动周期上求波形的平均值或使用现有技术中已知的任何方法。两个波形的特征的差别被用于确定所述不对称。在本发明的一些实施例中，首先使用下面所描述的或在上面所引用的任一相关专利申请中所描述的方法中的任何一种，或使用现有技术中已知的任何方法独立地分析从头部两侧产生的波形，从而产生反应这两个波形的特征的一个或多个测量值。然后，比较两个波形的测量值，以提供脑血管左右不对称度的指示。替代地或另外地，从两个波形的结合，例如从它们之间的差或它们的比值中产生第三波形。然后，使用下面所描述的或现有技术中已知的任何方法分析该第三波形以产生不对称的测量值。
在本发明的一些实施例中，不仅检测并且测量脑血管不对称，而是如果发现不对称，则对中风或导致不对称的其他病状可能位于头部哪一侧进行确定。例如，这是通过对于头部每一侧，将来自阻抗和/或PPG数据的波形与以相同方式从健康试验对象获得的所预期或所测得的波形比较来完成的。与来自健康试验对象的波形差别最大的波形很可能是异常的那个，而很可能在头部的对应侧发现症状。可选地，异常波形和来自健康试验对象的波形之间的差别程度被用于确定中风或其他病状的严重程度。
可选地，使用所述波形定量地估计中风或其他病状的严重程度。例如，这通过使用示出波形的测量值和病状的严重程度的测量值之间的相关度的研究的结果来实现。一个示例是归一化的慢波幅度和中风病变体积之间的相关度，如下面图6所示。
在本发明的一些实施例中，在家庭或医院环境中，对急性中风病人监控通过所描述的方法中的任何一种所得到的不对称度，并且如果该不对称度上升其在病人上一次被检查时的值的10％或20％或30％，或如果该不对称度跨越预定义的阈值，则向医务人员发出警报。
分析信号的程序
图3示出了根据本发明的示例性实施例的、脑阻抗信号或PPG信号在心动周期内作为时间或时间参数的函数的曲线300，并且示意了分析这个信号的各种方式。可选地，使用在图1、2A或2B中或在上面所列出的任一相关专利申请中所描述的电极配置，或以根据用于脑阻抗测量的现有技术所已知的任何电极配置获得阻抗信号，并且可选地使用上面所描述的或在相关申请中或在背景技术部分所引用的现有技术中或在其他现有技术中所描述的任何程序预处理该信号，包括结合来自不同电极对的信号，或结合来自PPG传感器的信号与阻抗信号，例如取它们之间的差或它们的比值。在本发明的一些实施例中，只使用PPG信号，而不使用任何阻抗测量，并且应理解的是，每当在此提到阻抗信号时，均可使用PPG信号代替。
应注意的是，图3中的曲线示出了心脏收缩点，在该处头部的实际阻抗更低，因为头部的血量更高，在y轴302上示出为更高，而图中心脏舒张点在y轴302上被示出为更低，这在绘制脑阻抗时是常规的。如果该曲线代表PPG信号，则也是这样的。如在本文中所使用的那样(包括在权利要求中)，“更高”、“更低”、“上升”、“下降”、正或负斜率、正或负二阶或三阶导数等等指的是以常规方式所绘制的阻抗信号(或PPG信号)，而不是指实际测得的阻抗。
可选地，图3所绘制的并且被分析的信号代表来自单个心动周期的数据，而x轴304是取得数据的实际时间。替代地，来自多个心动周期的数据被结合，例如一起被对准并且被平均，而图3中的信号代表这样的平均值，并且x轴代表具有时间量纲的心动周期的相位，而不是实际时间。在本文中所使用的术语“时间参数”涵盖这两种情况，并且有时在本文中泛泛地简称“时间”，而时间参数的间隔被称为时间的间隔或时间间隔(在这样做不会导致任何的混淆的情况下)。如同曲线300所示的信号，无论信号代表单个心动周期还是代表多个周期内的平均值，在本文中均被称为“复合量(complex)”。
可选地，在来自不同心动周期的数据被对准和求平均之前，对其进行去趋势(detrend)，使得每个周期的开始和末尾处的最小值(对应于心脏舒张期)始终处在恒定值，例如零。可选地，在对数据进行去趋势之前，来自每个心动周期的数据的平均值，或来自每个心动周期的最小值被得到并且被记录，作为可选地被用在数据分析中的测量值之一，包括对慢波的测量，如下面将要描述的那样。可选地，在数据被去趋势之后，来自不同心动周期的心脏舒张点通过对准ECG信号而被对准，该ECG信号是在进行阻抗测试时从试验对象记录的。替代地，不同的心动周期通过对准它们的最小值点而被对准，该最小值点被假定为代表心脏舒张点。可选地，每个心动周期的长度被调整，因此这些周期在求平均之前全都具有相同长度，使得最终的心脏舒张点也全部被对准。
可选地，在对准和对不同周期求平均之前和/或之后，信号中的高频噪声被滤除。可选地，在平均之前，检验单个心动周期与相邻的周期或先前周期或先前周期的移动平均(running average)或理论上预期的周期的相似度，并且将差别太大的周期去除。例如，在相关PCT专利申请PCT/IB2006/050174中描述了去除完全不同的周期并且对数据求平均的一些方式。
如同曲线300所示的复合量，可以许多方式分析所述复合量以产生各种测量值，已发现其中一些测量值与临床上所关心的各种脑血液动力学参数显著相关。上面已经提到了其中一个测量值，即在去趋势之前在每个心动周期内数据的平均值或数据的最小值。去趋势之前的数据可以被用于确定绝对dc阻抗以及用于确定慢波的幅度及其他特征，所述慢波的频率典型地为0.08到0.2Hz。发明人已发现，用心动周期内的平均阻抗或用心动周期内的峰间阻抗经归一化的慢波幅度与通过CT所确定的缺血性中风病变体积非常相关。在下面所描述的图6中给出了示出这样的相关度的数据的示例。在本发明的一些实施例中，对急性中风病人中监控慢波幅度，该慢波幅度可选地被归一化，如果该幅度改变10％或20％或30％，特别地如果该幅度下降(这指示病人状况的恶化)，或如果该幅度下降到预定义的阈值之下，则向医务人员发出警报。可选地，只在去趋势之后的信号中得到其他测量值，在那个阶段信号一般地与曲线300相似，将在下面描述这些测量值。
