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Gebiet der
Erfindung
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Das
Gebiet der Erfindung betrifft medizinisch diagnostisches Untersuchen
und insbesondere Verfahren zum Messen von intrakraniellem Druck
innerhalb des Schädels
eines Patienten.
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Hintergrund
der Erfindung
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Intrakranieller
Druck (ICP für
engl.: intracranial pressure) und Compliance sind wichtige klinische
Parameter für
die Diagnose und Behandlung von Erkrankungen des Zentralnervensystems
(ZNS). Erhöhter
intrakranieller Druck kann, wenn er nicht behandelt wird, zum Tod
des Patienten oder zu dauerhaftem Schaden führen. Zur Zeit verfügbare Techniken
zum Messen des ICP sind invasiv und mit einem Risiko verbunden.
Zusätzlich
verändert
das Eindringen in den ZNS-Raum zum Messen des ICP häufig den
Druck.
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In
einem geschlossenen System, wie dem Schädel, stehen der Innendruck
und das Volumen in Beziehung zueinander. Die Änderung im Druck aufgrund einer Änderung
im Volumen wird durch die gesamte mechanische Elastanz des Systems
bestimmt. Untersuchungen der Beziehung zwischen intrakraniellem
Volumen und Druck gehen fast 200 Jahre zurück. 1873 stellte Alexander
Monro fest, dass der intrakranielle Raum zwei Bereiche (Hirnmaterial
und Blut) enthält,
die das Volumen ändern
können.
Da keiner von beiden komprimiert werden kann und der Schädel starr
ist, folgerte er, dass das Volumen des Blutes innerhalb des intrakraniellen Raums
konstant ist. 60 Jahre später,
im Licht der Entdeckung der CSF durch Magendi, folgerte Burrows,
dass sich das intrakranielle Blutvolumen ändert und dies von einer reziproken Änderung
des Volumens der anderen beiden Bereiche, Gehirn und CSF, begleitet
wird. Dies ist als die Monro-Kelli Doktrin bekannt.
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Der
Großteil
des hinzugefügten
Volumens während
der Systole wird durch die Verlagerung der CSF in den Spinalkanal
aufgenommen.
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Ryder
und andere injizierten Flüssigkeit
in den ZNS-Raum, um die Beziehung zwischen dem intrakraniellen Druck
und Volumen zu finden. Die abgeleitete Druck-Volumen Kurve, ebenfalls Elastanzkurve
genannt, wird durch eine Monoexponentialkurve gut beschrieben. Die
Elastanz (Umkehrfunktion zur Compliance) wird als die Änderung
im Druck aufgrund einer Änderung
im Volumen (dP/dV) definiert. Die intrakranielle Elastanz (d.h.
die Ableitung der Druck-Volumen Kurve) ist daher ebenfalls eine
Exponentialfunktion des intrakraniellen Volumens.
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Das
brauchbarste Verfahren zum Feststellen der Volumen-Druck Beziehung
ist der Volumen-Druck-Test. In diesem Test wird das Gesamtvolumen
des Systems schnell durch Injektion einer einheitlichen Menge an
Flüssigkeit
in die laterale Vertikale geladen. Die Druckänderung, die sich aus der Volumenbeladung
ergibt, wird Volumen-Druck Antwort (VPR für engl. volume-pressure response)
genannt.
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Sowohl
bei klinischen Patienten als auch bei Versuchstieren ist gezeigt
worden, dass die Beziehung zwischen VPR und ICP linear ist. Diese
lineare Beziehung bestätigt
die monoexponentielle Volumen-Druck Beziehung. Der Elastanzkoeffizient
(der Koeffizient, der die Form der Volumen-Druck Exponentialkurve
definiert) wird aus der Steigung der linearen VPR-ICP Beziehung
bestimmt. Der intrakranielle Compliancekoeffizient ist der reziproke
Wert des Elastanzkoeffizienten.
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In
der klinischen Praxis wird der intrakranielle Druck häufig für die Diagnose
und das klinische Management von Verletzungen am geschlossenen Kopf,
wie Trauma und intrakranielle Blutung oder von chronischen Störungen,
wie Hydrocephalus, Missbildungen, die Rautenhirnherniation und Pseudotumor
cerebri umfassen, gemessen. Eine intrakranielle Druckmessung stellt
ein invasives Verfahren dar, und es ist daher mit einem Risiko verbunden.
Folglich besteht ein Bedarf für
ein Mittel zum Bestimmen des ICP, welches eine nicht invasive Technik
verwendet.
