CN102238906B - 急性中风的诊断 - Google Patents

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Abstract

一种评估怀疑患有急性中风的病人的方法，所述方法包含：a)在所述病人中，获得阻抗体积描记法(IPG)、光电容积描记法(PPG)或两者的信号；b)处理所述一个或更多信号以获得所述病人的一个或更多脑血液动力测量值；以及c)针对所述病人，应用规则以匹配所述测量值至疾病指示或治疗法选择或两者。

Description

急性中风的诊断
相关申请
本申请有关于在同一日期提交的两个其它PCT专利申请，一个名称为“Measurement of Cerebral Hemodynamic Parameters”、代理档案号为47320，一个名称为“Monitoring of Acute Stroke Patients”、代理档案号为44064。
本申请根据35USC 119(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。该申请有关于2007年11月15日提交的PCT专利申请PCT/IL2007/001421，PCT专利申请PCT/IL2007/001421声明2006年12月14日提交的美国专利申请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的优先权且是其部分继续申请，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的部分继续申请。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的部分继续申请，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的部分继续申请，PCT专利申请PCT/IL03/00042根据35USC 119(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而并入，像它们被完全阐述于本文一样。
背景技术
本发明，在其一些实施方式中，涉及使用阻抗体积描记法(IPG)和/或光电容积描记法(PPG)对急性中风进行诊断并选择疗法的方法和系统，尤其且非唯一地涉及选择或放弃用于急性中风的溶栓疗法的方法和系统。
许多脑血液动力学参数在临床上对于诊断中风、创伤和可能影响脑血管系统运作的其它状况是有用的。这些参数包括局部脑血容量、脑血流量、脑灌注压、平均通过时间、到达峰值的时间和颅内压。用于测量这些参数的许多方法虽然给出了准确的结果，但是对于连续监视、或对于医院环境之外的初始诊断是不实际的，因为它们是侵入式的，或者因为它们需要昂贵的和/或非便携的设备。这些方法包括向脑脊髓液或动脉中插入探头、计算机化断层显像(CT)、灌注计算机化断层显像(PCT)、正电子发射断层显像(PET)、磁共振成像(MRI)和经颅的多普勒超声(TCD)。在被公开为US 2007/0287899和WO2008/072223的美国专利申请11/610,553及上面列举的其它相关申请中回顾了此现有技术中的一些。
下述文献描述了使用灌注计算机化断层显像来得到脑血液动力学参数和使用这些参数为中风病人评估并选择疗程：ChristianBaumgartner等人的“Functional Cluster Analysis of CT Perfusion Maps：A New Tool for Diagnosis of Acute Strokes”(J.of Digital Imaging 18，219-226(2005))；Roland Bruening、Axel Kuettner和Thomas Flohr的“Protocols for Multislice CT(Springer，2005)”，特别是在96页上；Ellen G.Hoeffner等人的“Cerebral Perfusion CT：Technique and ClinicalApplications”(Radiology 231，632-644(2004))；以及Hiroshi Hagiwara等人的“Predicting the Fate of Acute Ischemic Lesions Using PerfusionComputed Tomography”(J.Comput.Assist.Tomogr.32，645-650(2008))。
A.M.Weindling、N.Murdoch和P.Rolfe的“Effect of electrode sizeon the contributions of intracranial and extracranial blood flow to thecerebral electrical impedance plethysmogram”(Med.&Biol.Eng.&Comput.20，545-549(1982))描述了在头的前部和后部上使用独立的电流和电压电极测量头中的血流量，并测量在心动周期内的阻抗的峰-到-峰变化以得到血流量。围着头放置止血带以临时停止头皮血流，然后解开该止血带，以确定测得的血流量中有多少归因于头皮血流，而多少归因于颅内血流。当在心脏频率处的来自PPG传感器的信号中没有可检测出的变化时，头皮血流被认为是被完全切断的。
J.Gronlund、J.Jalonen和I.Valimaki的“Transcephalic electricalimpedance provides a means for quantifying pulsatile cerebral bloodvolume changes following head-up tilt”(Early Human Development 47(1997)11-18)描述了在早产新生婴儿中对头部的电阻抗测量。与心动周期相关的阻抗的变化据说反映了总的脑血容量的变化，并参考了据说证明了此点的早期的论文。发现当婴儿的头部倾斜20度时，在1.5到4Hz范围内的阻抗的变化平均减小了27％。描述同一团队的相关研究的早期论文是J.Gronlund所著的“High Frequency Variability ofTranscephalic Electrical Impedance：A New Parameter for Monitoring ofNeonatal Cerebral Circulation？”(国际医学和生物学工程学会年会的会议录，巴黎，1992年10月29日-11月1日，纽约，IEEE，US，Vol.6Conf.14，1992年10月29日，第2513-2515页)。