曲线300的信号中的最小值306标记在心动周期开始处的起始心脏舒张，而最小值308标记该周期末尾处的末尾心脏舒张。起始心脏舒张出现时的时刻312和末尾心脏舒张发生时的时刻314之间的时间间隔310代表一个心动周期，并且有时被用于归一化信号中的其他时间间隔。
上升时间的测量值
在时刻318处，信号中的最大值316标记心脏收缩。心脏收缩的时刻318和起始心脏舒张的时刻312之间的时间间隔320被称为总上升时间，并且可以除以时间间隔310以获得经归一化的总上升时间。
信号中的噪声可以在最小值和最大值的时刻产生误差，并且因此在总上升时间320中产生误差。上升时间的更稳健的测量值可以通过代替地取在点332处开始并且在点324处结束的时间间隔来获得，其中在点332处信号在最小值上方固定百分比，例如从最大值到最小值约5％、约10％或约20％，或者是更大或更小或居间的百分比，在点324处信号在最大值下方固定百分比，例如在最大值下方约10％、约20％或约30％，或者是更大或更小或居间的百分比。这些点出现在图3中的时刻326和328，其中固定百分比水平是在最小值上方10％和在最大值下方20％，而它们之间的差代表稳健上升时间330。因为间隔330的开始和结束时刻通常不出现在信号的极值附近，所以于间隔320的长度相比，间隔330的长度对噪声更不敏感。
应注意的是，在图3所示的信号中，数据在点324处第一次跨越最大值下方20％的水平，然后在达到局部最大值之后转到这个水平下方，并且在时刻334，在点332处再次跨越该水平。稳健上升时间可以不同方式定义，其中间隔的末尾点可以是信号第一次跨越固定值(在图3所示的情况中为最大值下方20％)，或是信号在达到最大值316之前最后一次跨越固定值。第一个定义产生稳健上升时间330。第二个定义会产生更长的稳健上升时间336。如果第一局部最大值338处于固定水平下方的水平，或如果跟着局部最大值338的局部最小值344在固定水平上方，或如果在最大值316之前没有局部最大值338，则信号将只跨越固定值一次，而这些定义将全部产生相同的稳健上升时间。在定义稳健上升时间的末尾点时所使用的、对固定水平的选择可依赖于对于正被分析的信号，第一局部最大值和第一局部最大值之后的下降(dip)通常出现的水平，而且还可依赖于稳健上升时间本意是作为对总上升时间的近似，还是对到第一局部最大值338的总体而言短得多的初始上升时间的近似。对于发明人所分析的并且如下面将会描述的、被发现为与临床参数相关的信号，稳健上升时间已被定义使得该间隔在是最大值下方20％的第一点(诸如点324)处结束，并且通常这个点出现在第一最大值之前。
从最小值306的时刻312到第一局部最大值338的时刻340的间隔342也可以被定义，并且在本文中将被称为到第一局部最大值的上升时间。可选地，第一局部最大值以这样的方式定义：即排除由最小值附近的噪声引起的、非常接近最小值的局部最大值。例如，信号点只有在足够靠近最大值316时才被认为是第一局部最大值的候选，例如是从最小值306到最大值316的全程的至少50％或该全程的至少70％。可选地，还需要有围绕该信号点的足够长的时间间隔，例如至少10微秒或至少20微秒，其中该时间间隔中的所有信号点都足够接近最大值316，以便考虑将该点作为第一局部最大值的候选。
在一些情况中，所述复合量可能在最大值316之前没有示出局部最大值，但是在最大值316之前可能有拐点，其可在分析所述信号时起类似于第一局部最大值的作用。例如，图4示出了复合量的曲线400，其类似于图3中的曲线300，其中以相同的方式定义轴302和轴304，并且其中在时刻312处有最小值306，在时刻314处有最小值308，以及在时刻318处有最大值316。然而，在图4中，没有第一局部最大值338，但是在时刻404处有拐点402，其具有正三阶导数，处在类似于图3中的第一局部最大值338的水平。点402被称为局部有效最大值，如在本文中所使用的那样，该术语还包括实际局部最大值，诸如图3中的局部最大值338。时刻312和时刻404之间的间隔406在本文中被称为到第一局部有效最大值的上升时间。可选地，如同第一局部最大值，第一局部有效最大值以排除非常靠近最小值的点的方式定义，该点是仅由噪声引起的、具有正三阶导数的拐点。例如，信号点只有在足够靠近最大值316时才是候选，例如是从最小值306到最大值316的全程的至少50％或该全程的至少70％，并且可选地只有在该点被足够长的间隔围绕时才是候选，例如至少10微秒或至少20微秒，其也足够靠近最大值316。可选地，只有在该点具有足够小的斜率时，其才被认为是候选，例如该斜率小于斜率最大的点344处的斜率的一半，或小于最小值306和那个点之间的平均斜率的一半。
如在本文中所使用的那样，“第一峰值上升间隔”是既包括到第一局部最大值的上升时间，也包括到第一局部有效最大值的上升时间的通用术语。如在本文中所使用的那样，“上升间隔”是包括第一峰值上升间隔、总上升时间和稳健上升时间的一般术语。可选地，以任何方式定义的上升间隔均通过将其除以心动周期时间间隔310而被归一化。