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Das
Dokument U.S. 5617873 offenbart ein nicht invasives Verfahren und
eine Vorrichtung zur Überwachung
des intrakraniellen Drucks, das als der nächstliegende Stand der Technik
erachtet wird.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
ein Blockdiagramm einer Vorrichtung zur Berechnung des intrakraniellen
Drucks gemäß einer
erfindungsgemäßen Ausführungsform;
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2 stellt
eine Blutströmungsabbildung
dar, die mit der Vorrichtung aus 1 erfasst
wurde;
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3a–b stellt
kranielle spinale Fluid- und Rückmarksabbildungen
dar, die mit der Vorrichtung aus 1 erfasst
wurden;
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4 ist
ein Flussdiagramm des Verfahrens des Systems aus 1;
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5a–c stellt
den Zeitverlauf von arterieller und Halsvenenvolumenströmung, CSF-
und Rückenmarksströmungen dar,
die mit der Vorrichtung aus 1 gemessen
wurden;
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6a–b stellt
Druckgradientenberechnungen der Vorrichtung aus 1 dar;
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7 stellt
die Elastanzkurve dar, die von der Vorrichtung aus 1 verwendet
wird;
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8 stellt
eine invasive Aufnahme von intrakraniellen Druckformen dar, die
die Strömungen
verursachen, die von der Vorrichtung aus 1 gemessen
wurden;
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9 stellt
die Druckgradientenamplitude dar, die von der Vorrichtung aus 1 gemessen
wurde;
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10a–b
stellt weitere Druckgradientenergebnisse dar, die mit der Vorrichtung
aus 1 abgeleitet wurden; und
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11 stellt
vergleichende Ergebnisse der Vorrichtung aus 1 und invasiven
intrakraniellen Druckmessungen über
einen weiten Bereich von mittleren ICPs in vier Patienten dar.
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Anhang I
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Anhang
I ist ein Quelltextprotokoll der Software, die verwendet werden
kann, um eine erfindungsgemäße Ausführungsform
durchzuführen.
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Zusammenfassung
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Ein
Verfahren und ein Apparat zum Messen von intrakraniellem Druck werden
bereitgestellt. Das Verfahren schließt die Schritte des Messens
eines arteriellen Zustroms, eines venösen Abflusses und einer kraniellen
spinalen Fluidströmung
und des Berechnens einer intrakraniellen Volumenänderung aus dem gemessenen
arteriellen Zustrom, dem venösen
Abfluss und der kraniellen spinalen Fluidströmung über einen Herzzyklus ein. Das
Verfahren schließt
ebenfalls die Schritte des Berechnens eines Druckgradienten einer
spinalen Fluidströmung
aus der gemessenen kraniellen spinalen Fluidströmung über einen Herzzyklus und des
Berechnens einer Druckänderung
pro Volumenänderungseinheit,
die auf der berechneten intrakraniellen Volumenänderung und einem kraniellen
Druckgradienten basiert, ein.
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Detaillierte
Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform
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1 ist
ein Blockdiagramm eines Gerätes 10,
das verwendet werden kann, um intrakraniellen Druck (ICP) nicht
invasiv zu bestimmen. In dieser Ausführungsform werden Magnet-Resonanz-Tomographie
(MRI engl. für
magnetic resonance imaging) Techniken verwendet, um den ICP aus
einer Reihe von Messungen zu bestimmen, die an einem Probanden durchgeführt wurden.
Die MRI-Bildgebungstechniken
können
verwendet werden, um Strömungsdaten
in Bezug auf transkraniellen Blutstrom (d.h. in und aus dem Schädel), kranielle spinale
Fluidströmung
und periodische Rückenmarksbewegung
zu erhalten. Die bildgebenden Techniken können ebenfalls verwendet werden,
um Daten in Bezug auf die Kanäle
zu erhalten, innerhalb derer die gemessenen Strömungen auftreten. Zusammen
können
die gemessenen Werte verwendet werden, um einen Wert des intrakraniellen
Drucks zu bestimmen.
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Um
Strömungsdaten
zu erhalten, kann ein MRI-Bildgebungssystem 10 (z.B. ein
G. E. Signa 1.5 T) eingesetzt werden, um eine Geschwindigkeitsinformation
an jedem Punkt (Voxel) im dreidimensionalen Raum zu messen. Wie
im Stand der Technik gut bekannt ist, kann ein MRI-System 10 mit
einem supraleitenden Magneten 30, Gradientenfeldspulen 26 und
Shim-Spulen 28 bereitgestellt werden, um ein variierendes
Magnetfeld durch einen Raum (z.B. innerhalb des Schädels eines
Patienten) zu erzeugen. Der supraleitende Magnet 30 und
die Gradientenfeld- und Shim-Spulen 26, 28 stellen
ein wechselndes Magnetfeld einer bekannten Stärke und Streuung im gesamten
gemessenen Raum bereit. Das magnetische Feld führt dazu, dass sich Atome (z.B. Protonen)
selber in einer bekannten Art und Weise an dem magnetischen Feld
ausrichten.