脑电阻描记法(REG)是一种使用头部的生物阻抗测量以获得有关脑血液循环和循环问题的信息的技术。通常，对于特定的电极布置，由于在头部中的血液的容量和分布的变化，测量跨头部的阻抗Z的变化作为在心动周期内(且有时在呼吸周期内)、时间t的函数。如同由W.Traczewski等人在“The Role of ComputerizedRheoencephalography in the Assessment of Normal PressureHydrocephalus”(J.Neurotrauma 22，836-843(2005))中所描述的，REG被普遍用于测量或诊断循环电阻的问题、以及动脉弹性的问题。在具有标准的压力性脑积水的病人中，例如，Traczewski等人发现了Z(t)的两种不同样式，取决于小的脑动脉的弹性。在给定病人中看到的Z(t)的样式据说对于预测脑积水的不同疗法的可能结果有用。这些病人都具有类似的、标准的ICP值。
G.Bonmassar和S.Iwaki所著的“The Shape of Electrical ImpedanceSpectrosopy(EIS)is altered in Stroke Patients”(第26届IEEE EMBS年会的会议录，旧金山，CA，USA，2004年9月1-5日，)描述了使用电阻抗测量在中风病人中(而不在健康的志愿者中)存在的脑脊髓液的分布的不对称的系统。该系统使用围绕试验对象头部对称放置的10个电极，并在任何选定的电极对间流动0到25kHz的白噪声电流，同时测量所有电极处的电势。发现若在头部的前部和后部之间流动时该系统最佳地工作，但是该论文还描述了在该头部的左侧和后侧上对称放置的电极间流动电流。
Bridger等人的WO02/071923描述了测量并分析从声信号获得的头部中的波形。发现头部创伤病人以及较小程度的中风病人与正常的试验对象有差别。发现创伤和中风病人在心率的谐波(在5到10Hz)上比正常的试验对象有更大的幅度。
Yu.E.Moskalenko等人的“Slow Rhythmic Oscillations within theHuman  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超声测量来研究在0.08到0.2Hz的频率处的慢波，这些慢波明显地与脑中的血液供给和氧消耗的调整以及脑脊髓液的循环有关。已经对健康的试验对象和患有颅内压增高的病人进行了这些研究。A.Ragauskas等人的“Implementation of non-invasivebrain physiological monitoring concepts”(Medical Engineering andPhysics 25，667-687(2003))描述了使用超声来非侵入式地监控这些慢波，以及头部损伤病人中的以颅内血容量的在心脏频率处的脉冲波，并发现它们可被用于确定颅内压。
其它的背景技术包括Naisberg等人的WO02/087410；Kidwell CS等人的“Comparison of MRI and CT for detection of acute intracerebralhemorrhage”(JAMA；2004：292：1823-1830)；Horowitz SH等人的“Computed tomographic-angiographic findings within the first 5 hoursof cerebral infarction，Stroke”(1991：221245-1253)；ATLANTIS，ECASS和NINDS rt-PA研究组调查员，结合早期中风疗法的结果：“Pooled analysis of ATLANTIS，ECASS，and NINDS rt-PA stroketrials”(Lancet；363：768-774)；Albers G等人的“Antithrombotic andthrombolytic therapy for ischemic stroke”(The seventh ACCPconference on antithrombotic and thrombolytic therapy，Chest 2004；126：483-512)；Kohrmann M等人的“MRI versus CT-based thrombolysistreatment within and beyond the 3 hour time window after stroke onset”(a cohort study，Lancet Neurol 2006；5：661-667)；Albers GW等人的“Magnetic resonance imaging profiles predict clinical response to earlyreperfusion：The diffusion and perfusion imaging evaluation forunderstanding stroke evolution(DEFUSE)study”(Ann Neurol 2006；60：508-517)；Johnston SC等人的“National stroke association guidelinesfor the management of transient ischemic attacks”(Ann Neurol 2006；60：301-313)。
发明内容
本发明的一些实施方式的一个方面涉及使用IPG和/或PPG评估急性中风病人，例如以确定哪些可能受益于溶栓疗法。
因此，根据本发明的一个示例性实施方式，提供一种评估怀疑患有急性中风的病人的方法，该方法包含：
a)获得该病人中阻抗体积描记法(IPG)、光电容积描记法(PPG)或两者的信号；
b)处理该一个或更多信号以获得该病人的脑血液动力学的一个或更多测量值；以及
c)针对该病人，应用规则以将所述测量值匹配于疾病指示或疗法的选择或两者。
可选地，测量值包含或可用于得到脑血容量(CBV)的测量值和脑血流量(CBF)和到达峰值的时间(TTP)之一或两者的测量值，而应用规则包含至少将CBV的测量值匹配于缺血的大小，并至少将CBF和TTP之一或两者的测量值匹配于半影的范围。
可选地，应用该规则包含匹配于溶栓疗法的选择，或匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，应用该规则包含如果半球CBF在hCBF阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该hCBF阈值在20和50毫升每100克每分钟之间。
