CN103598883A - 一种基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法 - Google Patents

Abstract

一种基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法，包括：步骤(1)，在大脑周围放置一个激励线圈并产生频率为10MHz，功率为1w的激励信号，该激励信号经过大脑；步骤(2)，在大脑周围放置一个接收线圈，该接收线圈拾取被测大脑产生的感生磁场的信号和激励线圈的感应信号的二者叠加感应信号；步骤(3)，将步骤(2)拾取的接收线圈的叠加感应信号通过计算机对叠加感应信号的相位与激励信号的相位进行差值计算，得到磁感应相位差的随时间的变化曲线；步骤(4)，根据颅内压和磁感应相位差的变化的函数关系，得到步骤(2)磁感应相位差的随时间的变化曲线中曲线上的点所对应的颅内压值和颅内压随时间的变化曲线。该监测方法可以对颅内压进行监测。

Description

一种基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法

技术领域

本发明属于生物医学技术领域，具体涉及大脑整体平均磁感应相位差变化原理的颅内压监测方法。

背景技术

颅内压，即颅腔内脑脊液的压力，正常成人卧位时脑脊液压力0.78～1.76kpa(80～180毫米水柱)，随呼吸波动在10毫米水柱之内，儿童压力为0.4～1.0kpa(40～100毫米水柱)。现有比较成熟的颅内压(ICP)测量法包括CT或MRI影像学方法。有创ICP监测方法包括腰椎穿刺、脑室内监测(目前临床上最常用的方法，是ICP监测的金标准)、脑实质内监测、蛛网膜下腔监测、硬膜下或硬膜外监测、神经内镜监测、有创脑电阻抗监测等。有创监测的方法需要将传感器放入体内，具有准确、可进行脑脊液的引流和给药等有限，但同时存在着易损伤，易感染和并发症高的缺点。无创方法包括影像学方法(MRI，CT和PET等)、视神经鞘直径法(ONSD)视网膜静脉压或动脉压法(retinal venous or arterypressure，RVP or RAP)、经颅多普勒超声法(TCD)、闪光视觉诱发电位法(flash visual evoked potentials，fVEP)、鼓膜移位法(tympanic membranedisplacement，TMD)、前囟测压法(anterior fontanelpressure，AFP)、近红外光谱技术法(near infrared spectrum，NIRS)和无创脑电阻抗监测法(noninvasive cerebral electrical impedance measurement，nCEI)等。这些方法普遍存在不够准确，很多情况不能用，由于解剖结构的限制，不能替代有创检测。可以完全避免并发症和感染风险的无创监测技术，是未来的发展趋势。

非接触磁感应测量法是近年来国内外兴起的一种新型的非接触测量法。但是目前的非接触磁感应测量法都只是单次测量颅内压，无法对颅内压进行长时间的监测。目前医疗领域中广泛使用的具有像心率、血压的监测装置和其监测方法，然而在医疗领域，随着医疗仪器的技术发展，医疗技术也对医疗仪器提出更多功能设备的需求，对于某些病患，还需求能够对颅内压进行监测的医疗设备。

发明内容

本发明所要解决的技术问题在于提供建立一种基于磁感应相位差(MIPS)变化检测颅内压(ICP)变化的计算方法。此外，基于上述计算方法，提供一种基于磁感应相位差MIPS变化监测颅内压(ICP)变化的测量和监测方法。通过上述方法，可以对颅内压进行测量，也可以一段时间内对颅内压进行监测。

本发明的目的通过以下技术方案实现：

步骤(1)，在被测大脑周围放置一个激励线圈，激励线圈连接激励源，激励线圈产生频率为10MHz，功率为1w的激励信号，该激励信号经过大脑；

步骤(2)，在被测大脑周围距离激励线圈一段距离的位置放置一个接收线圈，该接收线圈拾取被测大脑产生的感生磁场的信号和激励线圈的感应信号的二者叠加感应信号；

步骤(3)，将步骤(2)拾取的接收线圈的叠加感应信号经过放大器放大后，经A／D转换为数字信号输入计算机，由计算机对叠加感应信号的相位与激励信号的相位进行差值计算，得到磁感应相位差(MIPS)的随时间的变化曲线；

