專利名稱：無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備的制作方法
無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備技術領球本發(fā)明涉及顱內壓監(jiān)測設備，特別是指一種基于經顱多普勒的無創(chuàng)顱內壓監(jiān) 測設備。 背景扶術顱內壓(intracranial pressure, ICP)增高是臨床中常見的綜合征，ICP增高可 使患者出現(xiàn)意識障礙，嚴重者出現(xiàn)腦疝，并可在短時間內危及生命。因此，ICP 監(jiān)測是顱腦疾病治療的重要前提。ICP監(jiān)測可幫助判斷外傷性腦損傷或其他顱內病 變患者的嚴重程度，幫助早期發(fā)現(xiàn)顱內占位性病變，指導降低ICP的治療選擇等。 此外，ICP監(jiān)溯還可協(xié)助診斷腦死亡。臨床上采用的ICP監(jiān)測多為有創(chuàng)性方法，最早的ICP檢測方法為腰椎穿刺測 壓法并延用至今。由于本方法所測得的為瞬時ICP而非壓力的動態(tài)變化過程且易 受多種因素干擾，因此目前多以治療為目的。1951年開始應用側腦室穿刺法直接 測量ICP， 1960年實現(xiàn)有創(chuàng)連續(xù)ICP監(jiān)測。此后，有創(chuàng)性ICP監(jiān)測的理論和方法 不斷發(fā)展。由于有創(chuàng)監(jiān)測可較準確地反映ICP水平，因此對顱內高壓性疾病的診 斷和治療具有重要意義。目前，有創(chuàng)ICP監(jiān)測儀已具備多種轉換器，除腦室內ICP 監(jiān)測外，又出現(xiàn)了硬腦膜外、腦實質內和多功能ICP探頭，轉換器也向小型化發(fā) 展。但由于有創(chuàng)監(jiān)測存在技術條件要求高、操作繁雜、并發(fā)癥較多(顱內感染、 腦脊液漏、顱內出血、腦疝等；各種并發(fā)癥的總發(fā)生率為10-25%)和不適宜長期 監(jiān)測等弊端，因此應用范圍受到限制，僅在神經外科的部分患者中使用。目前多 數(shù)ICP增高的患者仍沿用臨床經驗推測患者顱內壓力，這必然導致病情判斷有失 準確和降顱壓藥物的使用混亂。為了擴大ICP監(jiān)測的應用范圍，尋找無創(chuàng)、準確的監(jiān)測方法已為臨床醫(yī)療所 急需。近年，無創(chuàng)監(jiān)測的相關理論和儀器開發(fā)研究多有報道，并有一些無創(chuàng)ICP 監(jiān)測設備投入臨床使用，但因監(jiān)測精度、監(jiān)測途徑的局限性等原因使其應用規(guī)模 極小。目前的無創(chuàng)ICP監(jiān)測技術包括以下五種1、閃光視覺誘發(fā)電位(f-VEP)檢測ICP:當ICP升高時，f-VEP的N2潛伏 期延長(N2為f-VEP波形中的一種成分，已發(fā)現(xiàn)當出現(xiàn)N2波的潛伏期延長時， 表明各種原因引起的視覺通路的損害，其中包括ICP增高)，N2潛伏期與ICP呈正相關，與腦灌注壓(cerebral perfosiong pressure, CPP)呈負相關。本方法的局 限性在于(1)當ICP>300 mmH20時，f-VEP易受與腦代謝有關因素的影響， 如動脈二氧化碳分壓、動脈氧分壓、低血壓、pH值等均會對其產生影響。某些疾 病引起的全身代謝紊亂也能影響f-VEP，如肝性腦病。(2)嚴重視力障礙和眼底出 血等眼部疾病對f-VEP存在影響。(3)視覺傳導通路的損傷也會影響f-VEP，如 雙側額葉血腫、視網(wǎng)膜簾蕩傷、眼后房積血、視神經挫傷及顱內占位性病灶壓迫、 破壞視覺通路時，f-VEP檢測值明顯高于真實水平。(4)部分深昏迷患者和腦死亡 者f-VEP不出現(xiàn)波形。(5) f-VEP潛伏期還受年齡因素影響，60歲以上患者隨著 年齡的增長潛伏期會延長。因此，f-VEP無創(chuàng)監(jiān)測ICP仍有很多問題有待深入研 究，如精確性有待提高，不同病種f-VEP曲線可能有差異，作為無創(chuàng)監(jiān)測方法， f-VEP監(jiān)測ICP的影響因素有哪些，如何控制等?；谠摲椒ǖ臒o創(chuàng)ICP監(jiān)測儀 雖已投入使用，但因存在以上嚴重缺陷而影響了其應用規(guī)模。2、 生物電阻抗法檢測ICP:阻抗分析儀測量顯示，腦阻抗脈沖波幅度在高ICP 時較ICP正常時有較大增加，ICP與腦阻抗之間具有相關性。因此，腦阻抗脈沖 波幅的大小可作為ICP是否增高的判斷依據(jù)。