附加地或替代地，应用该规则包含如果半球与整体CBF的比值在hCBF比值阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该hCBF比值阈值在80％和50％之间。
附加地或替代地，应用该规则包含如果半球TTP在hTTP阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
附加地或替代地，应用该规则包含如果半球与整体TTP的比值在hTTP比值阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该hTTP比值阈值在1.1和2之间。
附加地或替代地，应用该规则包含如果半球CBV在hCBV阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该hCBV阈值在3和4毫升每100克之间。
附加地或替代地，应用该规则包含如果半球与整体CBV的比值在hCBV比值阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该hCBV比值阈值在80％和50％之间。
附加地或替代地，应用该规则包含如果局部CBV在rCBV阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该rCBV阈值在1.5和2.5毫升每100克之间。
附加地或替代地，应用该规则包含如果局部与整体CBV的比值在rCBV比值阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
可选地，该rCBV比值阈值在30％和75％之间。
在本发明的实施方式中，获得及处理该信号是至少部分在医院环境外进行的。
可选地，该测量值包含脑血流量(CBF)、脑血容量(CBV)、平均通过时间(MTT)以及到达峰值的时间(TTP)的整体、半球和局部测量值中的一个或更多个值的估算值，以及上述参数中单个参数或其任何组合的数学函数。
可选地，其中该信号至少包含从主要在该头部的左侧的测量获得的第一信号，以及从基本上是该第一测量的镜像的主要在该头部的右侧的测量获得的第二信号，且处理包含比较该第一和第二信号。
可选地，该一个或更多信号包含从相对于该病人的头部的双侧对称平面基本上对称或反对称地进行的阻抗测量获得的至少一个信号。
在本发明的实施方式中，处理该一个或更多信号包含得到心动周期的有效上升时间间隔。
可选地，在该信号第一次到达该信号的整个范围的固定百分比，在该信号的最小值之上时，该有效上升时间间隔开始。
附加地或替代地，在该信号第一次到达该信号的整个范围的固定百分比，在该信号的最大值之下时，该有效上升时间间隔结束。
替代地，在该有效上升时间间隔开始之后，该有效上升时间间隔终止于该信号的最大斜率处，或终止于在具有正三阶导数的该信号的第一拐点处，或终止于该信号的第一局部最大值。
可选地，处理该一个或更多信号包含得到该信号在该有效上升时间间隔上的积分。
可选地，处理该一个或更多信号包含比较所述信号在该有效上升时间间隔上的积分与所述信号在心动周期的有效下降时间间隔上的积分。
附加地或替代地，处理该一个或更多信号包含得到在该有效上升时间间隔期间的该信号的曲率。
可选地，处理包含标准化信号以获得不依赖于该信号的放大程度的测量值。
可选地，处理包含标准化时间间隔至心动周期段。
在本发明的实施方式中，该方法还包括获得病人的心电图(ECG)信号，其中处理包含使用该ECG信号校准心动周期中的IPG或PPG信号的特征的定时(timing)。
可选地，该一个或更多信号包含从主要在该头部的一侧进行的测量获得的信号，以及处理包含至少使用所述信号得到测量值，该测量值是在该头部的同一侧或在该头部的相对侧上的半球或局部脑血液动力学参数的估算值。
可选地，该半球或局部脑血液动力学参数在临床证据表明中风发生的头部一侧上。
可选地，处理包含：
a)对该些信号中的第一信号应用第一算法以计算第一测量值；
b)对该些信号中的第二信号应用与该第一算法相同或基本相同的第二算法以计算第二测量值；以及
c)比较该第一测量值和该第二测量值。
可选地，该些信号中的第一信号是从相对于该双侧对称平面在该头部上基本上对称地进行的测量中获得的，而该些信号中的第二信号是从主要在该头部的一侧上进行的测量中获得的。
替代地，该些信号中的第一和第二信号两者都是从主要在该头部的同一侧上进行的测量中获得的。
可选地，该些信号中的第一和第二信号之一是IPG信号，而另一个是PPG信号。
根据本发明的示例性实施方式，进一步提供了一种用于评估病人中的急性缺血性中风的系统，该系统包含：
a)电流源；
b)适于放到该病人的头部上的至少两个传感器，每个传感器包含适于将来自该电流源的电流流过该头部以测量阻抗的IPG电极结构，或包含由该电流源供电的PPG传感器，或包含这两者；以及
c)控制器，所述控制器接收来自该传感器的一个或更多信号的一个或更多波形，处理该波形以获得病人的一个或更多脑血液动力学测量值，并针对该病人应用规则以将所述测量值匹配至疾病指示或疗法的选择或两者。
除非另外限定，否则本文使用的所有技术和/或科学术语与本发明所属技术领域的技术人员通常理解的含义相同。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于实现或测试本发明的实施方式，然而下面描述了示例性的方法和/或材料。若出现冲突，则以本发明的说明书，包括定义，为准。另外，这些材料、方法和示例仅仅是说明性的，不意在作为必然的限制。
本发明的实施方式的方法和/或系统的实现可涉及人工、自动或两者组合地执行或完成所选的任务。而且，根据本发明的方法和/或系统的实施方式的实际仪器和设备，若干所选任务可使用操作系统通过硬件、通过软件或通过固件或通过其结合而实现。
例如，用于执行根据本发明的实施方式的所选任务的硬件可以被实现为芯片或电路。作为软件，根据本发明的实施方式的所选任务可以实现为通过使用任何合适操作系统的计算机执行的多个软件指令。在本发明的示例性实施方式中，根据如本文所描述的方法和/或系统的示例性实施方式的一个或更多任务由数据处理器执行，比如用于执行多个指令的计算平台。可选地，该数据处理器包括用于存储指令和/或数据的易失性存储器和/或非易失性存储器，例如磁性硬盘和/或可移除介质，用于存储指令和/或数据。可选地，也提供网络连接。也可选地提供显示器和/或用户输入装置，比如键盘或鼠标。
附图说明
在本文中参考附图，仅仅示例性地描述了本发明的一些实施方式。现在详细地具体参考附图，需要强调，所示的细节是示例性的，是为了本发明的实施方式的说明性讨论。在这方面，伴随附图进行的说明使得如何实施本发明的实施方式对本领域的技术人员来说显而易见。