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Der
Raum kann mit einer Reihe von Radiofrequenzpulsen bei einer Larmor-Frequenz der ausgewählten Atome
innerhalb eines ausgewählten
Raumes behandelt werden. Da die Larmor-Frequenz der Atome als eine
Funktion des Magnetfeldes, welchem die Atome ausgesetzt sind, variiert,
werden nur einige wenige Atome an bekannten Orten Resonanz zeigen
und ein messbares Signal während
eines freien Induktionszerfalls (FID für engl. free induction decay)
der Elektronen jener Atome erzeugen. Eine Geschwindigkeit eines
Atoms kann durch eine Phasenverschiebung des Signals von den ausgewählten Atomen
bestimmt werden, welches durch die Bewegung des Atoms innerhalb
eines Magnetfeldgradienten verursacht wird.
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Durch
Auswählen
des geeigneten Magnetfeldes und der geeigneten Larmor-Frequenz kann eine Scheibe
Gewebe eines Probanden 22 im dreidimensionalen Raum untersucht
werden. Da die Geschwindigkeit an jedem Punkt (Fläche) entlang
der Scheibe des Gewebes basierend auf Phasenverschiebungen bestimmt werden
kann, kann weiterhin eine Strömung
durch Gefäßstrukturen
(z.B. Arterien, Venen, usw.) durch Integrieren und Mittelwertbilden
der Geschwindigkeit über
die ausgewählten
Flächen
bestimmt werden. Eine Bestimmung der Strömung wird dann zum einfachen
Schritt des Multiplizierens der Geschwindigkeit mal der Fläche.
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Basierend
auf transkraniellen Fluidströmungen
eines Probanden, kann der ICP basierend auf einem Satz an Strömungsmessungsschritten
und damit verbundenen Berechnungen bestimmt werden. 4 ist
ein Flussdiagramm 100, welches eine Reihe von Schritten
darstellt, die beim Bestimmen des ICP verwendet werden können. Auf 4 wird
Bezug genommen werden, wenn es für
das Verständnis
der Erfindung angebracht ist.
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Als
ein erster Schritt 102 kann eine Blutströmung in
und aus dem Schädel
bestimmt werden. Eine Blutströmung
in den Schädel
ist pulsierend. Der Wert des Blutstromes in den Schädel ist
ebenfalls in keinem Augenblick gleich zur Blutströmung aus
dem Schädel.
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Über den
Herzzyklus ist jedoch das Integral der Blutströmung in den Schädel gleich
dem Integral der Blutströmung
aus dem Schädel,
außer
für eine
sehr kleine Menge an Blutplasma, welche während dieses Zyklus in CSF
konvertiert werden kann. Venöser
Abfluss setzt sich hauptsächlich
aus Halsvenenströmung
und einer kleinen Strömungsmenge
zusammen, die durch andere Kanäle,
wie die ophthalmischen Venen, gehen kann. Die Strömung durch
die anderen Kanäle
wird aus der Bedingung berechnet, dass über einen Herzzyklus der Zustrom
dem Abfluss gleicht. Die Strömung
durch die Halsvene wird direkt gemäß des hier beschriebenen Verfahrens
gemessen.
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Nicht
Messen der Strömung
in jenen anderen Kanälen
beeinflusst die ICP-Ergebnisse
nicht ungünstig. Anders
ausgedrückt,
der effektive arterielle Zustrom gleicht nicht der Halsvenenströmung, aber
gleicht der venösen
Strömung,
die aus der gemessenen Halsvenenströmung berechnet werden kann.
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Während jedes
systolischen Teils des Herzzyklus wird ein Blutvolumen in das Gehirn
durch die damit verbundenen Arterien gepumpt. Eine Verzögerung tritt
auf, bevor eine gleiche Menge Blut durch das Gehirn strömt und den
Schädel
durch die Venen verlässt.
Da Blut nicht komprimierbar ist, werden die Unterschiede im Volumen
zum größten Teil
durch Bewegung des kraniellen Spinalfluids und Bewegung des Rückenmarks innerhalb
der Wirbelsäule
(periodische Rückenmarksströmung) aufgenommen.