发明人已发现用心动周期的长度归一化的、总上升时间或稳健上升时间和脑血液动力学参数之间相对高的线性相关度，例如R2为从约0.5到0.75，其中所述脑血液动力学参数包括局部脑血容量和局部脑血流量，其可通过CT或灌注CT独立地被测得并且其提供缺血性中风病变体积的测量值，其中更低的局部血量和血流量指示更严重的中风。更短的经归一化的总上升时间或稳健上升时间与更大的局部脑血流量以及更大的局部脑血容量相关。可选地，将阻抗信号的经归一化的上升时间除以来自头部一侧的、PPG信号的经归一化的上升时间，这提供了与头部那一侧的局部脑血流量和局部脑血容量的还要更强的相关度。
此外，在两组小的病人样本中，发现经归一化的稳健上升时间对于预言在接下来的24到48小时内轻度到严重的皮层中风(corticalstroke)的临床症状有高的灵敏度(89％到100％)和高的专一性(specificity)(60％到75％)。在本发明的一些实施例中，经归一化的总上升时间或经归一化的稳健上升时间在临床环境中被用于估计局部脑血流量和/或局部脑血容量，或用于诊断中风的可能严重程度。在本发明的一些实施例中，在医院或家庭环境中对急性中风病人监控经归一化的总上升时间或经归一化的稳健上升时间，并且如果其改变超过10％或超过20％或超过30％，特别是如果它升高(这指示病人状况的恶化)，则向医务人员发出警报。可选地，如果经归一化的总上升时间或经归一化的稳健上升时间转到预定义的阈值上方时，则向医务人员发出警报。可选地，使用PPG信号调整正被监控的、经归一化的总上升时间或经归一化的稳健上升时间，如上所述。
信号与心脏相位的函数的其他测量值
可选地被用于分析作为心脏相位的函数的信号的一些其他测量值包括在时刻346处图3中的点345处的最大斜率；相对于最小值306所测得的最大值316的高度；归一化至最大值316的高度的最大斜率；从最小值的时刻312到最大斜率的时刻346的间隔348的长度；第一峰值上升间隔与总上升时间的比值；稳健上升时间与总上升时间的比值，特别地在稳健上升时间被定义使得其类似于第一峰值上升间隔的情况下；以及第一局部有效最大值(图3中的点338，或图4中的点402)的高度与最大值316的高度的比值，这两个高度都是相对于最小值306所测得的。
有时在绝对最大值316之前有第二局部最大值。在本发明的一些实施例中，第二最大值的高度被用在上面所描述的测量值中，不管它是否也是所述复合量的绝对最大值。例如，第一局部有效最大值的高度可选地被归一化至第二最大值的高度，不管该第二最大值的高度是否也是绝对最大值316。
应注意的是，依赖信号的绝对高度(例如最大值316的高度或未归一化的最大斜率)，而不是依赖两个高度的无量纲的比值的测量值可以对电极的精确位置或从一组测量到另一组测量难以保持恒定的其他变量敏感，并且可以在被用于追踪连续监控给定试验对象的时间内的变化的时候最有意义。
涉及信号积分的测量值
用于分析复合量的其他测量值涉及在心动周期间隔310内或在其一部分内(例如在总上升时间320内)对信号进行积分。复合量中的、作为时间参数的函数的信号(诸如图3和图4所示的信号)通常大致为三角形，从起始心脏舒张期粗略呈线性地上升至心脏收缩期，并且从心脏收缩期粗略呈线性地下降到末尾心脏舒张期。这个信号在心动周期内的积分(其中最小值设定为零)将粗略地为最大值的高度乘以心动周期的长度的一半。类似地，在总上升间隔内的积分将粗略地为最大值的高度乘以总上升间隔的长度的一半。在第一种情况下，将积分除以心动周期的长度，或在第二种情况下，用积分除以总上升时间的长度给出信号在心动周期期间或在总上升间隔期间的平均值，该平均值在这两种情况下均粗略地为最大值的一半。所以这些测量值中的任一个乘以2提供了最大值的高度的近似替代，与最大值的实际高度相比，其可以是更稳健的，受噪声影响更小。信号的这个平均值可以被用作最大值的高度的更稳健的替代，用于估计脑血液动力学参数，已发现脑血液动力学参数与最大值的高度相关。这样的参数的示例可以包括颅内压和脑血容量。
类似地，如果在到第一局部最大值(或第一局部有效最大值)的上升时间342内取积分并且将其除以到第一局部最大值的上升时间342，则如果该到第一局部最大值的上升接近线性，那么结果，即信号在到第一局部最大值的上升期间平均值将大致为第一局部最大值的高度。这个测量值可用作第一局部最大值的高度的更稳健的替代。
在本发明的一些实施例中，通过取在总上升时间内的积分或在稳健上升时间内的积分，或在到第一局部最大值的上升时间的积分与在心动周期的长度内的积分的比值而分析复合量。这些比值可类似于上面所描述的总上升时间，或稳健上升时间，或到第一局部最大值的上升时间与心动周期的长度的比值，而且还已发现这些比值与局部脑血流量和局部脑血容量相关。已发现在阻抗信号的积分的比值除以PPG信号的积分的比值时的与局部脑血容量的特别强的相关度。可对急性中风病人监控这些量中的任何一个，如果它们改变，特别是如果它们升高10％或20％或30％，或如果它们上升到预定义的阈值上方时向医务人员发出警报。
发明人已发现，信号在稳健上升时间内的积分与在心动周期的长度内的积分的比值是对于分析某些阻抗和PPG信号特别有用的量，特别是在稳健上升时间被定义为在信号在最小值上方10％的时候开始并且在其在最大值下方20％处结束的情况下。在临床研究中已发现，对于一些信号，这个量和缺血性中风病人的临床有用的参数之间的相关度在0.5和0.75之间，如下面将在“所观察到的与临床参数的相关度”部分所描述的那样。