在附图中：
图1示意性地显示根据本发明的示例性实施方式，诊断急性中风病人的脑灌注诊断系统；
图2是显示使用图1中的系统诊断病人的方法的流程图；
图3是示意性地显示放在病人头部上的、可在图1的系统中使用的示例性IPG电极结构和PPG传感器的更详细的视图；
图4是图3中所示的IPG电极结构的更详细的示意图；
图5是图3中显示的PPG传感器的更详细的示意图；以及
图6A示意性地显示具有高整体CBV的病人的IPG和PPG信号，而图6B示意性地显示具有低整体CBV的病人的IPG和PPG信号，描绘了根据本发明的示例性实施方式分析IPG和PPG信号的方法。
具体实施方式
本发明，在其一些实施方式中，涉及使用阻抗体积描记法(IPG)和/或光电容积描记法(PPG)对急性中风进行诊断并选择疗法的方法和系统，但非唯一地涉及选择或放弃用于急性中风的溶栓疗法的方法和系统。
本发明的一些实施方式的一个方面涉及一种评估怀疑患有急性中风的病人，尤其是确定病人是否可能受益于溶栓疗法的方法。该方法使用IPG和/或PPG信号来获得病人中的脑血液动力学的测量值，例如比如为脑血流量(CBF)、脑血容量(CBV)、平均通过时间(MIT)和到达峰值的时间(TTP)的标准脑血液动力学参数的估算值。这些测量值可用于确定病人是否已经患有缺血性中风、出血性中风或完全另一种医学状况，比如正在产生类似于中风的临诊症状的脑肿瘤。若病人已经患有缺血性中风，则这些测量值可用于估算缺血的中心和半影的大小。通常，只有在具有中等大小的缺血性中风(其中有有可能保存的相对大量的脑组织半影)的病人中，溶栓疗法的好处超过风险。使用IPG和/或PPG信号评估病人是有可能有益的，因为确定脑血液动力学参数的现有技术方法，比如灌注CT和MRI，是昂贵的且只在某些医院中可用。另一方面，IPG和PPG信号可以由医疗应急人员在病人的家中或在救护车中或在任何医院的急救室中立即测量，从而若适当的话则允许溶栓疗法在有可能有用时在时间窗内快速开始。IPG和/或PPG信号还可用于评估超过溶栓疗法的正常时间限制、但是其脑血液动力学参数表明他们仍可能受益于该疗法的缺血性中风病人。
通常，CBV只在缺血的中心区域被降低，在该处血流已完全被停止而组织很可能发展成梗塞，即便可以恢复血流。另一方面，在整个半影中(在该处脑组织处于危险中但是还有可能获救)，CBF通常被降低，而TTP通常比正常更长。可选地，IPC和/或PPG信号被用于估算CBV，以确定缺血性中心区域的大小，并估算CBF或TTP或两者，以确定半影的大小。通常，溶栓疗法对在缺血性中心区域外有相对大的半影的病人很可能有益。
多种分析IPG和PPG信号的方法被可选地用于估算标准参数或获得脑血液动力学的其它测量值。通常测量值基于作为心动周期的相位的函数的信号的行为(behavior)，尽管也发现了基于更长时间标度(time scale)的行为的测量值，比如慢波幅度。可以平滑化或在多个心动周期上平均化、或以其它方式变换信号，而排除噪声或无关的心动周期。测量可涉及以多种方式定义的在心动周期期间的信号的有效上升时间间隔，或涉及有效下降时间间隔。获得测量值可涉及比较从应用于不同信号的基本相同的算法得到的测量值，例如比较IPG和PPG信号，或比较基于涉及头部的不同侧的数据的信号，或将对称地涉及头部的两侧的数据的信号与来自只涉及头部的一侧的数据的信号相比较。测量可以是无量纲的，不依赖该信号的幅度增益。可选地，ECG数据用于获得测量值，例如，ECG数据用于相对于心动周期校准信号的特征的定时。
在详细解释本发明的至少一个实施方式之前，应当理解，本发明在其应用上不必然受限于在下面的说明中阐明的和/或在附图和/或示例中描绘的元件的构造和布置和/或方法的细节。本发明能够有其它实施方式或以各种方式被实施或执行。
现在参考附图，图1描绘了脑灌注监控系统100，其被用于评估怀疑患有急性中风的病人102。可选地，系统100由急诊医务人员或其它受过训练的第一急救者操作，而病人102可正在躺于救护车或医院急救室中的轮床104上，或者甚至在等救护车时在家里。控制器106通过线缆110连接于放于病人头部上的传感器108。传感器包括IPG电极和/或PPG传感器，其产生由控制器106分析的IPG和PPG信号。下面在图3-5中会更详细地显示这些传感器。可选地，控制器106包括显示由控制器106从IPG和PPG信号计算的脑血液动力学参数的估算值的显示器。可选地，ECG装置112连接于放在病人胸上的ECG电极，且ECG数据由控制器106用在分析来自传感器108的信号。
图2显示了使用图1中的系统100评估怀疑患有中风的病人的方法的流程图200。在202，评估病人的临床状况。在评估病人时临床症状通常结合IPG和PPG信号的分析一起使用，而用于获得和处理IPG和PPG信号的过程依赖于临床症状。例如，一些分析信号的方法区分出从发生中风的头部的同一侧获得的信号和从头部的相对的侧获得的信号。临床症状，比如半身不遂，可提供中风发生在头部的哪一侧的指示。
在204，IPG电极和/或PPG传感器被置于病人头部上。在本发明的一些实施方式中，电极和/或PPG传感器还可被置于病人的颈部上，例如以测量颈动脉或颈部中的另一动脉的血流量的信号。下面联系图3描述电极和传感器如何置于病人头部上的细节。
在206，来自IPG电极的一个或更多IPG信号和/或来自PPG传感器的一个或更多PPG信号由控制器106获得，并在208由该控制器处理。下面给出了如何进行这一点的示例，题目为“分析IPG和PPG信号的示例性方法”。控制器106从信号计算一个或更多估算的脑血液动力学参数，比如CBF、CBV、MIT和TTP或脑血液动力学的其它测量值，其可用于帮助诊断急性中风并为其寻找治疗过程，尤其是决定病人是否会受益于溶栓疗法。发明人发现，在临床测试中，在许多不同病人的样本之间，从IPG和PPG信号计算的局部、半球和整体脑血液动力学参数的估算值与由灌注CT测量的相同的脑血液动力学参数具有约0.5到0.7的相关度，参数在2或3倍范围内变化。
在210可选地显示估算的脑血液动力学参数或其它测量值。在212，由医务人员使用显示的值和/或由控制器运行的软件来应用规则，以将测量值匹配于特定疾病(比如缺血性中风或另一医学状况)，和/或特定的疗法选择。若病人真的患有缺血性中风，则在中风发生的头部一侧局部或半球CBF预计远低于正常值，例如低于20和50毫升每100克每分钟之间的阈值，且远低于整体CBF，或低于头部另一侧的局部或半球CBF，例如低至少20％，或至少30％，或至少50％。应当注意，这些阈值，或针对212、214和216所描述的其它阈值，对所有病人不需要是不变的，而是取决于其它参数的值，或取决于病人的体温和代谢，或取决于其它因素。附加地或替代地，TTP可用于评估病人是否患有缺血性中风，其中在缺血性中风发生的头部的侧TTP预计比正常高，例如比在30到40秒之间的阈值高，且比头部另一侧的TTP高，例如高至少10％，或至少20％，或至少50％。另一方面，因为颅内压的累积，出血性中风可能导致降低的整体CBF以及增加的整体MTT和TTP，而在半球间没有大的差异。而可能导致类似中风症状的其他状况(比如脑肿瘤)由于血管生成，预计完全不会导致CBF的减小，并可能导致在头部的一侧或两侧比正常高的CBF值。