但該方法由于以下原因而不能準確 測量ICP值(1)引起阻抗變化的原因復雜，除了腦脊液、腦血流等主要因素外， 其它部分組織的電導率變化也會影響腦部的電場分布，使阻抗測量不可避免地有 一定差異。(2)腦阻抗與ICP并沒有直接聯(lián)系，不同患者，不同病情，容積代償 能力的不同，在ICP相同時測出的阻抗值也大不一樣。(3)易受顱內出血、頭皮 血腫、顱骨骨折、顱骨厚度等因素影響。所以目前臨床應用規(guī)模小，前景不光明。3、 視網(wǎng)膜靜脈壓檢測ICP:本方法是于1925年提出的，用視網(wǎng)膜靜脈壓來評 價ICP,利用吸杯負壓式視網(wǎng)膜血管血壓測定法測定視網(wǎng)膜中央靜脈壓。比較ICP 和視網(wǎng)膜中央靜脈壓的關系，兩者有明顯的線性相關。該方法為測定瞬間ICP的 方便、實用、可重復的檢測方法，但不適合長期監(jiān)測，使用范圍受限制，因此一 直未獲得重視，也未能投入使用。4、 耳鼓膜檢測ICP:人體蛛網(wǎng)膜下腔可通過耳蝸導水管與內耳的外淋巴間隙 相連，因此，ICP變化可影響內耳。內耳外毛細胞產生的耳聲發(fā)射(otoacoustic e missions, OAE)尤其是畸變產物耳聲發(fā)射(distortionproduct otoacoustic e missions, DPOAES)可作為一種非侵入性檢測ICP的方法。但本方法目前還僅僅是一種理論上的方法，其準確性和可行性尚需進一步研究。5、 經顱多普勒(TranscranialDoppler， TCD)檢測顱內壓(ICP)法，其原理是TCD通過觀察高顱壓時的腦血流動力學改變來估算ICP。腦灌注壓(CPP)為平均體動脈壓(mean systemic arterial pressure, mSAP)減去ICP，艮卩CPP=mSAP-ICP。 腦血流量(cerebral blood folw， CBF)與CPP成正比，與腦血管阻力(cerebrovascular resistance, CVR)成反比，艮卩CBF= (mSAP-ICP)/CVR。當腦血管自動調節(jié)功能 存在時，ICP升高，CPP降低，腦小動脈擴張，CVR減小以保持腦血供恒定，此 時舒張壓(diastolic blood pressure, DBP)比收縮壓(systolic blood pressure, SBP) 下降明顯，故脈壓差增大，而反映脈壓差的搏動指數(shù)(pulsatility index, PI)、阻 力指數(shù)(resist逝ceindex, RI)增高。當ICP持續(xù)增高時，腦血管自動調節(jié)功能減 退，腦循環(huán)減慢，CBF減少，收縮期血流速度(systolic velocity, Vs)、舒張期血 流速度(diastolic velocity, Vd)、平均血流速度(mean flow velocity, Vm)均降低。 TCD恰以檢測ICP增高時上述腦血流動力學參數(shù)(PI、 RI、 Vs、 Vd、 Vm)變化 而定量模擬ICP。"黑箱"模型研究表明在ICP增高時如以經TCD檢測的腦血流 動力學參數(shù)作為輸入端，以ICP作為輸出端并忽略ICP變化的具體過程時，用數(shù) 學模型模擬的ICP與實測ICP結果相近，在模擬的ICP曲線上甚至可分辨出脈搏 和呼吸的影響波形。本方法是當前國際上該領域的研究重點，但目前尚未有成熟 的可供臨床使用的儀器面世。針對上述問題，本發(fā)明的主要目的在于提供一種無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，其具 有更準確的測量精度，且監(jiān)測途徑方便、可靠，可長時間連續(xù)監(jiān)測并可在監(jiān)測顱 內壓的同時了解腦灌注壓、腦血流量、腦血管阻力等顱內血流動力學的狀態(tài)，而 后者對顱內壓增高患者的治療方案選擇和預后判斷也同樣至關重要。為達到上述目的，本發(fā)明采用以下技術方案 一種無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，其 特征在于包含有數(shù)據(jù)采集裝置，為經顱多普勒儀；數(shù)據(jù)傳輸裝置，用于將所述 數(shù)據(jù)采集裝置的模擬信號轉換為數(shù)字信號；計算分析裝置，為一臺設置有數(shù)據(jù)分析軟件的計算機，其接收所述數(shù)據(jù)傳輸裝置輸出的信號，并可通過網(wǎng)絡調用數(shù)據(jù)庫中的數(shù)據(jù)；顯示設備，用于顯示所述計算分析裝置的分析結果；輸入輸出設備， 用于輸入操作指令及輸出所述計算分析裝置的分析結果。