在本发明的一些实施例中，通过取根据除以时间间隔的积分所估计的最大值的高度和最大值的实际高度之间的比值而分析复合量。也就是说，取信号在总心动周期内的积分，或仅取信号在总上升间隔内的积分，并且除以积分时间和除以最大值的高度。这个比值是信号在其上升和下降时的凹度或凸度的测量值。当在整个心动周期内或在总上升间隔内取积分时，这个比值类似于在超声TCD波形中所测得的Pulsatility指数的倒数。图5A-5C示意性地示意了对于其这个比值具有不同值的复合量。在图5A中，该复合量非常接近三角形，其中信号线性地上升到其最大值并且线性地下降到其最小值。对于图5A，比值将接近0.5。在图5B中，信号是下凹的，一开始缓慢上升，然后更快速地上升到其最大值，并且一开始快速下降，然后更慢地下降到最小值。对于图5B，比值将小于0.5。在图5C中，信号是上凸的，一开始快速上升，然后更缓慢地上升到其最大值，并且一开始缓慢下降，然后更快速地落到最小值。对于图5C，比值将超过0.5，尽管小于1。根据积分是在整个心动周期内所取的还是仅在上升或下降部分内所取的，该比值的特征在于在整个心动周期内或仅在上升或下降部分内的平均凹度或凸度。还可以取从最小值到第一局部最大值的积分，其中该比值的特征在于到第一局部最大值的上升时间内的平均凹度或凸度。
可选地，任一测量值(如果是在单个心动周期所得到的)在时间上被平滑，以消除可能对一些心动周期产生噪声结果的假象。即使从来自多个心动周期的经对准的数据的平均值中所得到的测量值(如上所述)可以在时间上被平滑，其中该测量值的每个计算得到的值代表例如不同组心动周期。
可选地，上面所描述的、分析阻抗信号的方法中的任何一种被用于分析两个镜像的不对称阻抗信号，这些信号使用对称地放置在头部上的三个或更多电极获得，如上所述。例如，对于不对称阻抗信号中的每一个，使用上面所描述的方法中的任何一种来估计一个或多个脑血液动力学参数的值。比较这些值，和/或比较这些值随时间的变化，可提供关于脑血液动力学参数中的不对称的信息，其对于诊断和/或监控中风及其他脑血管状况可以是有用的。替代地，以某种方式结合两个阻抗信号，例如取它们之间的差或比值。然后根据上面所描述的方法中的任何一种来分析结合的信号，以得到表征头部左侧和右侧之间的差别的测量值。这些测量值对于诊断和/或监控中风及其他脑血管状况可以是有用的。
观察到的与临床参数的相关度
图6示出了在水平轴上是对一组25个缺血性中风病人通过CT所测得的中风病变体积，而在垂直轴上是经归一化的慢波幅度的曲线600。水平和垂直标度都是对数的。慢波幅度来自跨头部两端所取得的阻抗信号，其中电极处在类似于图2中的电极204和206的位置，并且被归一化至阻抗信号的平均值。相关度的平方是R2＝0.61。在更低的慢波幅度对应于大的中风病变体积的情况下，相关度是负的。当慢波幅度被归一化至心动周期内的平均峰间阻抗时，得到几乎同样高的相关度。从该分析中消除来自五个病人的数据，这五个病人出自最初的一组30个病人，因为其中两个病人在临床上不适合该研究，两个病人由于差的信号质量而是异常值，并且一个病人具有不能符合对数标度的零心搏量。
使用中风病人进行临床研究，其中某些标准脑血液动力学参数是通过灌注CT所测得的，并且也是使用基于作为心动周期相位的函数的IPG和PPG信号的各种无量纲测量值所估计的。IPG电极被放置在前额的左右两个角处，而PPG传感器被放置在每个太阳穴上。使用高达1mA的、频率约为25kHz的电流得到IPG信号。所述信号被去趋势，将它们在每个心动周期内的最小值设定为相同水平，并且在一些而非全部情况下，若干连续的心动周期一起在相位上被平均以减少噪声，而同时将信号的形状保持为心动周期相位的函数。针对基于IPG信号和PPG信号的无量纲的测量值以及由灌注CT所测得的参数的值，计算最优的线性拟合和相关度。发现相关度的范围从约0.5到0.7，其中对于样本中的不同病人，参数的值一般在约2倍或3倍或偶尔更大的范围内。此处所列出的最优线性拟合可被用作用于提供对来自IPG和PPG数据的这些脑血液动力学参数的估计的起始点。对所述参数使用标准单位：对于CBV是毫升每100克组织，对于CBF是毫升每100克组织每分钟，而对于TTP是毫升每100克组织每秒。
1)这个测量值是基于跨头部两端的IPG信号的测量值与基于与中风一侧相对的头部一侧的PPG信号的测量值的比值。对于这些信号中的每一个，测量值是在心脏舒张点起始而在最大斜率的点处结束的上升时间间隔。这个测量值被用于估计参数：中风侧的大脑半球CBV，相关度为R2＝0.54，而最优线性拟合是：
测量值＝参数/4.8+0.06
2)这个测量值是基于跨头部两侧的IPG信号的测量值与基于与中风一侧相同的头部一侧的PPG信号的测量值的比值。对于这些信号中的每一个，测量值是信号在稳健上升时间内的积分，其被归一化至信号在整个心动周期内的积分。这个测量值被用于估计参数：全局CBV。相关度是R2＝0.72，而最优线性拟合是：
测量值＝-参数/6.9+1.49
3)这个测量值是基于跨头部两侧的IPG信号的测量值与基于与中风一侧相对的头部一侧的PPG信号的测量值的比值。对于这些信号中的每一个，测量值是信号在上面所定义的稳健上升时间内的归一化积分。这个测量值用于估计参数：全局CBV。相关度是R2＝0.59，而最优线性拟合是：
测量值＝-参数/8.3+1.4
4)这个测量值是对于在与中风一侧相同的头部一侧的PPG信号，信号在上面所定义的稳健上升时间内的归一化积分。这个测量值被用于估计与中风一侧相同的头部一侧的大脑半球CBF。相关度是R2＝0.56，而最优线性拟合是：