Der Großteil
des hinzugefügten
Volumens im Schädel
wird in den spinalen Bereich in Form von verlagerter CSF aufgenommen,
insbesondere bei niedrigeren Werten von erhöhtem ICP.
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Die
Unterschiede stellen ein Mittel zum Bestimmen des ICP bereit. Um
den ICP zu bestimmen, wird eine unmittelbare Änderung im Volumen des intrakraniellen
Inhalts gemäß der folgenden
Gleichung berechnet: I(t) = A(t) – V(t) – CSF(t) – Rückenmark(t),wobei
A(t) die gesamte arterielle Strömung
ist, V(t) die gesamte venöse
Strömung
ist (die Summe der gemessenen Halsvenenströmung und der berechneten anderen
venösen
Strömung),
CSF(t) die Geschwindigkeit des CSF-Abflusses durch das Foramen magnum
ist und Rückenmark(t)
die volumetrische Geschwindigkeit der Rückenmarksverlagerung ist. Spezifischer
kann I(t) als der Teil der zeitlich variierenden arteriovenösen Strömung definiert
werden, die nicht durch die CSF- und
die Rückenmarksverlagerung
kompensiert wird. Das Integral von I(t) ist die zeitlich variierende
intrakranielle Volumenänderung
von der die systolische intrakranielle Volumenänderung abgeleitet werden kann.
Zeitlich variierende Strömungsgeschwindigkeitswellenformen
können
von den MRI-Phasenabbildungen
durch Integration der Phasenwerte abgeleitet werden, die die Geschwindigkeiten
innerhalb der Regionen von Interesse darstellen, welche die Fläche der
Gefäße, des
Rückenmarks
und des CSF-Raumes definieren.
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Wie
gezeigt, kann die intrakranielle Volumenänderung während des Herzzyklus aus der
zeitlich variierenden effektiven Strömung in und aus dem Schädel berechnet
werden. 5a bis c stellt ein Beispiel
gemessener Daten in Bezug auf Blutströmung, kranieller spinaler Fluidströmung und
Rückenmarksbewegung bereit.
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Arterieller
Blutzustrom und venöser
Abfluss können
während
eines ersten Scans unter Verwendung der gut bekannten MRI-Technik,
die für
ein Quantifizieren einer Blutströmung
optimiert ist, gemessen werden. CSF- und Rückenmarksverlagerung unter
das Foramen magnum können
während
eines zweiten MRI-Scans gemessen werden, der für langsame Strömung optimiert
ist. Die zwei Scans werden in schneller Folge an einem Ort axial
unterhalb des Formamen magnum durchgeführt. Die Blutströmung durch
die vier Hauptarterien (zwei interne Halsschlagadern und zwei Wirbelsäulenarterien)
und zwei Venen (Halsvenen) werden aus einem dynamischen Scan erhalten.
Ein Beispiel einer MRI-Phasenabbildung, welche die Strömung in
den Hauptblutgefäßen darstellt,
wird in 2 gezeigt.
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Der
zweite Scan kann verwendet werden, um den Hals-CSF- und Rückenmarks-Pulsschlag zu messen.
Ein Beispiel für
MRI-Phasenabbildungen der CSF-Strömung, während verschiedener
Herzphasen aufgenommen, wird in 3a–b gezeigt.
In jedem Fall kann ein 5 mm dicker Schnitt mit einem Bildfeld von
1–16 cm, einer
Matrixgröße von 256 × 160 mm
und zwei Mittelwerten verwendet werden. Die kürzeste mögliche Wiederholungszeit TR
(für engl.
repetition time) (z.B. 21–26
ms) kann verwendet werden, um die zeitliche Auflösung (gleich der zweifachen
TR) zu optimieren. Eine Hochgeschwindigkeitskodierung (z.B. 80 cm/sec)
mit einem Flipwinkel von 20–30
Grad kann für
die Messung der Blutströmung
verwendet werden, und eine Niedriggeschwindigkeitskodierung (z.B.
3–10 cm/sec)
mit einem Flipwinkel von 20 Grad kann für Messungen der CSF-Strömung und
Rückenmarksbewegung
verwendet werden. In allen Scans kann die maximale Anzahl der Zeitpunkte,
die pro Herzzyklus erlaubt sind (z.B. 32) ausgewählt werden, um Fehler aufgrund
von Interpolation und Wiederholungsprobennahme zu minimieren.
