生理特征的測量的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發(fā)明一般地涉及生理特征的測量。特別地，本發(fā)明一般地涉及一種測量和顯示 人體和動物的頭部和身體內的流體介質的電介質特性的方法、系統(tǒng)和軟件產(chǎn)品。
【背景技術】
[0002] [在本文中【背景技術】僅是參考，而不應被認為是對將該技術視為與本發(fā)明相關的 公知常識的承認。]
[0003] 頭部與身體的段之間的流體的重分布常常具有重要的核心臨床意義，尤其是在人 體內。這包括段中的細胞內和細胞外的隔室之間的流體的重分布。這些重分布的測量是有 用的，尤其是對于監(jiān)視和評估身體對各種直立性或反直立性功能障礙的響應和適應而言。
[0004] 然而，當前應用的測量身體的段之間的流體的重分布的方法是侵入性的或是龐大 且昂貴的。例如，示蹤稀釋技術包含侵入性地向身體給予一劑合適的示蹤劑，采集血樣并測 量示蹤劑。在測試之后，示蹤劑流體并非總能安全地消散?？蛇x地，可以使用MRI技術，但是 MRI設備昂貴且龐大，使得它不適于便利地測量身體的段之間的流體的重分布。這些技術的 進一步的缺點在于，在生理應激或臨床診斷期間，它們不能簡單地得出使用的實時數(shù)據(jù)。不 存在可以普遍地應用于成人和嬰兒的自主調節(jié)或體內平衡范圍。老年人、中年人、青年人、 孩子、嬰兒（男或女）可以具有不同的自主調節(jié)范圍。
[0005] 細胞在大腦內承載的"水"量就像心/肺/身體的心血管能力水平一樣在腦損傷 處理中是極其重要的。
[0006] 個體應該能夠維持身體"體內平衡"-當人不能"自主調節(jié)"時，他/她已經(jīng)超出了 合理的生理容量。

【發(fā)明內容】

[0007] 根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提供一種用于測量生理特征的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括：
[0008] 非侵入性監(jiān)視器，用于生成與身體的流體特征相關的監(jiān)視信號；
[0009] 計算裝置，與監(jiān)視器操作性地連接，用于處理監(jiān)視信號以生成與區(qū)域液容量、細胞 內/外液容量比以及血流量中的至少一個相關的特征數(shù)據(jù)；以及
[0010] 軟件程序，安裝在計算裝置上，用于記錄、計算并顯示特征數(shù)據(jù)。
[0011] 生成的特征數(shù)據(jù)可以是也能夠以各種格式顯示的下述形式中的任意一種或多種 形式：
[0012] UCCe (顱合性）
[0013] 2、CSFm (腦脊液運動）
[0014] 3、CBF (腦血流量）
[0015] 4、CVR (心腦血管反應性）
[0016] 5、Rl (細胞外電阻）
[0017] 6、R2(細胞內電阻）
[0018] 7、C (腦組織電容）
[0019] 8、ReZ (全腦組織電阻）
[0020] 9、電抗和電阻的比，tgp = /〃.'Z/Re Z-腦生物阻抗的相位角
[0021] 10、譜分析
[0022] 非侵入性監(jiān)視器優(yōu)選地為與經(jīng)顱多普勒CTCD)結合的多頻多通道阻抗腦血流圖 機（REG)。
[0023] 具體地，與經(jīng)顱多普勒波形結合的腦血流圖波形產(chǎn)生允許特征數(shù)據(jù)的生成的唯一 的新波形。特別地，腦血流圖可以確定用于不同組織結構的電容和電阻，并區(qū)分結締組織和 血液。也就是說，腦血流圖可以區(qū)分一個或多個細胞的細胞內液容量和細胞外流體。
[0024] 該系統(tǒng)具有分別地監(jiān)視作為身體的部分的頭部的左半球和右半球的能力。
[0025] 安裝在計算裝置上的軟件程序將優(yōu)選地具有記錄每個頻率上的穩(wěn)態(tài)電阻以及三 個頻率上的脈沖波的能力?？赡苄枰~外的頻率以提供更具體的監(jiān)視能力。
[0026] 優(yōu)選地，以每心跳周期100次的頻率接收穩(wěn)態(tài)電阻值。
[0027] 優(yōu)選地，軟件程序自動地對此監(jiān)視信號進行必要的計算并從監(jiān)視信號包含的數(shù)據(jù) 中計算RU R2和C的值，并繪制出在任意單個選擇的心跳周期期間的變化曲線。
[0028] 優(yōu)選的，可以測量腦血流圖裝置的電極之間的基本電阻以計算與頭部組織相關聯(lián) 的參數(shù)。從電點的角度出發(fā)，腦組織可以表示為彼此錯綜聯(lián)系的一組電阻和電容。然后可 以使用公式計算所需的參數(shù)。本領域人員對于大腦的最佳等效電路的觀點不同，選擇的公 式典型地取決于所選擇的大腦的等效電路。圖26和27中示出了大腦的兩個不同的等效電 路。
[0029] 圖26中表示的大腦的等效電路提供公式（1):
[0031] 其中：
[0032] Z為腦組織阻抗；
[0033] 札為細胞外電阻；
[0034] 私為細胞內電阻；
[0035] C為細胞電容；