测量值＝参数/650+0.12
5)这个测量值是对于在与中风一侧相同的头部一侧的PPG信号，信号在上面所定义的稳健上升时间内的归一化积分。这个测量值被用于估计与中风一侧相同的头部一侧的大脑半球TTP。相关度是R2＝0.56，而最优线性拟合是：
测量值＝参数/420+0.08
6)这个测量值是对于跨头部两侧的IPG信号，信号在上面所定义的稳健上升时间内的归一化积分。这个测量值被用于估计全局TTP。相关度是R2＝0.56，而最优线性拟合是：
测量值＝参数/280+0.04
7)这个测量值是对于与中风一侧相同的头部一侧的PPG信号，信号的经归一化的上升时间曲率。这个经归一化的上升时间曲率通过以下步骤来定义：首先将稳健上升时间期间的信号拟合为直线，然后将稳健上升时间期间的信号拟合为抛物线，并且取这两个拟合跨越信号的最小值和最大值中间的水平处的心脏相位或时间的差。然后，这个差被归一化至稳健上升时间。这个测量值被用于估计与中风一侧相同的头部一侧的局部CBF与全局CBF的比值，全局CBF是在样本中的病人内具有大约8倍的范围的量。相关度是R2＝0.53，而最优线性拟合是：
测量值＝参数/21.6+0.017
阻抗测量的临床使用
示出与局部脑血容量和局部脑血流量的强相关度的测量值中的任何一个可以许多方式被用在临床环境中，例如经归一化的稳健上升时间和相关测量值。例如，可以由急诊医务人员对急性中风患者进行阻抗测量，以区分缺血性中风与出血性中风，以及区分缺血性中风与神经病学症状的其他原因(诸如肿瘤)，并且评估缺血性中风的范围。这个信息可以被用于帮助决定哪些病人有可能受益于溶解血栓疗法，该溶解血栓疗法一般有非常窄的机会窗口来施加。一般只有当病人具有下降到严重程度的某个水平之下的缺血性中风时，才被认为有可能受益于溶解血栓疗法。对于具有微小的临床表现和更大的中风病变的病人，脑出血风险的增加可能超过从溶解血栓疗法得到的可能益处。
与局部脑血容量和血流量相关的测量值还可被用于在影响脑循环的治疗期间和之后监控病人，诸如供氧、溶解血栓疗法和用于降低血压的治疗。通过在施加这样的治疗期间实时地监控病人，可以根据病人的反应而调整治疗药的总剂量或施加所述治疗的速率。在施加治疗后，可以监控病人以发现需要立即干预的状况。例如，如果脑血流量突然降低，这可能指示新的血凝块，可以通过脑血管造影对其定位并且用机械将其去除。任何中风病人的脑血流量的过大上升可能指示血压的危险上升，可以用适当的药物疗法对其进行反击。最后，阻抗测量可以指示局部脑血流量何时已恢复正常和/或稳定，并且病人可以被送回家。因为阻抗监控可以连续地进行，所以与诸如CT或MRI等方法相比，其可以提供对局部脑血流量在时间上的稳定性的更好指示，CT或MRI等方法可能更准确，但是不能连续地进行。
慢波幅度的测量值因为与缺血性中风病人的心搏量相关，还可以由急诊医疗人员用于评估这样的病人的中风的严重程度，以确定哪些病人有可能受益于溶解血栓疗法。
如在本文中所使用的那样，术语“约”指的是±10％。
术语“包含”、“包括”、“具有”及其动词变化表示“包括但不限于”。这种术语涵盖术语“由…组成”和“主要由…组成”。
短语“主要由…组成”表示合成物或方法可包含另外的组分和/或步骤，但是只有在该另外的成分和/或步骤不在实质上改变所要求保护的合成物或方法的基本和新颖特征的情况下。
如在本文中所使用的那样，单数形式“一”、“一种”和“该”包括复数引用，除非上下文清楚地指出其他情况。例如，术语“一化合物”或“至少一种化合物”可包括多种化合物，包括它们的混合。
在本文中使用单词“示例性”表示“作为示例、实例或示意”。被描述为“示例性”的任何实施例不一定被看作相对于其他实施例是优选或有利的，和/或排除从其他实施例并入特征。
在本文中使用单词“可选地”表示“在一些实施例中提供而在其他实施例中不提供”。本发明的任何特定实施例可包括多个“可选的”特征，除非这样的特征有冲突。
贯穿本申请，本发明的各个实施例可能以范围形式呈现。应理解的是以范围形式的说明仅是为了方便和简明，而不应被看作是对本发明的范围的刚性限制。相应地，对范围的说明应被认为是已具体公开了所有可能的子范围以及该范围内的单个数值。例如，对诸如从1到6的范围的说明应被认为是已具体公开了诸如从1到3、从1到4、从1到5、从2到4、从2到6、从3到6等的子范围以及该范围内的单个数值，例如1、2、3、4、5和6。不论范围多宽，这均适用。
每当在本文中指出了数值范围，其表示包括所指出范围内任何引述的数字(小数或整数)。短语“范围在第一指出数和第二指出数之间”以及“范围从第一指出数到第二指出数”在本文中可互换使用，并且意在包括第一和第二指出数及它们之间的所有分数和整数数字。
应理解的是为了清楚起见在独立实施例的上下文中所描述的本发明的某些特征也可结合在单个实施例中提供。相反，为了简明起见在单个实施例的上下文中所描述本发明的各种特征也可独立地或以任何合适的子组合的形式或在合适的情况下在本发明的任何其他所描述的实施例中提供。在各种实施例的上下文中所描述的某些特征不被认为是那些实施例的必要特征，除非没有那些元素该实施例无法操作。
尽管已结合本发明的具体实施例描述了本发明，然而明显的是许多替代、修改和变形对于本领域的技术人员将是显而易见的。相应地，其意图是涵盖落入所附权利要求的精神和广义范围内的所有这样的替代、修改和变形。