所述計算分析裝置包括數(shù)據(jù)采集模塊、數(shù)據(jù)處理模塊及數(shù)據(jù)輸出模塊，完成 數(shù)據(jù)的調用、運算、驗證及結論的輸出。所述數(shù)據(jù)采集模塊，用于接收所述數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的數(shù)據(jù)并從所述數(shù)據(jù)庫中調 用數(shù)據(jù)，輸入所述數(shù)據(jù)處理模塊；所述數(shù)據(jù)處理模塊包括腦脊液動力學模塊、腦 血流動力學與顱內壓關系模塊、匯總模塊以及數(shù)據(jù)驗證模塊；所述腦脊液動力學 模塊將各種參最數(shù)據(jù)輸入其計算模型進行處理，得到腦脊液生成和流出阻力值及顱內順應性值，并將得到的數(shù)據(jù)輸入所述匯總模塊；所述腦血流動力學與顱內壓 關系模塊中預置有腦灌注壓、腦血流速度及其調節(jié)機制的模型，構成一定量估算 顱內壓的自適應控制系統(tǒng)；所述匯總模塊中設有總模型，將所述腦脊液動力學模 塊計算得到的腦脊液生成和吸收阻力及顱內順應性的數(shù)值，和由所述腦血流動力 學與顱內壓關系模塊建立的腦灌注壓、腦血流速度和自動調節(jié)數(shù)據(jù)融入總模型， 得出顱內壓數(shù)值；所述數(shù)據(jù)驗證模塊用于驗證所述匯總模塊所得出的顱內壓數(shù)據(jù) 的精度，并將通過驗證的數(shù)據(jù)輸入所述數(shù)據(jù)輸出模塊；所述數(shù)據(jù)輸出模塊將所述 數(shù)據(jù)處理模塊的分析結果輸出給所述顯示設備及輸入輸出設備。采用上述技術方案，本發(fā)明具有以下優(yōu)點1、本發(fā)明通過經顱多普勒采集患 者腦血流數(shù)據(jù)，降低了對病患的創(chuàng)傷，可減輕病患的痛苦，并有利于病患康復。2、 本發(fā)明利甩經顱多普勒檢測患者腦部大血管的血流信號，并實時通過計算機運算 出顱內壓數(shù)據(jù)，可實現(xiàn)臨床上長期連續(xù)檢測的需要。3、本發(fā)明只需通過經顱多普 勒采集患者腦血流數(shù)據(jù)即可檢測顱內壓，不僅檢測途徑方便，結論可靠且測量精 度高。4、本發(fā)明能反映腦血流的動態(tài)變化，觀察腦血流自身調節(jié)機制是否完善， 便于醫(yī)生根據(jù)病人情形及時采取治療措施，使治療更及時，達到更好的效果。5、 本發(fā)明有助于醫(yī)生準確判斷患者的預后或腦死亡。


圖1是本發(fā)明結構組成示意2是本發(fā)明的系統(tǒng)框3是本發(fā)明計算分析裝置的模塊4是本發(fā)明腦血流動力學與顱內壓估算的原理5是本發(fā)明的流程6是本發(fā)明第一實施例根據(jù)腦脊液生成和流出阻力的數(shù)學模型得到的監(jiān)測 曲線與模擬曲線對照7是本發(fā)明第二實施例根據(jù)顱內順應性與顱內壓關系的數(shù)學模型得到的監(jiān) 測曲線與模擬曲線對照8是本發(fā)明腦血流動力學與顱內壓關系監(jiān)測實施曲線9是本發(fā)明實時、無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測實施曲線具體實施方式
為了詳細說明本發(fā)明的原理、特點及功效，現(xiàn)根據(jù)本發(fā)明的較佳實施例并配合

如下如圖1 圖3所示，本發(fā)明所提供的無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，為一種采用經顱多普勒(Transcranial Doppler， TCD)檢測顱內壓(ICP)的監(jiān)測設備，包括數(shù)據(jù)采 集裝置l、數(shù)據(jù)傳輸裝置2、計算分析裝置3、顯示設備4及輸入輸出設備5。數(shù)據(jù)采集裝置1包括經顱多普勒11及探頭12，經顱多普勒11為臨床上的常 用設備，其通過探頭12檢測患者腦部大血管的血流信號，如大腦中動脈血流速度 VMCA、搏動指數(shù)、阻力指數(shù)等各種計算所需的檢測數(shù)據(jù)。經顱多普勒ll的檢測數(shù) 據(jù)既可通過數(shù)據(jù)傳輸裝置2直接傳送給計算分析裝置3，也可傳送至醫(yī)院數(shù)據(jù)庫 (流程未標明)中存儲，以備日后分析時調用。