步骤(4)，获得颅内压(ICP)和磁感应相位差(MIPS)的函数关系，得到颅内压和颅内压随时间的变化曲线。由于人脑电导率分布的不均匀性，颅骨、脑实质、脑血液和脑脊液分别有不同的电导率和体积；颅骨包裹着的头颅可以看作是个密闭不可压缩的容器，体积是V，整体平均电导率是

脑脊液CSF的体积和电导率为V₁和σ₁；脑血容量的体积和电导率为V₂和σ₂；颅骨和脑实质由于在颅内压的变化过程中体积不可压缩，颅骨和脑实质的体积和平均电导率分别为为ΔV₃和σ₃，大脑整体总体平均电导率

为

$\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}=\frac{V_1}{V}{\mathrm{\σ}}_1+\frac{V_2}{V}{\mathrm{\σ}}_2+\frac{V_3}{V}{\mathrm{\σ}}_3---\left(1\right)$

当颅内容物发生变化时，由于头颅整体体积不变，颅骨和脑实值容量体积不变，当颅内脑血液的容量体积变化增加ΔV时，相应的脑脊液体积减少ΔV，这时颅内压会发生变化，此时大脑整体平均电导率是

${\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}}^{\′}=\frac{V_1-\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_1+\frac{V_2+\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_2+\frac{V_3}{V}{\mathrm{\σ}}_3---\left(2\right)$

这个时候大脑整体平均电导率的变化为

$\mathrm{\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}={\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}}^{\′}-\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}=\frac{\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_2-\frac{\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_1---\left(3\right)$

由于脑血容量的电导率σ₂小于脑脊液的电导率σ₁，所以，

大脑整体平均电导率下降

根据Harvey Cushing理论，颅内体积的变化和颅内压有如下近似的关系：

P=P₀e^KΔV (4)

其中，P₀为颅内压基准值，K为常量，P₀取值范围为5-15mmHg，我们定义一个常量C，令 $C=\frac{V}{{\mathrm{\σ}}_2-{\mathrm{\σ}}_1},$ 所以

$\mathrm{\ΔV}=\mathrm{C\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}---\left(5\right)$

将上述公式(5)代入公式(4)，可以得到颅内压ICP和大脑整体平均电导率的关系是 $P=P_0{e}^{\mathrm{KC\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}},$

又因为

$\mathrm{\Δ\θ}\≈\left|\frac{\mathrm{\ΔB}}{B}\right|\∝\mathrm{\ω\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}---\left(6\right)$

其中Δθ是大脑整体平均相位差的变化，即步骤(3)中计算得到的磁感应相位差Δθ，ΔB是大脑产生的感生磁场的磁感应强度，B是激励线圈产生的磁场强度，ω是角频率，

是大脑整体平均电导率的变化，令常量A=C／ω，所以颅内压磁感应方法测量得出的相位差变化Δθ关系是

P=P₀e^KAΔθ (7)

将步骤(3)得到的磁感应相位差Δθ(MIPS)通过公式(7)计算出颅内压P，得到步骤(2)磁感应相位差(MIPS)的随时间的变化曲线中曲线上的点所对应的颅内压值和颅内压随时间的变化曲线，显示出来。

其中，激励线圈和接收线圈的直径为3-7em。

其中，激励源采用普通信号函数发生器，频率范围能激励10MHz频率。

采用了上述方案，本发明的基于大脑整体平均磁感应相位差变化的颅内压监测方法具有无创非接触和可长期实时动态监护等特点，对提高神经内外科患者的医疗提供信息参考和未来的个性化医疗和监护技术具有重要意义。

附图说明

图1是大脑脑结构示意图；

图2是颅内压和大脑整体平均电导率关系曲线图；

图3是方法系统框图；

图4是磁感应相位差(MIPS)的随时间的变化曲线；

图5是颅内压(ICP)值随时间的变化曲线。

具体实施方式

磁感应测量相位差的方法是基于整体平均电导率的变化，对颅内容物变化有着很好的灵敏度，根据不同颅内容物的变化，磁感应相位差(MIPS)也出现不同的变化。本发明提出的基于磁感应相位差(MIPS)变化检测颅内压(ICP)变化的检测方法，这种方式是监测大脑整体平均电导率的变化导致相位差的变化进而来监测颅内压(ICP)变化的检测方法，图3示出了方法系统框图，包括以下步骤：