若估算的参数表明病人的确患有中风，则在214由医务人员和/或软件进行关于对于病人而言中风是否有可能太严重而无法受益于溶栓疗法的评估。在这种严重中风的情况下，缺血的中心区域(在该处组织很可能发展为梗塞，即便血流被恢复)可能会相对较大，并有相对少的半影(在该处脑组织有可能通过恢复血流而被救回)。在这种病人中，很少可能地受益于溶栓疗法，并且如果使用溶栓疗法的话，缺血转换为出血性的可能性增大。这种类型的大量缺血可由在发生中风的头部的侧上的比正常值低得多的局部或半球CBV指示，例如比在3到4毫升每100克之间的阈值更低，且比整体CBV和头部另一侧上的局部和半球CBV更低，例如低至少20％，或至少30％，或至少50％。可选地，只有当局部和半球CBV中的至少一个高于这些阈值时，病人才被认为是溶栓疗法的好的候选者。这是因为CBV倾向于只在缺血的中心区域中被降低，而在脑补偿机理仍然可以运作以响应于缺血而增大CBV的半影中不被降低。
若估算的参数表明缺血不是太大量的，则在216由医务人员和/或软件进行关于对于病人而言缺血是否有可能太小而无法受益于溶栓疗法的评估。具有足够小的缺血的病人不太可能受益于溶栓疗法，因为这种病人即便不进行溶栓疗法也有可能完全恢复半影组织中的脑功能，而溶栓疗法具有缺血向出血性转换或别处的脑出血的增加的风险。这种状况由中风侧上的局部和半球CBF和CBV的相对小的减少以及中风侧上的TTP的相对小的增加指示。例如，这种状况可由大于在1.5和2.5毫升每100克的阈值并比整体或半球CBV少不多于70％或50％或25％的局部CBV指示。上面引述的Baumgartner等人发现TTP比CBF对由于缺血性中风而带来的血流量的减少更敏感，因此TTP的变化可以是评估缺血是否足够小而使得脑功能可能在不进行溶栓疗法的情况下恢复的特别灵敏的方式。
若参数表明病人有可能受益于溶栓疗法，则在218开始溶栓疗法。可选地，在病人接收溶栓疗法后，通过类似于系统100的系统(比如在名称为“Monitoring of Acute Stroke Patients”的共同申请专利申请中所述的系统)监控病人。若在判定过程中的任何阶段确定病人不太可能受益于溶栓疗法，则在220进行适当的测试和/或开始适当的治疗。
图3显示了脑灌注监控系统的组合传感器300，位于病人302头部上的适当位置。另一组合传感器310，可选地是传感器300的镜像，可选地用于病人头部的另一侧上，在图3中大部分被隐藏了。这种传感器设计可选地用于图1中的传感器108。传感器300包含IPG电极结构304，形状可选地为椭圆形，且可选地放在病人前额的一角，可选地具有导电凝胶以确保与皮肤的良好电接触。PPG传感器306，可选为圆形(circular)，可选地放在病人的鬓角。线缆308连接传感器300至脑融合(fusion)监控器的控制器，例如图1中的控制器106。线缆可选地含有8条导线，包括两条用于电极304的导线，以及四条用于PPG传感器306的导线(光源和光检测器每个两条导线)。线缆中的这些导线中的两条导线不用在传感器300中，但是被包括于其中，以用于正在研发的新设计，该新设计将在头部的每一侧使用两个IPG电极。
替代地，可以使用IPG电极和/或PPG传感器的任何其它设计，以一个结构或独立的形式，包括针对IPG电极和/或PPG传感器的现有技术设计或在售设计。系统不必须既使用IPG电极又使用PPG传感器，而是可选地只使用一个或另一个。
在病人头部的两侧上使用的组合传感器可选地放置于相对于头部的双侧对称平面彼此成镜像或彼此近乎成镜像的位置和定向(orientation)。类似地，两个组合传感器被构造为是彼此的镜像，或彼此的近乎镜像。使用具有这种设计和位置上的对称性的传感器有潜在的优点：通过比较彼此基本上成镜像的测量，它们可被用于检测头部中的血液循环的很小的不对称，这可能是中风的指示。在电极和传感器结构被称为“近乎成镜像”的情况下，头部两侧上的相应的电极和传感器全部被放在彼此成镜像的位置处，在2cm、或1cm、或5mm、或2mm、或1mm内、或在头部双侧尽可能对称的精度内。替代地，相应的电极和传感器足够近以被放到镜像位置，从而从来自那些放错地方的传感器和电极的IPG和PPG信号推断出的左右半球脑血液动力学参数的任何差别将很小，与缺血性中风病人中通常发现的左右半球脑血液动力学参数的真实差别相比，或者与缺血性中风病人的随机样本中通常见到的这些参数的值的范围相比，至少为1/2、或1/5、或1/10、或1/20。如果两个测量是用在结构上成近乎镜像的相应的传感器和/或电极进行的话，则它们“基本上彼此成镜像”。如果像健康的试验对象中通常情况一样，头部中的血液循环是双侧对称的，则两个测量应该产生完全相同的信号，其中这两个测量彼此成镜像但不完全相同，原因在于每个测量相对于头部的双侧对称是非对称的。这种信号对的任何差别可能揭示头部中的血液循环的不对称。
在一些病人中，对头皮或脑的早先创伤、或早先的脑手术，可能导致头部阻抗的大的不对称，以至于脑血液循环的不对称不能简单地从来自两个镜像测量的阻抗信号的差别推断出来。类似地，来自烧伤或其它创伤的大量而不均匀的疤痕可能导致来自对称放置在头部的相对两侧上的传感器的PPG信号的不对称。甚至在这些病人中，如果适当校准了初始差别，从镜像的IPG或PPG信号之间的差别的变化，有可能检测到脑血液循环的不对称的变化。
在本发明的一些实施方式中，使用额外的电极和/或PPG传感器。例如，在头部的每一侧上可有两个电极，从而允许不对称地进行阻抗测量，例如局部地在头部的每一侧上。上面引述的名称为“Measurementof Cerebral Hemodynamic Parameters”的共同申请的申请中描述了许多这种选项。如在本文中所使用的，如果阻抗测量是既不对称的(比如从前额中央到头部后部的电流)或也不反对称的(比如从右侧鬓角到左侧鬓角的电流)，则其被称为“不对称的”。