由此，通過數(shù)據(jù)采集裝置1可獲 得建立無創(chuàng)顱內壓數(shù)學模型和計算顱內壓值所需的數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)傳輸裝置2是一塊具有A/D轉換功能的接口板，接口板通過以太網(wǎng)接口 和電腦并口將經顱多普勒11與計算分析裝置3連接起來，實現(xiàn)二者間的通訊。如 圖2所示，其將經顱多普勒11測得的腦部血流數(shù)據(jù)的模擬信號轉換為數(shù)字信號輸 入計算分析裝置3。A/D轉換接口板為常見的將經顱多普勒的數(shù)據(jù)輸出接口轉換為 與計算機的數(shù)據(jù)接口相配合的轉換板，可從市場上購得，在此不再詳述。計算分析裝置3為一臺計算機，其可與網(wǎng)絡數(shù)據(jù)庫連接。如圖3所示，計算 分析裝置3中安裝有進行數(shù)據(jù)處理分析的軟件，包括數(shù)據(jù)采集模塊31、數(shù)據(jù)處理 模塊32及數(shù)據(jù)輸出模塊33。數(shù)據(jù)采集模塊31 —方面通過計算機的網(wǎng)絡接口連接 醫(yī)院數(shù)據(jù)庫，將醫(yī)院數(shù)據(jù)庫中的常規(guī)參量(即以往積累的顱內壓增高患者的歷史 數(shù)據(jù)，如mSAP、 Pae。2、 ICP、壓力一容積指數(shù)、CPP、 CBF、 CVR、 Vs、 Vd、 VM、 RI、 PI、腦脊液動力學參量等，這些數(shù)據(jù)將用于新增受檢患者數(shù)學模型的建立、 建立后的精度驗證和模型精度的修正)及患者信息(血壓、脈搏、呼吸等)輸入 數(shù)據(jù)采集模塊31中，同時由數(shù)據(jù)傳輸裝置2將轉換后的患者腦部血流動力學數(shù)據(jù) 也輸入數(shù)據(jù)采集模塊31中，再一同輸入數(shù)據(jù)處理模塊32。數(shù)據(jù)處理模塊32包含腦脊液動力學模塊321、腦血流動力學與顱內壓關系模 塊322、匯總模塊323與數(shù)據(jù)驗證模塊324。依據(jù)ICP動力學分析，腦脊液動力學 和腦血流動力學分別為形成ICP并決定ICP水平的關鍵因素，因此腦脊液動力學 模塊321和腦血流動力學與顱內壓關系模塊322中內置的模型將首先分別建立各 自與ICP相關的分模型，然后匯總至估算ICP的總模型(即最終模型)的匯總模 塊323中估算出ICP值。其中腦脊液動力學模塊321中又包括腦脊液生成和流出阻力計算模塊325與 顱內順應性計算模塊326。腦脊液生成和流出阻力計算模塊325的計算模型為-R= P。t/PVI log[P(t)/Ppx(Pp-P0)/( P(t)- P0)]其中R為腦脊液生成和流出阻力，Po為顱內初壓力，P(t)為顱內某一時刻的壓 力，Pp為顱內的峰壓力、PVI為壓力一容積指數(shù)，均為從醫(yī)院數(shù)據(jù)庫中調入的常 規(guī)參量數(shù)據(jù)。顱內順應性計算模塊326的計算模型為<formula>formula see original document page 8</formula>其中的kE為顱內彈性系數(shù)。腦脊液動力學模塊321通過將常規(guī)參量數(shù)據(jù)如ICP、壓力一容積指數(shù)(PVI) 等數(shù)據(jù)輸入各計算模型進行處理，得到腦脊液生成和流出阻力值及顱內順應性值， 然后將這些數(shù)值加入?yún)R總模塊323，以完成ICP的計算。腦血流動力學與顱內壓關系模塊322中預置有依據(jù)ICP動力學機制建立的腦 灌注壓(計算公式已如前述CPP=mSAP-ICP)、腦血流速度及其調節(jié)機制的模型， 如圖4所示，這三者在參與對ICP的定量估算時構成一 自適應控制系統(tǒng)。其中ABP為平均體動脈壓即為前述的平均體動脈壓(mSAP); AB為估算自 動調節(jié)狀態(tài)時的矩陣A和向量B; nICP為無創(chuàng)顱內壓。TCD能夠精確描述在短期變化中的血流速度和平均動脈壓數(shù)值上的關系，它 表現(xiàn)在能夠為沖擊響應函數(shù)估算模型中的權量fk提供信息，亦即用若干TCD的 特征數(shù)據(jù)表達fk。這些權量fk與m個TCD的特征值TCDn之間為線性模型的關 系fj = A^TCDo+AjJCDi+…+Aj『^TCD^+Bj,j = 0, 1， 2,…n-L 將其寫成矩陣的形式就是<formula>formula see original document page 8</formula>即為矩陣A和向量B。