[0036] ω為角頻率；以及
[0037] i為虛數(shù)單位，i = iTL·
[0038] 圖22中表示的大腦的等效電路提供公式⑵：
[0040] 其中：
[0041] Z為腦組織阻抗；
[0042] Re為顱外電阻；
[0043] R1為顱內電阻；
[0044] C為細胞電容；以及
[0045] ω為角頻率。
[0046] 可以準許接收額外數(shù)據(jù)的這種計算模式的進一步發(fā)展可以基于除了在優(yōu)選實施 例中提議的頻率之外還包括一個或多個頻率或不包括優(yōu)選實施例中提議的頻率而包括 另外的一個或多個頻率，例如，一個或多個頻率為16kHz、32kHz、50kHz、IOOkHz、150kHz、 200kHz或250kHz中的任意一個或多個。
[0047] 可以通過插值法進行估計。通過在三個不同頻率進行三個測量，阻抗函數(shù)可被近 似為簡化函數(shù)Z(f)。此后，通過插值，使用函數(shù)Z(f)可以實現(xiàn)對第四個頻率處的阻抗值的 估計。所提出的計算證實如此結論：已經(jīng)使用的電阻抗的經(jīng)顱測量是通過非侵入性方法從 頭部表面對作為容積導體的整個頭部的電阻抗的測量。
[0048] 程序優(yōu)選地允許自動計算阻抗參數(shù)（電路中的HC-圖32,以及電路中的艮、 R^C--圖27)的值。
[0049] 用于優(yōu)選的軟件的輸入數(shù)據(jù)為在三個優(yōu)選的不同頻率（16kHz、100kHz、200kHz) 處測量的阻抗的值?？梢允褂米钚《朔ü烙嬜杩狗鹊膮?shù)。使用下述公式減少找到最 小回歸和所需的阻抗參數(shù)：
[0051] 為求解回歸和的最小值，擬牛頓BGFS法是優(yōu)選的，且其通常包括在軟件中。
[0052] 這些操作允許每個電路中的不同腦阻抗參數(shù)的估計。
[0053] CSF流動和CCe指數(shù)的計算方法典型地表現(xiàn)為：基于收縮和舒張片段（TO)脈沖的 最大值的前后）的選擇以及將此數(shù)據(jù)導出至軟件用于顯示或輸出的專用自動化。
[0054] 第一步優(yōu)選地為數(shù)據(jù)的標準化，是將T⑶和REG脈沖的真實范圍變成以0. 0-1. 0 為限的范圍的轉換。然后，可以創(chuàng)建初始"XY"曲線（曲線1)，其中X為多普勒，Y為 REG(IOOkHz)。此曲線可以由直線（直線1)近似。在此線中的第一點的坐標為（XI，Yl)， 最后一點的坐標為（X2，Y2)。CCe值可被估計為此直線的傾角的負正切。
[0056] 其中，α為直線1的傾角。
[0057] 使用此數(shù)據(jù)，從第二部分的脈沖數(shù)據(jù)創(chuàng)建新的X'，Υ'曲線（曲線2)，其中X'為多 普勒，Υ'為REG(IOOkHz)。然后，估計新曲線的面積參數(shù)。
[0058] 對于此估計，該曲線可以由直線（直線2)近似。此直線中的第一點的坐標為（Χ3， Υ3)，最后一點的坐標為（Χ4, Υ4)。
[0059] 然后，CSFm可被估計為（直線2的）整個面積和（曲線2)的積分之間的殘差。
[0061] 其中，f(x)為曲線2的函數(shù)。
[0062] 軟件優(yōu)選地自動化地對數(shù)據(jù)進行必要的計算，并從此數(shù)據(jù)中計算R1、私和C的值以 及繪制出在任意單個選擇的心跳周期期間的變化曲線。
[0063] 根據(jù)特別優(yōu)選實施例，存在分析多頻數(shù)據(jù)的兩種不同方式：
[0064] 1、基于三個不同頻率下測量的電極之間的電阻值計算札、RjPC給出穩(wěn)態(tài)條件 的信息，用于不同個體的比較或用于具有不同生理條件的相同個體，例如，腦手術之前和之 后，以及康復期間的腦組織內的變化的估計。為實現(xiàn)這些目的，必須每5秒計算一次這些參 數(shù)。
[0065] 2、在心跳周期期間的札、私和C的變化的計算。R i表示顱骨及其結締組織的電阻。 如果僅偶爾地采樣R1的值，它將總是"大體不變的"。然而，如果每心跳周期采集100次，這 些值將示出脈沖波，并應與心跳周期期間的CCe或顱骨表面的伸縮性相對應。
[0066] -個優(yōu)選實施例的軟件也允許譜分析的計算。
[0067] 可以（且已經(jīng)）通過比較電阻波譜和腦電阻圖脈沖譜（即，慢波動）確認方法的 準確性。R2/C =顱內流體的變化除以與CSFm相對應的腦組織的不變值。
[0068] 腦血流圖與多普勒圖結合以產(chǎn)生唯一的新波形用于輸入軟件，并因此提供估計顱 內流體動態(tài)的完全新的方式。此外，它為CCe的測量提供基礎，CCe的測量本質上是顱骨伸 縮性的測量或接縫表面處的顱骨之間的運動的測量。
[0069] 基于如此事實：電抗分量"C"（電容）取決于使用多個電極時電極之間的基本電 阻的當前測量的頻率（通常地在三種不同優(yōu)選頻率（16、100和200kHz)處，其是優(yōu)選實施 例中使用的頻率的示例），并允許通過三種數(shù)學方程式計算下述值：
[0070]