图4更详细地显示了电极结构304。椭圆的环形电流电极400围绕椭圆形电压电极402。线缆308的导线之一连接于电流电极，该电流电极使电流流过头部，而导线之一连接到电压电极，该电压电极测量通过高阻抗电路的电势，并几乎不流过电流。两者都嵌入绝缘夹具404中，而连接器406插到图3中所示的线缆308的端部的连接器中。使用围绕中心电压电极的环形电流电极的潜在优点中的一些在上面引述的两个相关专利申请(公开号为US2005/0054939的美国专利申请10/893,570，以及公开号为WO2006/011128的PCT申请PCT/IL2005/000632)中描述过，尽管在那些应用中电极是圆形而非椭圆形的。与使用相同面积的更紧凑的电流电极相比，环形电流电极可产生更宽的电流分布，导致更多的电流流过脑部而更少的电流流过头皮。与电流电极绝缘的独立的高阻抗电压电极可有效跨测量颅骨(skull)内部的电压降，与使用同一电极传递电流并测量电压的情况相比，受高阻抗皮肤和颅骨的影响相对较小。为了安全，电极使用至少若干kHz的频率，并且电流不大于2.5mA。对于下面示例中显示的测试数据，使用了25kHz的频率和1mA或更小的电流。
图5显示了更详细的PPG传感器306的视图，显示了传感器的与皮肤接触的表面。传感器包含红色LED 500和光电二极管502，其嵌入于挡掉漫射光的不透明夹具504中。合适的LED例如是由III-VCompounds出售的TF281-200型。合适的光电二极管例如也是由III-VCompounds出售的TFMD5000R型。来自LED的红色光从皮肤中的血液散射，与蓝色光或绿色光相比被吸收的相对较少。可选地进一步通过将其覆盖的红色滤光片与漫射光隔绝的光电二极管所检测到的散射光的幅度随着LED和光电二极管的直接相邻的皮肤中的血容量的增加而增加，并呈现出在心动周期上的特有的上升和下降的样式。
分析IPG和PPG信号的示例性方法
发明人已经发现，许多分析IPG和PPG信号的方法对于估测标准的脑血液动力学参数有用，如下面示例中所描述的临床研究的结果所示。这些方法中大部分涉及大约每个心动周期都重复的信号的特征的分析。对于那些特征，噪声可选地通过以下方式而减少，通过消除信号趋势，从而它在每个周期的舒张点总是在相同水平，通过丢掉有噪声的或异常的心动周期，和通过采取彼此同相的多个心动周期的信号的连续(running)平均值，例如获取9个心动周期的连续平均值。如同上面引述的公开号为WO2008/072223的相关PCT申请PCT/IL2007/001421中所描述的，结果是相对低的噪声信号作为心动相位(cardiac phase)的函数，其在相对短的上升时间内从舒张点处的它的最小值上升到收缩点处的最大值，然后在更长的下降时间内回落到下个舒张点的最小值。这种去趋势化和平均化的IPG和PPG信号的示例在下面图6A和图6B示出。分析所用的信号不需要是直接来自IPG电极和PPG传感器的线性放大信号，而是可以以任何方式的非线性失真的信号。
有效的稳健的上升时间间隔可被定义，其可进一步减少噪声对信号分析的影响。例如，在信号是其高于最小值的总范围(最大值减最小值)的特定分数时稳健的上升时间间隔开始，例如高于最小值的5％或10％或15％或20％。稳健的上升时间间隔在信号首先到达一点时可选地结束，其低于最大值的总范围的某一分数，例如低于最大值5％、10％、15％、20％、25％或30％。对于在下面的示例中分析的数据，稳健的上升时间间隔被定义为从最小值之上的10％的点延伸到最大值之下的20％的点。
其它有效上升时间被定义为终止于最大斜率点，或终止于第一局部峰值。与上升时间被定义为终止于信号的整体最大值相比，利用有效上升时间的结束的定义，则上升时间间隔和基于它的其它量可较少地被噪声改变。
有效上升时间间隔中的信号的特征可被与有效下降时间间隔中信号的类似特征相比较，有效下降时间间隔可选地定义为心动周期的除有效的上升时间间隔之外的任何部分。例如，可计算有效上升时间间隔与有效下降时间间隔的比值，或在有效上升时间间隔上积分的信号与在有效下降时间间隔上的信号的比值的比值。这些比值以简单方式分别相关于标准化到整个心脏周期的有效上升时间，以及相关于在有效上升时间上积分的信号，该信号标准化到在整个心脏周期上积分的信号。已经发现后一个测量值对估算一些标准脑血液动力学参数特别有用，如同下面在示例中所述的。
示例中使用的另一个测量值是在有效上升时间间隔期间的信号的标准化曲率。曲率例如是如下定义的：首先由将在上升时间间隔期间的信号拟合到直线，然后将在上升时间间隔期间的信号拟合到抛物线，并获取心动相位(cardiac phase)的差，或时间，其中这两种拟合跨越在信号的最小值和最大值之间的中间的水平。这个差可被标准化到上升时间间隔的长度。与仅仅取有效上升时间间隔期间的信号的平均二阶导数相比，曲率的这种定义对噪声更不敏感。
比较从两个不同信号用相同或基本相同的算法计算出的测量值是有用的，且这可以充当基于两个信号的测量值。(如果至少对于有可能出现的大多数信号，两个算法从给定信号产生类似的结果，则这两个算法可被认为基本上相同。)例如，如果每个信号的测量值是以特定方式定义的有效上升时间，则基于两个信号的测量值可以是针对第一信号的有效上升时间与针对第二信号的以相同方式或基本相同方式定义的有效上升时间的比值。类似地，如果每个信号的测量值是在上述的稳健上升时间上积分的标准化信号，则基于两个信号的测量值可以是针对第一信号的标准化积分与以相同方式或基本相同方式定义的针对第二信号的标准化积分的比值。这两个信号例如可以是在头部的同一侧测量的IPG信号和PPG信号、或对称地跨头部测量的IPG信号和在头部一侧上测量的PPG信号、或在头部的相对侧上测量的相同模态的两个信号。如果测量值只使用在头部一侧上测量的信号，则该信号可在头部的与疑似中风(根据临床数据，比如半身不遂)相同的一侧上，或者可以在与疑似中风的头部的相对侧。应该注意，在与中风相对的头部的侧的血液循环样式通常也受中风影响，因为例如，头部一侧的缺血可能在头部另一侧上导致大于正常的血流量。
如在本文中所使用的，当过程包含计算两个信号之间的差或计算两个信号的比值或根据这两个信号彼此相差多少而计算任何量的时候，该过程被称为包含比较这两个信号。
如在本文中所使用的，术语“约”指的是±10％。
术语“包含(comprises)”、“包含(comprising)”、“包括(includes)”、“包括(including)”、“具有(having)”及其变形意味着“包括但不限于”。这种术语涵盖“由......组成”和“主要由......组成”这种术语。
词组“主要由......组成”意味着组合物或方法可包含另外的组分和/或步骤，但是另外的成分和/或步骤不在实质上改变所要求保护的组合物或方法的基本的和新颖的特性。
如在本文中所使用的，单数形式“一(a)”、“一(an)”和“该(the)”包括复数个引用物，除非上下文有明确的相反规定。例如，术语“一种化合物”或“至少一种化合物”可包括多种化合物，包括其混合物。