步骤(1)，在被测大脑6周围放置一个激励线圈5，激励线圈5的直径为3-7cm，激励线圈5连接激励源8，激励源8采用普通信号函数发生器，频率范围选用能激励10MHz频率，激励线圈1产生频率为10MHz，功率为1w的激励信号，该激励信号经过大脑，；

步骤(2)，在大脑周围距离激励线圈8-11厘米的位置放置一个接收线圈7，接收线圈7的直径为3-7cm，该接收线圈7拾取被测大脑产生的感生磁场的信号和激励线圈的感应信号的二者叠加感应信号；

步骤(3)，将步骤2拾取的接收线圈的叠加感应信号经过放大器放大后，经A／D转换为数字信号输入计算机9，由计算机9对叠加感应信号的相位与激励信号的相位进行差值计算，得到磁感应相位差(MIPS)10的随时间的变化曲线，如图3所示；

步骤(4)，获得颅内压ICP和磁感应相位差MIPS的变化的函数关系，得到MIPS曲线上的点所对应的颅内压值11和颅内压的变化曲线，人脑电导率分布的不均匀性，如图1所示，颅骨1、脑脊液2、脑血液3、脑实质4分别有不同的电导率和体积。颅骨包裹着的头颅可以看作是个密闭不可压缩的容器，体积是V(V是常量，成人约1200～1400mL)，整体平均电导率是脑脊液2(CSF)的体积和电导率为V₁和σ₁；脑血容量的体积和电导率为V₂和σ₂；颅骨和脑实质由于在颅内压(ICP)的变化过程中体积不可压缩，颅骨和脑实质的体积和平均电导率分别为为ΔV₃和σ₃(单位V_mL，σ_s／m)，大脑整体总体平均电导率

为

$\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}=\frac{V_1}{V}{\mathrm{\σ}}_1+\frac{V_2}{V}{\mathrm{\σ}}_2+\frac{V_3}{V}{\mathrm{\σ}}_3---\left(1\right)$

当颅内容物发生变化时，由于头颅整体体积不变，颅骨和脑实值容量体积不变，当颅内脑血液的容量体积ΔV时，相应的脑脊液体积减少ΔV，这时颅内压会发生变化，，此时大脑整体平均电导率是

${\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}}^{\′}=\frac{V_1-\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_1+\frac{V_2+\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_2+\frac{V_3}{V}{\mathrm{\σ}}_3---\left(2\right)$

这个时候大脑整体平均电导率的变化为

$\mathrm{\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}={\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}}^{\′}-\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}=\frac{\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_2-\frac{\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_1---\left(3\right)$

由于脑血容量的电导率σ₂小于脑脊液的电导率σ₁，所以，大脑整体平均电导率下降

根据Harvey Cushing理论，颅内体积的变化和颅内压有如下近似的关系：

P=P₀e^KΔV  (4)

其中，P₀为颅内压基准值，K为常量，P₀取值范围为5-15mmHg，我们定义一个常量C，令 $C=\frac{V}{{\mathrm{\σ}}_2-{\mathrm{\σ}}_1},$ 所以 $\mathrm{\ΔV}=\mathrm{C\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}$

将上述公式代入组合，可以得到ICP和大脑整体平均电导率的关系是

图2示出了Δθ与P的关系，

又因为

其中△θ是大脑整体平均相位差的变化，△B是大脑产生的感生磁场的磁感应强度，B是激励线圈产生的磁场强度，ω是角频率，

是大脑整体平均电导率的变化，令常量A=C／ω，所以颅内压和磁感应方法测量得出的相位差变化△θ关系是

P=P₀e^KAΔθ  (5)

将步骤(3)磁感应相位差(MIPS)通过公式(5)计算出颅内压P，并得到MIPS曲线上的点所对应的颅内压值和颅内压随时间的变化曲线，并且通过显示器将每个时间点值的颅内压值和颅内压值随时间的变化曲线显示出来，如图5所示。

通过该基于大脑整体平均磁感应相位差变化原理的颅内压监测方法，能够对人体大脑的颅内压实施监测，并提供实时颅内压监测数据和随时间变化的曲线，该方法如同心跳、血压一样对人体实时进行监测，提供了一种医疗监测技术，具有无创非接触和可长期实时动态监护等特点，对提高神经内外科患者的医疗提供信息参考和未来的个性化医疗和监护技术具有重要意义。

Claims (4)