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In 2 stellen
die dunklen Flächen 42, 44 eine
Blutströmung
in den Schädel
durch die Halsschlagadern und Hirnarterien dar. Die hellen Flächen 40 stellen
eine Blutströmung
aus dem Schädel
durch die Halsvenen dar.
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Um
eine effektive Blutströmung
zu bestimmen, kann die Blutströmung
innerhalb der Arterien 42, 44 und der Venen 40 jeweils
bestimmt werden. Zuerst kann die Größe (z.B. als Anzahl der Pixel)
jeder Arterie und Vene bestimmt werden. Die Anzahl der Pixel, die
jede Arterie und Vene ausmacht, kann mit einer Randerkennungssoftware
oder durch manuelles Markieren der angemessenen Flächen 40, 42, 44 (z.B.
durch Anklicken der angemessenen Flächen mit einer Computermaus)
bestimmt (markiert) werden.
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Als
Nächstes
kann eine Geschwindigkeit innerhalb jeder Arterie und Vene bestimmt
werden. Da die Pixelwerte innerhalb der markierten Flächen ein
Maß für die Geschwindigkeit
sind, können
die Geschwindigkeitswerte jedes Pixels innerhalb jeder markierten
Fläche
integriert werden. Die integrierte Geschwindigkeit kann gemittelt
werden, um eine mittlere Blutströmung
innerhalb der Vene oder Arterie zu bestimmen.
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Schließlich kann
die effektive Blutströmung
bestimmt werden. Um die Strömung
in jeder Vene und Arterie 40, 42, 44 zu
bestimmen, können
die mittleren Geschwindigkeiten mit den Flächen multipliziert werden.
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Es
sollte erwähnt
werden, dass die Bestimmung der effektiven Blutströmung bezüglich momentaner Werte
bestimmt werden kann. Jeder Scan kann verwendet werden, um eine
Größe jeder
Vene und Arterie, sowie eine mittlere Geschwindigkeit und eine Blutströmung in
dieser Vene oder Arterie für
diesen Scan bereitzustellen. Das Ergebnis einer Reihe von Scans
kann ein Profil der Blutströmung
jeder Vene und Arterie während
jedes Punktes des Herzzyklus sein.
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3a–b zeigt
eine Phasenkontrastabbildung einer pulsierenden CSF-Strömung. Die
helle Fläche 46 in
der Mitte von 3a zeigt die Auswärtsströmung des
kraniellen spinalen Fluids während
einer Systole. Die entsprechende dunkle Fläche in 3b zeigt
die Einwärtsströmung der
CSF während
einer Diastole. Die Fläche 48 in
der Mitte der CSF 46 stellt das Rückenmark dar.
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Es
wurde gefunden, dass zusätzlich
zur Blut- und CSF-Strömung
die Rückenmarksbewegung
bei Betrachtungen der effektiven Strömung ebenfalls berücksichtigt
werden kann. Aus einem Vergleich der Strömungen in 5a–c wird
jedoch ersichtlich, dass ein Ignorieren der Rückenmarksbewegung nicht zu
einem signifikanten Fehler führen
muss.
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Die
Strömung
der CSF und des Rückenmarks
kann als Teil eines Zweischrittverfahrens bestimmt werden. Zuerst
wird das Rückenmark 48 wie
oben beschrieben markiert, und eine pulsierende Rückenmarksströmung wird
wie oben diskutiert bestimmt. Da sich die Querschnittsfläche des
Rückenmarks
als eine Einheit bewegt, können
ein oder zwei Pixelwerte ausreichend sein, um die Geschwindigkeit
zu bestimmen. In einer bevorzugten Ausführungsform werden alle Pixel
innerhalb der Rückenmarksfläche integriert
(summiert), um eine mittlere Rückenmarksgeschwindigkeit
zu erhalten.
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Als
Nächstes
kann eine Strömung
in der ringförmigen
Fläche
der CSF zwischen den Linien 46 und 48 bestimmt
werden. Eine äußere Grenze 46 (z.B.
die Dura) der CSF wird markiert. Die Pixel des Rückenmarks 48 werden
aus den Bestimmungen der Fläche
und Geschwindigkeit der CSF ausgeschlossen. Wie oben wird die Fläche der
ringförmigen
Fläche
bestimmt, und eine CSF-Strömung
kann aus einer mittleren Geschwindigkeit bestimmt werden.
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Da
die Strömung
in einer ringförmigen
Fläche
auftritt, ist die Messung der Geschwindigkeit etwas komplizierter.