本文中使用单词“示例性”以意味着“作为示例、实例或说明”。被描述为“示例性”的任何实施方式不必被解释为相对于其它实施方式为优选或有益的，和/或排除并入来自其它实施方式的特征。
本文中使用单词“可选地”以意味着“在一些实施方式中被提供而在其它实施方式中不被提供”。本发明的任何特定实施方式可包括多个“可选的”特征，除非这些特征相冲突。
在本申请全文中，本发明的各实施方式可能以范围格式呈现。应该理解，以范围格式的说明仅仅是为了方便和简明，不应被解释为对本发明的范围的不可变更的限制。相应地，对范围的说明应被认为已具体披露了所有可能的子范围以及在那个范围内的单个数值。例如，对比如从1到6的范围的说明应被认为已具体披露了比如从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，以及在那个范围内的单个数字，例如，1、2、3、4、5和6。不论该范围有多宽，这一条均适用。
只要当本文中指出数值范围时，其意味着包括所指出范围内的任何引述的数值(分数或整数)。词组“范围在”第一所指出的数字和第二所指出的数字“之间”以及“从”第一所指出的数字“到”第二所指出的数字的“范围”在本文中可互换使用，并且意味着包括第一和第二所指出的数字和其间的所有分数和整数。
应当领会，为了清楚而在单独的实施方式的上下文中描述的本发明的某些特征也可组合起来提供于单个实施方式中。相反，为了简明而在单个实施方式的上下文中描述的本发明的各种特征，也可单独地或以任何合适的子组合的形式或如适当地提供于本发明的任何其它所描述的实施方式中。在各种实施方式的上下文中所描述的某些特征不被认为是那些实施方式的必要特征，除非没有那些要素该实施方式无法工作。
上面描绘的以及下面的权利要求部分中要求保护的本发明的各实施方式和方面可在下述示例中找到实验支持。
示例
现在结合上面的说明，参考以下示例，以非限制性的方式描述本发明的一些实施方式。
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由灌注CT测量，且使用基于IPG和PPG信号的无量纲测量值而被估计作为与心动周期的函数。如图3所示地配置IPG电极和PPG传感器，且使用最多1mA的电流，频率约为25kHz得到IPG信号。信号被去趋势化，将其它们的每个心动周期的最小值设定为相同水平，且在一些而非全部情况下若干连续心动周期在相位上被平均化以减少噪声，同时保持信号形状为心动周期相位的函数。针对基于IPG信号和PPG信号的无量纲测量值以及由灌注CT测量的参数的值计算最优线性拟合和相关度。在样本中不同病人之间，发现相关度在从约0.5到0.7的范围，参数的值通常在约2或3倍(偶尔更多)范围内。此处所列的最优线性拟合可用作起始点用于提供来自从IPG和PPG数据的这些脑血液动力学参数的估算值。例如，如果发现对于与中风相同的头部的侧上的IPG信号和PPG信号在稳健上升时间上的的标准化积分完全相同，那么测量值#2(在下面的列表中)将等于1.0，并将该测量值的这个值代入测量值#2的最优线性拟合，Measure＝-Parameter/6.9+1.49，将意味着该参数的值(在此例中是整体CBV)很可能是约3.5。针对参数使用标准单位：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、且对于TTP是秒。
1)此测量值是跨头部的IPG信号的测量值与基于在与中风相对的头部一侧上的PPG信号的测量值的比值。对于这些信号中的每一个，测量值是起点在舒张点、结束点在最大斜率处的上升时间间隔。此测量值被用于估算在中风侧上的参数半球CBV。关联度是R2＝0.54，而最优线性拟合是：
Measure＝Parameter/4.8+0.06
其中对于样本中的大多数病人来说，半球CBV在从约2到4.5毫升每100克的范围。
2)此测量值是跨头部的IPG信号的测量值与基于在与中风相同的头部的一侧上的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间隔上的标准化积分，如在上面定义的那样。此测量值被用于估算参数整体CBV。关联度是R2＝0.72，而最优线性拟合是：
Measure＝-Parameter/6.9+1.49
其中对于样本中的大多数病人来说，整体CBV在从约2到4.5毫升每100克的范围。
3)此测量值是跨头部的IPG信号的测量值与基于在与中风相对的头部一侧上的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间隔上的标准化积分，如在上面定义的那样。此测量值被用于估算参数整体CBV。关联度是R2＝0.59，而最优线性拟合是：
Measure＝-Parameter/8.3+1.4
4)对于在与中风相同的头部的侧上的PPG信号，此测量值是信号在稳健上升时间间隔上的标准化积分，如在上面定义的那样。此测量值被用于估算在与中风相同的头部的侧上的半球CBF。关联度是R2＝0.56，而最优线性拟合是：
Measure＝Parameter/650+0.12
其中对于样本中的大多数病人来说，半球CBF在从13到40毫升每100克每分钟的范围。
5)对于在与中风相同的头部的侧上的PPG信号，此测量值是信号在稳健上升时间间隔上的标准化积分，如在上面定义的那样。此测量值被用于估算在与中风相同的头部的侧上的半球TTP。关联度是R2＝0.56，而最优线性拟合是：
Measure＝Parameter/420+0.08
其中对于样本中的大多数病人来说，半球TTP在从20到40秒的范围。
6)针对跨头部的IPG信号，此测量值是信号在稳健上升时间间隔上的标准化积分，如在上面定义的那样。此测量值被用于估算整体TTP。关联度是R2＝0.56，而最优线性拟合是：
Measure＝Parameter/280+0.04
其中对于样本中的大多数病人来说，整体TTP在从25到35秒的范围。
7)对于在与中风相同的头部的侧上的PPG信号，此测量值是该信号的上面定义的标准化上升时间曲率，如在上面定义的那样。此测量值被用于估算在与中风相同的头部的侧上的局部CBF与整体CBF的比值，其是相对样本中的病人具有大约8倍的范围的量。关联度是R2＝0.53，而最优线性拟合是：
Measure＝Parameter/21.6+0.017
其中对于样本中的大多数病人，局部与整体CBF的比值在从0.1到0.8的范围。
在IPG和PPG信号的测量值和脑血液动力学参数之间发现的相对较高的关联度，表明已经能够从IPG和PPG信号中得到有用的脑血液动力学参数的估算值。在不久的将来，当有了用于测量IPG和PPG信号的更精良的技术，并能从那些信号中得到更好的测量值时，对脑血液动力学参数的甚至更精确的估算是可能的。