1.一种基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法，包括以下步骤：

步骤(1)，在被测大脑周围放置一个激励线圈，激励线圈连接激励源，激励线圈产生频率为10MHz，功率为1w的激励信号，该激励信号经过被测大脑；

步骤(2)，在被测大脑周围距离激励线圈一段距离的位置放置一个接收线圈，该接收线圈拾取被测大脑产生的感生磁场的信号和激励线圈的感应信号的二者叠加感应信号；

步骤(3)，将步骤(2)拾取的接收线圈的叠加感应信号经过放大器放大后，经A／D转换为数字信号输入计算机，由计算机对叠加感应信号的相位与激励信号的相位进行差值计算，得到磁感应相位差(MIPS)的随时间的变化曲线；

步骤(4)，获得颅内压(ICP)和磁感应相位差(MIPS)的函数关系，得到颅内压和颅内压随时间的变化曲线。由于人脑电导率分布的不均匀性，颅骨、脑实质、脑血液和脑脊液分别有不同的电导率和体积；颅骨包裹着的头颅可以看作是个密闭不可压缩的容器，体积是V，整体平均电导率是脑脊液CSF的体积和电导率为V₁和σ₁；脑血容量的体积和电导率为V₂和σ₂；颅骨和脑实质由于在颅内压的变化过程中体积不可压缩，颅骨和脑实质的体积和平均电导率分别为ΔV₃和σ₃，大脑整体总体平均电导率

为

$\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}=\frac{V_1}{V}{\mathrm{\σ}}_1+\frac{V_2}{V}{\mathrm{\σ}}_2+\frac{V_3}{V}{\mathrm{\σ}}_3---\left(1\right)$

当颅内容物发生变化时，由于头颅整体体积不变，颅骨和脑实值容量体积不变，当颅内脑血液的容量体积变化增加ΔV时，相应的脑脊液体积减少ΔV，这时颅内压会发生变化，此时大脑整体平均电导率是

${\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}}^{\′}=\frac{V_1-\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_1+\frac{V_2+\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_2+\frac{V_3}{V}{\mathrm{\σ}}_3---\left(2\right)$

这个时候大脑整体平均电导率的变化为

$\mathrm{\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}={\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}}^{\′}-\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}=\frac{\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_2-\frac{\mathrm{\ΔV}}{V}{\mathrm{\σ}}_1---\left(3\right)$

由于脑血容量的电导率σ₂小于脑脊液的电导率σ₁，所以，

大脑整体平均电导率下降

根据Harvey Cushing理论，颅内体积的变化和颅内压有如下近似的关系：

P＝P₀e^KΔV   (4)

其中，P₀为颅内压基准值，K为常量，P₀取值范围为5-15mmHg，我们定义一个常量C，令 $C=\frac{V}{{\mathrm{\σ}}_2-{\mathrm{\σ}}_1},$ 所以

$\mathrm{\ΔV}=\mathrm{C\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}---\left(5\right)$

将上述公式(5)代入公式(4)，可以得到颅内压ICP和大脑整体平均电导率的关系是 $P=P_0{e}^{\mathrm{KC\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}},$

又因为

$\mathrm{\Δ\θ}\≈\left|\frac{\mathrm{\ΔB}}{B}\right|\∝\mathrm{\ω\Δ}\stackrel{\‾}{\mathrm{\σ}}---\left(6\right)$

其中Δθ是大脑整体平均相位差的变化，即步骤(3)中计算得到的磁感应相位差Δθ,ΔB是大脑产生的感生磁场的磁感应强度，B是激励线圈产生的磁场强度，ω是角频率，

是大脑整体平均电导率的变化，令常量A=C／ω，所以颅内压与颅内压磁感应方法测量得出的相位差变化Δθ关系是

P=P₀e^KAΔθ (7)

将步骤(3)计算得到的磁感应相位差Δθ通过公式(7)计算出颅内压P，得到磁感应相位差的随时间的变化曲线中曲线上的点所对应的颅内压值和颅内压随时间的变化曲线，并显示出来。

2.如权利要求1所述的基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法，其特征在于，激励线圈和接收线圈的直径为3-7cm。

3.如权利要求1所述的基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法，其特征在于，激励源采用普通信号函数发生器，频率范围能激励10MHz频率。

4.如权利要求1所述的基于磁感应相位差变化的颅内压监测方法，其特征在于，优选的，在大脑周围距离激励线圈8-11cm的位置放置接收线圈。

Images