Um einen genauen Mittelwert der Geschwindig keit sicherzustellen,
kann die Strömung
quer durch den Ring durch Integrieren einer Geschwindigkeit von
jedem Pixel um den Ring herum bestimmt werden.
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Mit
einer Kenntnis der Strömungen
in und aus dem kraniellen Raum eines Probanden kann der Wert I(t)
bestimmt werden. Aus I(t) kann ein Wert für den ICP bestimmt werden,
sobald ein kranieller Druckgradient (dP/dz) berechnet wurde.
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Um
dP/dz zu bestimmen, wird wiederum die Fläche unter dem Foramen magnum
betrachtet. Wo zum Beispiel die CSF- und periodische Rückenmarksströmung innerhalb
eines begrenzten Raumes (z.B. mittlere C2 Region) betrachtet werden,
kann der Wert für
dP/dz mit einem hohen Grad der Genauigkeit unter Verwendung üblicher
Druckströmungsgleichungen
berechnet oder bestimmt werden.
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Eine
Bestimmung der dp/dZ ist in der Vergangenheit für Arterien oder Venen aufgrund
der elastischen Grenze solcher Kanäle nicht viel verwendet worden.
Innerhalb des C2 Wirbels ist die Dura der CSF an den umgebenden
Knochen angeheftet und stellt eine starre Röhre bereit, die genaue Messungen
vereinfacht.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
kann dP/dz für
die CSF unter Verwendung der Navier-Stokes-Gleichung oder des Druck-Strömungs-Verhältnisses
von Womersley innerhalb der ringförmigen Fläche, die die CSF enthält, berechnet
werden. Solche Berechnungen können
genau auf den Annahmen basieren, einschließlich: keine Geschwindigkeiten
auf gleicher Ebene, starre Wände
des Raumes und minimale Krümmung
entlang einer Achse des Kanals.
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Innerhalb
der ringförmigen
Fläche,
die die CSF einfasst, kann der Raum zwischen dem Rückenmark und
der Dura, die die CSF einfasst, relativ genau bestimmt werden. Eine
Geschwindigkeit quer durch diesen bestimmten Raum kann ebenfalls
bestimmt werden (oder kann ebenfalls während der Strömungsmessungen bestimmt
worden sein). Die Druckgradientenwellenform kann unter Verwendung
der Navier-Stokes-Gleichung berechnet werden. Die Navier-Stokes-Gleichung
schließt
zwei Terme, trägen
und viskosen Verlust, ein. –ρ(δv/δt + v·∇v) + μ∇2v
= ∇p
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Die
träge Komponente
des Druckgradienten wird durch die Hauptdifferenzmatrize erster
Ordnung der Zeitreihenabbildungen genähert, und die Scherkomponente
wird unter Verwendung eines Paares Hauptdifferenzoperatoren zweiter
Ordnung abgeleitet. Die Summe der Scher- und Trägheitskomponenten in der Region von
Interesse, welche nur die CSF-Pixel einschließt, wurde hinzugefügt, um den
mittleren Druck für
jede Phase des Herzzyklus abzuleiten.
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Wenn
Druck-Strömungs-Verhältnisse
von Womersley verwendet werden, werden die CSF-Strömung und
ihre zeitliche Ableitung verwendet, um die Druckgradientenwellenformen
abzuleiten. ∂P/∂z = I(∂Q/∂t) + RQ
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6a stellt
ein Profil eines Druckgradienten gegen die Zeit unter Verwendung
des Druck-Strömungs-Verhältnisses
von Womersley bereit. 6a zeigt Druckgradientenwellenformen,
die aus der Strömungsinformation
von vier verschiedenen kreisförmigen
Ringquerschnittsflächen
abgeleitet wurden. 6b stellt eine Gradientenwellenform
dar, die unter Verwendung von CSF-Geschwindigkeitsabbildungen und der Navier-Stokes-Gleichung
abgeleitet wurde.
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Wie
aus 6a bemerkt werden kann, ist der Druckgradient
stark abhängig
von der Größe des Rings. Zum
Beispiel betrug der angenommene Durchmesser der CSF 46 für die Zwecke
von 6a 10,0 mm. Um einen endgültigen Wert aus dem Druck-Strömungs-Verhältnis von
Womersley zu erhalten, muss der Druckgradient mit einer Fläche des
Ringes multipliziert werden.
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Das
konzentrische Ringmodell aus 6a wurde
verwendet, um die Wirkung der CSF-Querschnittsfläche auf die abgeleiteten Druckgradientenwellenformen
abzuschätzen.