图6A和图6B显示了参与临床研究的两个缺血性中风病人的IPG和PPG信号的图表。图6A显示了，对于具有异常高的整体CBV(5.3毫升每100克组织，如用灌注CT测量的那样)的病人，跨头部测量的IPG信号的图表600，和在与中风相同的头部的侧上测量的PPG信号的图表602。时间是以分钟给出的，而信号的幅度是以任意单位的。已通过在9个心动周期上取连续平均值、累加同相的不同的心动周期而减少了噪声。图6B显示了对于具有异常低的整体CBV(只有2.1毫升每100克组织)，以同样方式测量的IPG信号的图表604和PPG信号的图表606。可以看到两个病人中这些信号非常不同，尤其是IPG信号，反应了他们的整体CBV的大的差别。如上所述，通过取信号在稳健上升时间上的标准化积分，可以量化该差别。此量对于图表600中的信号是0.08，因为信号上升非常快；对于图表602中的信号是0.14；对于图表604中的信号是0.21，其比图表600中的信号上升的慢得多；以及对于图表606中的信号是0.19。对于这两个信号，此量的比值提供了针对第一病人的0.6的测量值，其中整体CBV参数等于5.3，和针对第二病人的1.1的测量值，其中整体CBV参数等于2.1。对于临床研究中的此参数和测量值来说发现这些量相当好地与最好的线性拟合拟合，Measure＝-Parameter/6.9+1.49，而可以已经根据此关系并且根据IPG和PPG信号而相当好的逼近地推断出这些病人的整体CBV，甚至没有进行昂贵的多的灌注CT测量。
尽管已经结合本发明的具体实施方式描述了本发明，然而显然，对本领域的技术人员来说，许多替代、修改和变形将是显而易见的。相应地，其意图是涵盖落入所附的权利要求的精神和宽范围中的所有这些替代、修改和变形。
在本文中，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并入本说明书，其程度与每个单独的出版物、专利或专利申请被具体且单独地指出被通过援引并入本文相同。另外，本申请中任何参考文献的引述和确定不应被解释为允许这些参考文件用作本发明的现有技术。就使用分段标题而言，它们不应当被解释为必然的限制。

Claims (19)

1.一种用于评估病人中的急性缺血性中风的系统，包含：
a）电流源；
b）适于放到所述病人的头部上的至少两个传感器，每个传感器包含适于将来自所述电流源的电流流过所述头部以测量阻抗的IPG电极结构，或包含由所述电流源供电的PPG传感器，或包含这两者；以及
c）控制器，所述控制器适于接收来自所述传感器的一个或更多信号的一个或更多波形，适于处理所述波形以获得所述病人的一个或更多脑血液动力学测量值，并被编程为有当被在控制器上执行时针对所述病人应用规则以将所述测量值匹配至疾病指示或疗法的选择或两者的软件；
其中所述测量值包括到达峰值的时间（TTP）、脑血流量（CBF）和脑血容量（CBV）的测量值，以及其中应用所述规则包含确定所述病人是否患有缺血性中风。
2.根据权利要求1所述的系统，其中应用所述规则包含匹配于溶栓疗法的选择，或匹配于不使用溶栓疗法的选择。
3.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果半球CBF在hCBF阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
4.根据权利要求3所述的系统，其中所述hCBF阈值在20和50毫升每100克每分钟之间。
5.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果半球与整体CBF的比值在hCBF比值阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
6.根据权利要求5所述的系统，其中所述hCBF比值阈值在80%和50%之间。
7.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果半球TTP在hTTP阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
8.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果半球与整体TTP的比值在hTTP比值阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
9.根据权利要求8所述的系统，其中所述hTTP比值阈值在1.1和2之间。
10.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果半球CBV在hCBV阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
11.根据权利要求10所述的系统，其中所述hCBV阈值在3和4毫升每100克之间。
12.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果半球与整体CBV的比值在hCBV比值阈值之下则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
13.根据权利要求12所述的系统，其中所述hCBV比值阈值在80%和50%之间。
14.根据权利要求4所述的系统，其中应用所述规则包含如果局部CBV在rCBV阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
15.根据权利要求14所述的系统，其中所述rCBV阈值在1.5和2.5毫升每100克之间。
16.根据权利要求2所述的系统，其中应用所述规则包含如果局部与整体CBV的比值在rCBV比值阈值之上则匹配于不使用溶栓疗法的选择。
17.根据权利要求16所述的系统，其中所述rCBV比值阈值在30%和75%之间。
18.根据权利要求1-17中任一项所述的系统，其中所述测量值包含对包含以下参数的参数中的一个或多个参数的估算值：脑血流量（CBF）、脑血容量（CBV）、平均通过时间（MTT）以及到达峰值的时间（TTP）的整体、半球和局部测量值，以及上述参数中单个参数或其任何组合的数学函数。
19.根据权利要求1-17中任一项所述的系统，其特征在于，应用规则包含至少将CBV的所述测量值匹配于缺血的大小，并至少将CBF和TTP之一或两者的所述测量值匹配于半影的范围。
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