在本说明书中提到的所有出版物、专利和专利申请通过援引将其整体全部并入本说明书，视同每个单独的出版物、专利或专利申请被具体并且分别地指出为通过援引被并入本文。另外，在本申请中对任何参考文献的引述和判读不应被看作是承认这样的参考文件可用作本发明的现有技术。就使用小节标题而言，它们不应被看作是必须的限制。

Claims (59)

1.一种得到试验对象的脑血管左右不对称度的指示的方法，所述方法包含：
a)在每种情况下，通过得到与使给定的注入电流在至少两个电流电极之间通过所述试验对象的头部相关联的两个电压电极之间的电势差测量所述头部的作为时间的函数的第一阻抗波形和第二阻抗波形，其中在每种情况下，所述电压电极不对称地位于所述头部上，或所述电流被不对称地注入所述头部中，或两者皆有，并且其中测量所述第二阻抗波形时所述电压电极的位置和电流注入的分布是测量所述第一阻抗波形时所述电压电极的位置和电流注入的分布的镜像；以及
b)从所述第一和第二阻抗波形的特征之间的差别得到所述左右不对称度的指示。
2.根据权利要求1所述的方法，其中用于测量所述第一和第二阻抗波形的电极包含至少三个电极，并且所述方法还包括在测量所述第一和第二阻抗波形之前以左右对称的配置将所述至少三个电极放置在所述头部上。
3.根据权利要求2所述的方法，其中将所述至少三个电极放置在所述头部上包含将第一电极和第二电极对称地放置在所述头部的左侧和右侧，并且将第三电极大体上放置在所述头部的左右对称平面上。
4.根据权利要求3所述的方法，其中测量所述第一阻抗波形包含在电流通过所述第一和第三电极之间时测量所述第一和第三电极之间的电势差，并且测量所述第二阻抗波形包含在电流通过所述第二和第三电极之间时测量所述第二和第三电极之间的电势差。
5.根据权利要求3所述的方法，其中测量所述第一阻抗波形包含在电流通过所述第一和第二电极之间时测量所述第一和第三电极之间的电势差，并且测量所述第二阻抗包含在电流通过所述第一和第二电极之间时测量所述第二和第三电极之间的电势差。
6.根据权利要求2所述的方法，其中所述至少三个电极包含至少第一、第二、第三和第四电极，并且将所述电极放置在所述头部上包含分别将所述第一和第二电极对称地放置在所述头部的左侧和右侧，并且分别将所述第三和第四电极对称地放置在所述头部的左侧和右侧，比所述第一和第二电极靠得更近。
7.根据权利要求6所述的方法，其中使用所述第一和第四电极测量所述第一阻抗波形，并且使用所述第二和第三电极测量所述第二阻抗波形，所述方法还包括：
a)使用所述第一和第三电极测量第一表面阻抗波形；
b)使用所述第二和第四电极测量第二表面阻抗波形；以及
c)使用所述第一和第二表面阻抗测量的结果修正所述第一和第二阻抗测量，以减少表面阻抗的影响。
8.根据权利要求1或权利要求2所述的方法，其中测量所述第一阻抗波形包含得到放置在所述试验对象的太阳穴上的第一电压电极和放置在所述头部上且在耳后的第二电压电极之间的电势差，所述第二电压电极与所述第一电压电极位于所述头部的同一侧。
9.根据权利要求8所述的方法，其中测量所述第一阻抗波形包含在使电流在第一和第二电流电极之间通过所述头部的同时得到所述第一和第二电压电极之间的电势差，所述第一电流电极与所述第一电压电极包含在同一结构中或所述第一电流电极被放置为与所述第一电压电极相邻，并且所述第二电流电极与所述第二电压电极包含在同一结构中或所述第二电流电极被放置为与所述第二电压电极相邻。
10.一种用于得到脑血管左右不对称度的指示的系统，所述系统包含：
a)电流源；
b)测量两个电极之间的电势差的伏特计；
c)至少三个电极的集合，其中至少三个电极适于使来自所述电流源的电流通过所述头部，并且其中至少三个电极适于被所述伏特计用于测量所述头部上的不同位置之间的电势差；以及
d)控制器，当所述电极被恰当地放置在所述头部上时，所述控制器通过使用所述电极的第一不对称放置子集进行第一阻抗测量以测量与通过所述头部的给定电流相关联的电压，使用所述电极的第二子集进行与所述第一阻抗测量成镜像的第二阻抗测量，并且使用所述第一和第二阻抗测量的波形的特征之间的差别得到所述左右对称度的指示。
11.一种分析作为心动周期时间参数的函数从头部的电阻抗数据获得的信号的方法，所述方法包含：
a)确定所述信号在所述心动周期时间内的最小值；
b)确定所述信号在所述心动周期时间内的有效最大值；以及
c)确定所述心动周期时间在所述最小值和所述有效最大值之间的上升间隔，在所述上升间隔内所述信号根据上升时间标准上升。
12.根据权利要求11所述的方法，其中所述信号是作为心动周期时间参数的函数从所述头部的电阻抗数据与所述头部的光电体积描记(PPG)数据的结合获得的。
13.根据权利要求12所述的方法，其中所述信号是通过取电阻抗信号和PPG信号之间的差或加权差或者通过将电阻抗信号除以PPG信号获得的。
14.一种分析头部的电阻抗信号和PPG信号的方法，所述方法包含：
a)通过根据权利要求11所述的方法分析所述阻抗信号获得所述阻抗信号的测量值；
b)通过根据权利要求11所述的方法分析所述PPG信号，但是使用所述PPG信号代替从电阻抗数据获得的信号，获得所述PPG信号的测量值；以及
c)使用所述PPG信号的测量值调整所述阻抗信号的测量值。
15.根据权利要求14所述的方法，其中调整所述阻抗信号的测量值包含取所述阻抗信号的测量值和所述PPG信号的测量值之间的差或加权差，或取所述阻抗信号的测量值和所述PPG信号的测量值的比值。
16.根据权利要求11所述的方法，其中所述最大值是全局最大值。