由圖4可知，對無創(chuàng)測定ICP的估算過程是從同時記錄的ABP、 TCD數(shù)據(jù)開 始的，然后利用模型估算ICP數(shù)值并和實際測量的ICP相比較。 腦血流動力學與顱內壓關系模塊322的運行步驟為步驟l: inSAP賦值給沖擊響應函數(shù)計算模型，建立mSAP與ICP的關系，沖擊響應函數(shù)計算模型為<formula>formula see original document page 8</formula>步驟2: FV (TCD特征數(shù)值Vs、 Vd、 VM、 RI、 PI等)賦值給自動調節(jié)狀 態(tài)估算模型AB并將狀態(tài)值賦給沖擊響應函數(shù)計算模型。自動調節(jié)狀態(tài)的估算模 型為m—1力"/j = * *喊+瑪步驟3:自動調節(jié)功能的計算，包括腦血管調節(jié)的定量計算和自動調節(jié)功能狀 態(tài)的計算-1) 腦血管調節(jié)(含腦血流自動調節(jié)和C02調節(jié)機制模型)的定量計算 腦血流自動調節(jié)和C02調節(jié)將改變腦血管的順應性和阻力，使腦血管的口徑和血流量、血流速度發(fā)生改變，并最終決定ICP的增高或降低，調節(jié)模型為 腦血管順應性計算模型c 一 (C戶—AC^ / 2) + (C戶+ AC^ / 2). exp[(:cco2 - x。u,) / ] " l + exp[(xC02 -x。 ,) ]其中，kcpa為恒定參數(shù)，它與調節(jié)血流量增減的S形曲線的中心斜度(central sl叩e)成反比；Cpa和ACpa為S形曲線的中心值和振幅。CBF下降和C02壓力 增高引起血管擴張伴順應性升高、ICP升高；反之，CBF升高或C02壓力下降引 起血管收縮伴順應性下降、ICP下降。腦血管阻力計算模型為<formula>formula see original document page 9</formula>其中，kR是恒定參數(shù)。Cpan的平方值已包括在方程的分子中，使基礎狀態(tài)下 的流體阻力不依賴于血容量。2) 自動調節(jié)功能狀態(tài)的計算ICP增高性疾病是否導致腦血流動力學(CBF、 CPP、 TCD檢測數(shù)據(jù)等)的改 變并進而影響ICP取決于自動調節(jié)功能的狀態(tài)。自動調節(jié)功能正常則腦血流保持 恒定，ICP變動不大。反之，自動調節(jié)功能的損害將導致腦血流動力學紊亂并伴 ICP增高。自動調節(jié)功能狀態(tài)由患者腦部疾病的嚴重程度所決定，因此其狀態(tài)的定 量評價既表明患者的疾病嚴重程度，同時也將決定ICP的水平。自動調節(jié)功能狀態(tài)的計算方法如下首先確立決定自動調節(jié)功能狀態(tài)的矩陣A和向量B:力^力=E 4# *te4j +瑪再將nICP值(無創(chuàng)顱內壓non-invasive ICP， nICP)送回AB連續(xù)計算并調整即時的自動調節(jié)狀態(tài)。腦血流動力學與顱內壓關系模塊322經過上述3個步驟的運算后得出nICP的 估筧方稈為J<7Pt - c(l) * A蹄+ c(2) * PJt + c(3) * Rft + c(4) * C02t + c(5) * ARPt—4 + ^ 化=c(6) +如圖4所示，腦血流動力學與顱內壓關系模塊322無創(chuàng)估計ICP值是基于傳 遞函數(shù)的方法并受到腦血流動力學參數(shù)和自動調節(jié)功能狀態(tài)的控制。ICP信號被認 作是系統(tǒng)的響應值，輸入信號是平均體動脈壓(mSAP)， mSAP—ICP的轉化即表 達為一個沖擊響應函數(shù)，亦即mSAP—沖擊響應函數(shù)—ICP的過程。同時經TCD 檢測的腦血流動力學信息(Vs、 Vd、 VM、 RI、 PI)和腦血管調節(jié)機制(自動調節(jié)和 C02調節(jié))也融入模型中參與ICP值的估算。mSAP、 TCD數(shù)據(jù)和自動調節(jié)功能狀 態(tài)參與ICP估算時，三者的共同作用為1、實時、連續(xù)輸入的mSAP和TCD數(shù) 據(jù)經沖擊響應函數(shù)值的計算后獲得實時、連續(xù)的ICP值輸出；2、實時、連續(xù)的 mSAP—沖擊響應函數(shù)—ICP的計算過程在自動調節(jié)狀態(tài)的調整下提高了模型的輸 出精度；3、因模型建模原理是基于ICP的生理與病理生理學基礎，以上所選變量 均為輸出ICP值的關鍵變量，所以在保證模型輸出精度的前提下簡化了模型結構 和計算過程，適應了臨床監(jiān)測對即時性的要求。