Druckgradientenwellenformen wurden für vier Modelle von konzentrischen
kreisförmigen
Ringen mit einem äußeren Radius
von 10 mm und einem inneren Radius, der von 1 mm bis 7,5 mm variierte,
abgeleitet. Für
die vier Modelle wurde die gleiche CSF-Strömungswellenform verwendet.
Die abgeleiteten Wellenformen werden in 6a gezeigt.
Die abgeleiteten Wellenformen wiesen eine ähnliche Form auf, unterschieden
sich jedoch durch einen Skalenfaktor. Dieses Ergebnis legt nahe,
dass eine Normalisierung der Druckgradienten mit der CSF-Querschnittsfläche einen Weg
bereitstellt, Druckgradienten zu erhalten, die nicht geschwindigkeitsabhängig sondern
strömungsabhängig sind.
Als ein Ergebnis ist es möglich,
Druckgradienten, die von Spinalkanälen abgeleitet wurden, die
sich in der CSF-Querschnittsfläche
unterscheiden können,
zu vergleichen.
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6b stellt
einen Druckgradienten bereit, der von den Geschwindigkeitsabbildungen
und der Navier-Stokes-Gleichung abgeleitet wurde.
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9 zeigt
Versuchsergebnisse von einem Pavian, die eine Amplitude eines MRI
abgeleiteten Pulsdruckgradienten und eine Amplitude eines invasiv
gemessenen ICP-Pulsdruckes bei drei verschiedenen Werten eines mittleren
intrakraniellen Druckes vergleichen. Diese in diesem Experiment
erhaltenen Beziehungen werden verwendet, wenn ein Pulsdruck von
MRI-Druckgradienten berechnet wird.
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7 beschreibt
das ICP-Volumenverhältnis,
welches durch den folgenden Ausdruck beschrieben wird: P = P1exp{a(V – Veq)} + Po,der
eine Monoexponentialkurve ist, die ebenfalls als die Elastanzkurve
bekannt ist. Die Ableitung dieser Kurve ist daher ebenfalls eine
Exponentialkurve, und daher besteht das folgende Verhältnis zwischen
ICP und Elastanz: dP/dV = a{P – Po} = ac{ICP}.
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dP/dV
wird aus den MRI abgeleiteten Druckgradienten und der Amplitude
der intrakraniellen Volumenänderung
berechnet. Dieser Wert, ebenfalls als Elastan zindex bezeichnet,
steht zum ICP wie durch die Ableitung der Elastanzkurve ausgedrückt, im
Verhältnis.
Die Elastanzkurve wird in 7 gezeigt.
Zwischen dem Elastanzindex und dem intrakraniellen Druck besteht
ein Verhältnis.
(Wie in 11 gezeigt wird).
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11 zeigt
das Verhältnis
zwischen dem MRI abgeleiteten Elastanzindex und dem mittleren ICP. 11 zeigt
spezifisch die Korrelation zwischen MRI abgeleiteten Elastanzindizes
und dem ICP für
vier Patienten (Kreise weisen die für die CSF-Fläche normalisierten
Daten aus). Wie erwähnt
werden sollte (die logarithmische Skala vernachlässigend), besteht ein lineares
Verhältnis
zwischen Elastanz und ICP.
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10a–b
zeigt vergleichende Daten zwischen Druckgradient und ICP. 10a zeigt einen Druckgradienten eines Patienten
mit einem niedrigen ICP innerhalb eines normalen Bereichs. 10b zeigt ein Druckgradientenprofil für einen
Patienten mit einem erhöhten
ICP.
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Tabelle
I zeigt vergleichende Daten des Pavianversuchs. Wie gezeigt, zeigen
die MRI abgeleiteten Daten eine sehr gute Korrelation mit den invasiv
abgeleiteten Daten.
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Tabelle
II zeigt vergleichende Daten für
vier Patienten. Wie bei den Paviandaten, zeigen die MRI abgeleiteten
Daten eine sehr gute Korrelation mit den invasiv abgeleiteten Daten. Tabelle
II
- * = invasiver ICP mit Lumbalpunktion gemessen.
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Ein
vorläufiger
Vergleich invasiver Druckmessungen und MRI abgeleiteter Messungen
wurde aus zwei Pavianuntersuchungen (die zweite Untersuchung wird
in Tabelle I gezeigt) und von vier Patienten erhalten, deren ICP
während
der MRI-Untersuchung überwacht
wurde (Tabelle II). Eine Zusammenfassung der Ergebnisse und ihre
Wichtigkeit für
dieses Projekt werden unten beschrieben.