17.根据权利要求11所述的方法，其中所述最大值是第一局部有效最大值，该第一局部有效最大值为所述全局最大值之前的第一局部最大值，或者如果在所述全局最大值之前没有局部最大值，则该第一局部有效最大值为所述全局最大值之前的具有正三阶导数的拐点。
18.根据权利要求11所述的方法，其中所述上升时间标准是所述上升间隔在所述最小值的时刻开始并且在所述最大值的时刻结束。
19.根据权利要求11所述的方法，其中所述上升时间标准是所述上升间隔在所述信号是总范围在所述最小值上方的第一固定百分比的时刻开始，并且所述上升间隔在所述信号是所述总范围在所述最大值下方的第二固定百分比的时刻结束。
20.根据权利要求19所述的方法，其中所述第一固定百分比在5％和20％之间。
21.根据权利要求19或权利要求20所述的方法，其中所述第二固定百分比在10％和30％之间。
22.根据权利要求11所述的方法，所述方法还包括将所述上升间隔归一化至心动周期时间。
23.根据权利要求11所述的方法，所述方法还包括监控病人的所述上升间隔的变化。
24.根据权利要求23所述的方法，所述方法还包括使用所述上升间隔的变化监控脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项。
25.根据权利要求23所述的方法，所述方法包括如果所述上升间隔改变10％或更多，则向医务人员发出警报。
26.根据权利要求11所述的方法，其中确定所述信号的有效最大值包含确定所述信号的全局最大值和第一局部有效最大值两者。
27.根据权利要求26所述的方法，其中确定所述信号在其内上升的、所述心动周期的上升间隔包含根据第一峰值上升时间标准确定在其内所述信号在所述最小值和第一局部有效最大值之间上升的第一峰值上升间隔，并且根据总上升时间标准确定在其内所述信号在所述最小值和全局最大值之间上升的总上升间隔，并且还包括得到所述第一峰值上升间隔与所述总上升间隔的比值。
28.根据权利要求26所述的方法，所述方法还包括得到所述第一局部最大值在所述最小值上方的高度与所述全局最大值在所述最小值上方的高度的比值。
29.根据权利要求11所述的方法，所述方法还包含：
a)得到所述信号在所述上升间隔内的积分；
b)得到所述信号在整个心动周期内的积分；以及
c)得到所述上升间隔内的积分与所述整个心动周期内的积分的比值。
30.一种分析头部的电阻抗信号和PPG信号的方法，所述方法包含：
a)根据权利要求29所述的方法，获得所述电阻抗信号的、所述上升间隔内的积分与所述整体心动周期内的积分的比值；
b)根据权利要求29所述的方法，但是使用所述PPG信号代替从电阻抗数据获得的信号，获得所述PPG信号的、所述上升间隔内的积分与所述整个心动周期内的积分的比值；以及
c)使用所述PPG信号的所述比值调整所述阻抗信号的所述比值。
31.根据权利要求30所述的方法，其中调整所述阻抗信号的所述比值包含除以所述PPG信号的所述比值。
32.根据权利要求29-31中任一项所述的方法，所述方法还包括使用所述比值监控病人的脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项的变化。
33.根据权利要求32所述的方法，包括如果所述比值改变10％或更多，则向医务人员发出警报。
34.一种作为心动周期时间参数的函数分析头部的电阻抗信号的方法，所述方法包含：
a)得到所述信号在包含心动周期的部分或全部的间隔内的积分；以及
b)通过将所述积分除以所述间隔的长度得到所述信号在所述间隔中的平均值。
35.根据权利要求34所述的方法，所述方法还包括将所述信号在所述间隔中的所述平均值除以所述信号在所述间隔中的最大值和最小值的平均值，作为所述信号在所述间隔中的凸度或凹度的测量值。
36.根据权利要求35所述的方法，其中所述间隔是第一峰值上升间隔，在该间隔内所述信号根据第一峰值上升时间标准在所述最小值和第一局部有效最大值之间上升。
37.根据权利要求34所述的方法，其中所述间隔大体上是整个心动周期。
38.根据权利要求37所述的方法，所述方法还包括使用所述信号的平均值来估计颅内压和脑血容量中的一项或两项。
39.一种得到试验对象的脑血管左右不对称度的指示的方法，所述方法包含：
a)使用所述试验对象的头部左侧的区域中的至少第一传感器测量所述头部左侧的表面血流量的特征；
b)使用所述试验对象的头部右侧的区域中的至少第二传感器测量所述头部右侧的表面血流量的特征；以及
c)使用所述头部左侧和右侧的表面血流量的特征之间的差别得到所述脑血管左右不对称度的指示。
40.根据权利要求39所述的方法，其中所述第一和第二传感器是PPG传感器。
41.根据权利要求39所述的方法，其中所述第一和第二传感器是表面阻抗传感器。
42.根据权利要求39-41中任一项所述的方法，其中所述头部的每一侧的表面血流量的特征包含所述头部的那一侧的表面血流量和所述试验对象的颈部的同一侧的主动脉中的血流量之间在脉冲波形上的相位差，并且测量所述特征包含使用所述头部的那一侧的区域中的传感器测量所述表面血流量的脉冲波形，以及使用与所述颈部的那一侧的主动脉相邻的动脉血流量传感器测量所述颈部的那一侧的主动脉中的血流量的脉冲波形。
43.根据权利要求42所述的方法，其中所述颈部左侧和右侧的动脉血流量传感器分别包含PPG传感器。
44.根据权利要求39-41中任一项所述的方法，所述方法还包括跨所述头部两侧对称地测量脑血液动力学参数的值，其中使用所述头部左侧和右侧的表面血流量的特征之间的差别包含使用所述左侧的表面血流量修正所述脑血液动力学参数的值，使用所述右侧的表面血流量修正所述脑血液动力学参数的值，以及使用所述脑血液动力学参数的两个经修正的值之间的差。