TCD所采集的腦血流動力學數(shù)據(jù)和患者常規(guī)參量數(shù)據(jù)輸入腦血流動力學與顱 內壓關系模塊322中內置的各模型中進行計算，為匯總模塊323的ICP數(shù)值解的 計算提供數(shù)據(jù)依據(jù)。腦脊液動力學模塊321和腦血流動力學與顱內壓關系模塊322的計算數(shù)據(jù)輸 入?yún)R總模塊323。匯總模塊323中設有總模型，將腦脊液動力學模塊321計算得到 的腦脊液生成和吸收阻力及顱內順應性的數(shù)值，和由腦血流動力學與顱內壓關系 模塊322建立的腦灌注壓、腦血流速度和自動調節(jié)等因素參與形成ICP的方程融 入總模型，即可得出患者ICP的數(shù)值解，為臨床確定治療方案提供指導及理論依 據(jù)。匯總模塊323中的總模型為JOP = 0.840* ABP-44.755*iV+36.342*il/-1.043*CO2+(U21*AJ5P(—l)+tAii(l) = 0.984!匯總模塊323得出的數(shù)據(jù)還需經數(shù)據(jù)驗證模塊324驗證數(shù)據(jù)的精度。接入醫(yī) 院整體數(shù)據(jù)庫，用最小二乘法檢驗所輸出的ICP和其他數(shù)據(jù)的精度并與醫(yī)院整體 數(shù)據(jù)庫中的歷史數(shù)據(jù)進行比對。當精度在誤差范圍內則視為通過檢驗，進入下面的輸出模塊33，否則返回數(shù)據(jù)處理模塊32修改參數(shù)并重新計算。修改將依據(jù)在腦 脊液動力學模塊321和在腦血流動力學與顱內壓關系模塊322中得到的腦脊液生 成和吸收阻力及顱內順應性方程和腦血流速度以及腦灌注壓與顱內壓關系的調節(jié) 機制方程，通過調整腦脊液生成和吸收阻力及顱內順應性方程中的參數(shù)值和自動 調節(jié)(包括腦血流自動調節(jié)和C02調節(jié))的參數(shù)值，對模型未能適應患者個體差 異不同所造成的數(shù)據(jù)誤差進行修正，亦即實時更新數(shù)據(jù)返回數(shù)據(jù)處理模塊32重新 計算。經數(shù)據(jù)驗證模塊324驗證的最終數(shù)據(jù)由數(shù)據(jù)輸出模塊33將結果按照反映ICP 值、ICP與腦血流關系的曲線圖、分析、比對的數(shù)據(jù)及其它形式(如給出初步治療 建議)由顯示設備4予以顯示，并由輸入輸出設備5輸出檢測數(shù)據(jù)并反饋回醫(yī)院 數(shù)據(jù)庫中。由此，本發(fā)明既可調用醫(yī)院數(shù)據(jù)庫中的歷史資料，也可將監(jiān)測所得的 患者ICP數(shù)據(jù)gr入醫(yī)院數(shù)據(jù)庫中，便于科室醫(yī)務人員制訂治療方案時使用。本發(fā)明的顯示設備即為一般的電腦顯示器，輸入輸出設備為任何可與電腦連 接的輸入輸出設備，如鍵盤、存儲設備及打印設備等。如圖5所示，本發(fā)明的工作過程如下-首先，由數(shù)據(jù)采集模塊31從數(shù)據(jù)傳輸裝置2接收由經顱多普勒11所測得的 患者煩內大血管的血流信號，并從醫(yī)院整體數(shù)據(jù)庫調入患者的常規(guī)參量和患者信 息。之后，數(shù)據(jù)采集模塊31將這些數(shù)據(jù)輸入數(shù)據(jù)處理模塊32的腦脊液動力學模 塊321和腦血流動力學與顱內壓關系模塊322中，分別由腦脊液生成和吸收阻力 計算模型、顱內順應性計算模型和腦血流速度、腦灌注壓及其調節(jié)機制模型按照 預置的計算公式分別進行計算，得到腦脊液生成和吸收阻力、顱內順應性、腦血 流動力學與顱內壓關系的數(shù)據(jù)。以上所得數(shù)據(jù)輸入?yún)R總模塊323得出患者ICP的數(shù)值解，此ICP的數(shù)值解在 數(shù)據(jù)驗證模塊324中經最小二乘法等數(shù)據(jù)驗證方法檢驗ICP的精度，如通過檢驗 則進入數(shù)據(jù)輸出模塊33，包括圖像輸出和數(shù)據(jù)的記錄，其中圖像主要顯示ICP變 化曲線及ICP與腦血流動力學的關系及ICP和其他數(shù)據(jù)的關系，數(shù)字數(shù)據(jù)主要是 ICP的數(shù)值解等。所得數(shù)據(jù)同時存儲于醫(yī)院整體數(shù)據(jù)庫。否則返回數(shù)據(jù)處理模塊 32修改參數(shù)并重新計算。