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Im
ersten Versuch wurde der mittlere ICP durch Ändern des Fluidvolumens im
ZNS kontrolliert (d.h. die transkranielle Blutströmung war
unverändert).
Unter diesen Bedingungen kann ein lineares Verhältnis zwischen der Scheitelpunkt
zu Scheitelpunkt (PTP für
engl.: peak to peak) Amplitude des pulsierenden MRI ab geleiteten
CSF-Druckgradienten und der PTP-Amplitude des ICP gefunden werden.
Die Ergebnisse werden in 9 gezeigt. Eine ähnliche
Korrelation wurde zwischen der PTP-Amplitude der MRI abgeleiteten
Druckgradienten und den mittleren ICPs gefunden.
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Der
Versuch wurde wiederholt. Diesmal wurde der mittlere ICP durch Einschränken des
Halsvenenabflusses (Valsalva Versuch) modifiziert. In diesem Versuch
ist der hämodynamische
Zustand bei jedem Wert des mittleren ICP unterschiedlich. Wie erwartet
gab es dort keine Korrelation zwischen der PTP-Amplitude der MRI
abgeleiteten Druckgradienten und dem mittleren ICP. Man würde jedoch
erwarten, eine Korrelation zwischen MRI abgeleiteter Elastanz (dV/dP)
und mittleren ICPs zu finden.
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Der
Elastanzindex kann aus dem Verhältnis
der PTP-Amplitude der MRI abgeleiteten Druckgradienten und der PTP-Amplitude
der intrakraniellen Volumenänderung
berechnet werden. Die Ergebnisse des zweiten Versuchs sind in Tabelle
1 zusammengefasst. Wie erwartet, ist die Elastanz und sind nicht
die PTP-Druckgradienten
mit dem mittleren ICP-Wert korreliert, wenn hämodynamische Änderungen
in Verbindung mit einer Änderung
des mittleren ICP auftreten.
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Druckmessungen
wurden ebenfalls von vier Patienten erhalten, die sich einer MRI-Untersuchung
(Tabelle II) unterzogen und deren ICP mit einem kurzen externen
ventrikulären
Drainagekatheter (EVD) überwacht
wurde, welcher in ihren lateralen Ventrikel eingebracht war. Die
gemessenen und abgeleiteten Parameter von den Patienten sind in
Tabelle II zusammengefasst.
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Patient
1 und 2 wiesen mittlere ICP-Werte innerhalb des normalen Bereichs
auf, während
Patient 3 einen erhöhten
mittleren ICP aufwies und Patient 4 einen äußerst erhöhten ICP aufwies. Die ICP-Messungen decken
einen großen
Teil des praxisnahen Bereichs ab, der für ICP-Messungen erwartet wird.
Obwohl die MRI-Messungen
und die ICP-Aufnahmen nicht gleichzeitig gemessen wurden (Messungen
wurden eine bis mehrere Stunden auseinander durchgeführt), bestand eine
gute Übereinstimmung
zwischen mittlerem ICP, der invasiv gemessen wurde und der MRI abgeleiteten
Berechnung für
die Elastanz. Es ist eindeutig, dass ein Verwenden der CSF-Strömungsfläche für ein Normalisieren
der PTP-Druckgradienten
die Übereinstimmung
zwischen der Elastanz und dem mittleren ICP verbessert. Tatsächliche
ICP-Aufnahmen und die entsprechenden MRI abgeleiteten Druckgradienten
werden jeweils in den 10a und 10b gezeigt. Diese Ergebnisse weisen darauf hin,
dass die Empfindlichkeit der MRI-Messungen innerhalb des benötigten Bereichs
liegt, um zwischen normalem und erhöhtem ICP zu unterscheiden.
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Eine
spezifische Ausführungsform
eines neuen erfindungsgemäßen Verfahrens
und einer Vorrichtung zum Bestimmen eines intrakraniellen Drucks
wurde zum Zweck der Darstellung der Art und Weise, in welcher die
Erfindung gemacht und verwendet wird, beschrieben. Es sollte verstanden
werden, dass die Einführung anderer
Variationen und Modifikationen der Erfindung und ihrer unterschiedlichen
Aspekte dem Fachmann offensichtlich sein werden, und dass die Erfindung
nicht durch die spezifischen beschriebenen Ausführungsformen beschränkt ist.
Daher wird es so betrachtet, dass die vorliegende Erfindung jede
und alle Modifikationen oder Variationen, die in den Schutzumfang,
der hier beansprucht wird, fallen, abdeckt.