45.根据权利要求39-44中任一项所述的方法，其中所述第一和第二传感器大体上是同样的，并且所述头部左侧和右侧的区域围绕所述头部的左右对称平面大体上彼此成镜像。
46.一种用于得到脑血管左右不对称度的指示的系统，所述系统包含：
a)适于测量头部上的表面血流量的第一和第二传感器；以及
b)控制器，其使用所述第一和第二传感器测量分别在所述头部左侧和右侧的区域中的表面血流量的特征，并且使用所测得的、所述头部左侧和右侧的血流量的特征之间的差别得到所述脑血管左右不对称度的指示。
47.根据权利要求1所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含根据权利要求11-38中任一项所述的方法，分析所述第一和第二阻抗波形，或分析从所述第一和第二阻抗波形得出的波形，或两者皆有。
48.一种分析在时间间隔内进行的所述头部的电阻抗测量的方法，所述方法包含：
a)测量所述阻抗信号中的慢波的幅度，所述慢波的频率在0.08和0.2Hz之间；以及
b)用所述阻抗在所述时间间隔期间的平均值归一化所述慢波的幅度。
49.根据权利要求1所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含得到所述第一和第二阻抗波形的峰间高度，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形的峰间高度，或两者皆有。
50.根据权利要求1所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含得到所述第一和第二阻抗波形的最大斜率，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形的最大斜率，或两者皆有。
51.根据权利要求1所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含对于所述第一和第二阻抗波形，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形，或这两者，得到从最小值的时刻到最大斜率的时刻的间隔。
52.根据权利要求1所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含对于所述第一和第二阻抗波形，或从所述第一和第二阻抗波形得出的波形，或这两者，得到相对于最小值，第一峰值的高度与第二峰值的高度的比值。
53.根据权利要求1所述的方法，所述方法还包含将所述第一和第二阻抗波形与健康试验对象的阻抗波形比较，并且使用所述第一和第二波形与所述健康试验对象的波形之间的差别确定引起所述不对称的异常位于所述头部的哪一侧。
54.根据权利要求1或权利要求39所述的方法，其中所述脑血管左右不对称度的指示包含病理性脑血管状况的严重程度的测量值。
55.根据权利要求1或权利要求39所述的方法，其中所述左右不对称度的指示包含脑血液动力学参数的不对称度的测量值。
56.根据权利要求47所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含：
a)根据权利要求8所述的方法分析所述第一阻抗波形以得到第一上升间隔；
b)根据权利要求8所述的方法分析所述第二阻抗波形以得到第二上升间隔；以及
c)使用所述第一和第二上升间隔的变化监控脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项中的不对称。
57.根据权利要求47所述的方法，其中得到所述不对称度的指示包含：
a)根据权利要求26所述的方法分析所述第一阻抗波形以得到积分的第一比值；
b)根据权利要求26所述的方法分析所述第二阻抗波形以得到积分的第二比值；以及
c)使用积分的所述第一和第二比值的变化监控脑血流量、脑血容量、到达峰值的时刻以及平均传输时间中的一项或多项中的左右不对称。
58.一种用于获得和分析头部的电阻抗数据的系统，所述系统包含：
a)电流源；
b)至少两个电极的集合，包括使来自所述电流源的电流在它们之间通过所述头部的至少两个电极，以及测量它们在所述头部上的位置之间的电势差的至少两个电极，所述电极由此提供所述头部的阻抗数据；以及
c)数据分析器，其从所述阻抗数据得到作为心动周期的相位的函数的阻抗信号，确定所述信号在所述心动周期时间内的最小值，确定所述信号在所述心动周期时间内的有效最大值，并且根据上升时间标准确定所述信号在其内上升的、在所述最小值和所述有效最大值之间的、所述心动周期时间的上升间隔。
59.一种用于获得和分析头部的电阻抗数据的系统，所述系统包含：
a)电流源；
b)至少两个电极的集合，包括使来自所述电流源的电流在它们之间通过所述头部的至少两个电极，以及测量它们在所述头部上的位置之间的电势差的至少两个电极，所述电极由此提供所述头部的阻抗数据；以及
c)数据分析器，其从所述阻抗数据得到作为心动周期的相位的函数的阻抗信号，得到所述信号在包含心动周期的部分或全部的间隔内的积分，并且通过将所述积分除以所述间隔的长度得到所述信号在所述间隔上的平均值。
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