本發(fā)明所依據(jù)的醫(yī)學原理是1、 ICP增高導致腦血流動力學變化，其變化的幅度也同時受顱內順應性、腦 脊液生成和吸收阻力、腦自動調節(jié)功能狀態(tài)的調控。2、 當ICP增高時，TCD可以敏感地捕捉到腦血流動力學的變化，g卩Vm減慢、RI、 PI升髙。VM、 RI、 PI與ICP有良好的定量關系，這種定量關系可以使用 數(shù)學模型方法準確表達。模型中對腦脊液生成和吸收阻力、顱內順應性、腦自動 調節(jié)功能狀態(tài)的測算可以明顯改善ICP輸出值的精度。3、 TCD為體外無創(chuàng)檢測腦血流動力學的工具，因此基于TCD的ICP監(jiān)測設 備可以實時、無創(chuàng)、連續(xù)地獲得ICP值。本發(fā)明數(shù)據(jù)處理模塊中預置的各計算模型經以下實驗驗證實施例h確定腦脊液生成和流出阻力的數(shù)學模型為 R= P0t/PVI log[p(t)/Ppx(Pp-P0)/( P(t)- P0)]本實施例所測得的圖形如圖6所示，圖形中橫坐標為時間，縱坐標為顱內壓， 圖中的星形曲線代表有創(chuàng)監(jiān)測儀實測的ICP數(shù)據(jù)曲線，實線曲線代表本發(fā)明依據(jù) 腦脊液生成和流出阻力的數(shù)學模型估算出的ICP數(shù)據(jù)。表明隨時間變化的腦脊液 生成和流出阻力與顱內壓力的定量關系。方程式中的R為生成和吸收阻力；PVI 為壓力-容積指數(shù)，表示壓力與容積的對應關系；Po為初始顱內壓；Pp為顱內峰壓。 由圖6可知，在本實施例中，方程模擬得到的ICP曲線結果與有創(chuàng)監(jiān)測所得到的 曲線擬和良好。正常人腦脊液的生成和流出保持平衡，以此維持顱內壓力正常。ICP增高導致 流出阻力增加，而流出阻力的增加反過來使ICP更形增高，這種阻力與壓力的關 系是決定顱內壓力的因素之一，且二者具有線性特征并可經模型的計算定量表示。 此模型設計用于計算生成和吸收阻力，模型估算其參數(shù)值后融入總模型，參與計 算顱內壓值。實施例2:確定顱內順應性的數(shù)學模型為<formula>formula see original document page 12</formula>式中C為顱內順應性；k為顱內彈性系數(shù)腦處于剛性顱腔內，顱腔內容物一定容積量的增加可使顱內壓力保持不變， 此即為顱內順應性。但如果顱腔容積進一步增加，則順應性下降，顱內壓增高， 因此二者的關系是決定顱內壓力的因素之一。順應性與顱內壓的定量關系可用本 數(shù)學模型表示，在數(shù)據(jù)處理過程中，在腦脊液動力學模塊將常規(guī)參量數(shù)據(jù)如壓力 一容積指數(shù)(PVI)等輸入計算模型進行處理，得到顱內順應性值，此值融入總模型后，參與計算顱內壓值。如圖7所示，圖形中橫坐標為容積，縱坐標為顱內壓 力的對數(shù)，由圖中曲線可知，隨著顱內容積的增加，順應性逐漸降低，而顱內壓 力逐漸增高。由圖7可知，本實施例中方程模擬得到的ICP曲線結果與有創(chuàng)監(jiān)測 所得到的曲線擬和良好。實施例3:確定腦血流動力學與顱內壓關系的模型為-JCR = c(l) * Tl郎+ c(2) * _P/f + c(3) *郎+ c(4) * COA + c(5) * A朋一丄+ ^ Mt = c(6) * a一i + q此計算式通過對數(shù)據(jù)序列建立自回歸的時間序列模型得到基礎參量的參數(shù) c (1),再選擇最主要的反應量ABP的一期延遲和一階自回歸作為隨機擾動項得到。 模型的模擬曲線圖如圖8所示。剛性顱腔內的組分為腦組織、腦脊液和血液，其中任一組分的增加均可導致 顱內壓的增高，腦血流動力學調控顱內血容量的多少，因此是決定顱內壓力的重 要因素。本模型含有影響腦血流動力學的主要因素。如圖8所示，經模型模擬的顱壓值與有創(chuàng)顱內壓監(jiān)護儀的監(jiān)測值擬和滿意，此既表明腦血流動力學與顱內壓 之間存在確定的定量關系，也表明模型中所選變量的準確和關鍵作用。 實施例4:實時、無創(chuàng)ICP監(jiān)測的模型(總模型) jop = 0,849牟arp-44.755豐pj+36.342+ilZ—1.043*(702+0.121*片5尸(—= 0.984!本模型是綜合考慮了腦脊液動力學模塊321和腦血流動力學與顱內壓關系模 塊322中的各ICP構成因素并將各模塊中的計算結果帶入，建立實時、無創(chuàng)、連 續(xù)輸出ICP值的總模型。該實施例操作過程中儀器監(jiān)測與模型運算分別同時進行。 從曲線的走勢分析，實測值、模擬值和預測值無偏離，而模型更是提前并準確預 測了 ICP的變化方向。由于模型中的變量均基于成熟的醫(yī)學理論或從實驗中篩選 得來的關鍵變量，以致模型模擬曲線擬和完美。由上述實施例表明1、本發(fā)明所建模型符合真實的顱內壓動力學；2、模型 已具有臨床應用價值。綜上所述，本發(fā)明的基于TCD的ICP監(jiān)測方法較之其它方法具有以下優(yōu)點1、 無創(chuàng)傷；2、有更準確的測量精度；3、監(jiān)測途徑方便、可靠；4、可長期連續(xù)監(jiān)測；5、能反映腦血流的動態(tài)變化；6、可觀察腦血流自動調節(jié)機制的狀態(tài)；7、顱內壓、腦血流和自動調節(jié)狀態(tài)的同期監(jiān)測有助于指導臨床治療和更準確地判斷患者預 后。
權利要求
1. 一種無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，其特征在于包含有數(shù)據(jù)采集裝置，為經顱多普勒儀；數(shù)據(jù)傳輸裝置，用于將所述數(shù)據(jù)采集裝置的模擬信號轉換為數(shù)字信號；計算分析裝置，為一臺設置有數(shù)據(jù)分析軟件的計算機，其接收所述數(shù)據(jù)傳輸裝置輸出的信號，并可通過網(wǎng)絡調用數(shù)據(jù)庫中的數(shù)據(jù)；顯示設備，用于顯示所述計算分析裝置的分析結果；輸入輸出設備，用于輸入操作指令及輸出所述計算分析裝置的分析結果。
2、 如權利要求l所述的無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，其特征在于所述計算分析裝 置包括數(shù)據(jù)采集模塊、數(shù)據(jù)處理模塊及數(shù)據(jù)輸出模塊，完成數(shù)據(jù)的調用、運算、 驗證及結論的輸出。
3、 如權利要求2所述的無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，其特征在于所述數(shù)據(jù)采集模塊，用于接收所述數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的數(shù)據(jù)并從所述數(shù)據(jù)庫中調 用數(shù)據(jù)，輸入所述數(shù)據(jù)處理模塊；所述數(shù)據(jù)處理模塊包括腦脊液動力學模塊、腦血流動力學與顱內壓關系模塊、 匯總模塊以及數(shù)據(jù)驗證模塊；所述腦脊液動力學模塊將各種參量數(shù)據(jù)輸入其計算 模型進行處理，得到腦脊液生成和流出阻力值及顱內順應性值，并將得到的數(shù)據(jù) 輸入所述匯總模塊；所述腦血流動力學與顱內壓關系模塊中預置有腦灌注壓、腦 血流速度及其調節(jié)機制的模型，構成一定量估算顱內壓的自適應控制系統(tǒng)；所述 匯總模塊中設有總模型，將所述腦脊液動力學模塊計算得到的腦脊液生成和吸收 阻力及顱內順應性的數(shù)值，和由所述腦血流動力學與顱內壓關系模塊建立的腦灌 注壓、腦血流速度和自動調節(jié)數(shù)據(jù)融入總模型，得出顱內壓數(shù)值；所述數(shù)據(jù)驗證 模塊用于驗證所述匯總模塊所得出的顱內壓數(shù)據(jù)的精度，并將通過驗證的數(shù)據(jù)輸 入所述數(shù)據(jù)輸出模塊；所述數(shù)據(jù)輸出模塊將所述數(shù)據(jù)處理模塊的分析結果輸出給所述顯示設備及輸 入輸出設備。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種無創(chuàng)顱內壓監(jiān)測設備，其包含有數(shù)據(jù)采集裝置，為經顱多普勒儀；數(shù)據(jù)傳輸裝置，用于將數(shù)據(jù)采集裝置的模擬信號轉換為數(shù)字信號；計算分析裝置，為一臺設置有數(shù)據(jù)分析軟件的計算機，其接收數(shù)據(jù)傳輸裝置輸出的信號，并可通過網(wǎng)絡調用數(shù)據(jù)庫中的數(shù)據(jù)；顯示設備，用于顯示計算分析裝置的分析結果；輸入輸出設備，用于輸入操作指令及輸出計算分析裝置的分析結果。本發(fā)明可實現(xiàn)長期連續(xù)檢測，不僅檢測途徑方便，結論可靠且測量精度高。
文檔編號A61B5/03GK101224108SQ20071006283
公開日2008年7月23日 申請日期2007年1月18日 優(yōu)先權日2007年1月18日
發(fā)明者劉來福, 梁冶矢 申請人:北京大學人民醫(yī)院;北京師范大學