陳鏡伯，梁華友，張茂婷，殷圣童，梁婷婷，孫 建，秦明新

(1.陸軍軍醫(yī)大學(xué) 生物醫(yī)學(xué)工程與影像醫(yī)學(xué)系，重慶 400038；2.中國空氣動(dòng)力研究與發(fā)展中心低速所，四川 綿陽 621000；3.重慶理工大學(xué) 藥學(xué)與生物工程學(xué)院，重慶 400054)

中風(fēng)已成為全球公共健康的威脅。近年來，出血性卒中的發(fā)病率逐漸下降，而缺血性卒中的發(fā)病率呈爆發(fā)式增長[1]。2018年，美國心臟協(xié)會(huì)/美國中風(fēng)協(xié)會(huì)指出，維持大腦中動(dòng)脈(middle cerebral artery，MCA)正常血流供應(yīng)水平是缺血性中風(fēng)治療的關(guān)鍵[2]。腦血流(cerebral blood flow，CBF)的實(shí)時(shí)連續(xù)監(jiān)測(cè)具有重要的臨床意義，可以為合理治療和提升預(yù)后提供指導(dǎo)。

臨床實(shí)踐中尚無安全且被廣泛接受的方法可開展腦血流的實(shí)時(shí)連續(xù)監(jiān)測(cè)。目前，醫(yī)院中常用CT、MRI等影像學(xué)方法進(jìn)行評(píng)價(jià)。然而，影像學(xué)設(shè)備體積龐大，無法實(shí)現(xiàn)床旁的連續(xù)監(jiān)測(cè)。一般情況下，患者是根據(jù)醫(yī)生的判斷或安排的檢查時(shí)間表來接受影像學(xué)檢查，容易錯(cuò)過最佳的診療時(shí)機(jī)[3]。顱內(nèi)壓(intracranial pressure，ICP)監(jiān)測(cè)可間接反映腦血流的變化。然而，腦卒中發(fā)作后，顱內(nèi)代償機(jī)制可使顱內(nèi)壓維持在一個(gè)相對(duì)恒定范圍[4-5]。只有當(dāng)卒中病程進(jìn)入中后期誘發(fā)大面積梗死時(shí)，顱內(nèi)高壓才會(huì)迅速出現(xiàn)。此外，雙源多普勒容積超聲雖然可以手工操作，但長期監(jiān)測(cè)難度較大。經(jīng)顱多普勒(transcranial doppler，TCD)著重關(guān)注腦血管內(nèi)的腦血流速度(cerebral blood flow velocity，CBFV)并以此作為中動(dòng)脈CBF的評(píng)價(jià)指標(biāo)，常用于間歇監(jiān)測(cè)[6-7]。然而，當(dāng)交感神經(jīng)刺激或輸注血管活性藥物引起測(cè)量的大腦中動(dòng)脈直徑變化時(shí)，TCD結(jié)果的準(zhǔn)確性會(huì)受到影響。皮質(zhì)激光多普勒流量計(jì)也可以測(cè)量血管內(nèi)的血流速度。但其探測(cè)深度有限，需要暴露腦組織[8]，并且結(jié)果易受環(huán)境因素影響。近紅外光譜(near-infrared spectroscopy，NIRS)通過測(cè)量血管中血氧和脫氧血紅蛋白的變化，可以實(shí)現(xiàn)對(duì)CBF的連續(xù)無創(chuàng)監(jiān)測(cè)[9-10]。但這一方法的前提是近紅外光的散射程度保持不變，測(cè)量的衰減僅由吸收率變化引起。然而，隨缺血性腦卒中病程發(fā)展，顱內(nèi)組織的病理生理改變會(huì)改變測(cè)量條件。

磁感應(yīng)相移(magnetic induction phase shift，MIPS)是一種新的電磁測(cè)量方法[11]。這一技術(shù)通過在生物組織上施加一個(gè)低頻磁場(chǎng)來產(chǎn)生感應(yīng)的次級(jí)磁場(chǎng)。初級(jí)磁場(chǎng)和次級(jí)磁場(chǎng)之間存在一個(gè)特定的相位差，即MIPS。MIPS與生物組織的電導(dǎo)率和體積變化相關(guān)?？紤]到腦血流灌注呈周期性變化，腦血管血流動(dòng)力學(xué)相關(guān)的幾何參數(shù)也會(huì)發(fā)生變化。因此，MIPS方法有望對(duì)CBF開展監(jiān)測(cè)。Oziel等[12]研究了MIPS測(cè)量CBF體積變化的可行性。然而，該研究中的實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)采用了特殊的仰臥位，需要進(jìn)行Valsalva呼吸刺激，這與實(shí)際監(jiān)測(cè)場(chǎng)景不同。Griffith等[13]提出了一種測(cè)量自諧振頻率變化的無源皮膚貼片傳感器。物理模型和志愿者實(shí)驗(yàn)表明：它可以無創(chuàng)地監(jiān)測(cè)腦組織體積的變化。但該方法只能作為CBF的間接輔助診斷方法。陳明生等[14-15]通過家兔進(jìn)行MIPS監(jiān)測(cè)和MRI成像的平行實(shí)驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)MIPS信號(hào)可以定量檢測(cè)腦出血不同階段的腦脊液、腦血液等腦組織主要成分的變化。許佳等[16]搭建了一個(gè)基于多通道天線的便攜式MIPS檢測(cè)系統(tǒng)。他們還通過動(dòng)物實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了其區(qū)分出血性中風(fēng)和缺血性中風(fēng)的可行性。李根等[17-19]在創(chuàng)傷性腦損傷(traumatic brain injury，TBI)動(dòng)物模型中發(fā)現(xiàn)了MIPS與ICP之間的特殊關(guān)系，并利用特征提取和機(jī)器學(xué)習(xí)建立了顱內(nèi)高壓的分析模型。上述研究為MIPS在腦疾病診斷和監(jiān)測(cè)中的應(yīng)用提供了有力的證據(jù)。然而，以往的磁感應(yīng)測(cè)量更多地關(guān)注大腦的整體變化，鮮有研究關(guān)注具體的CBF的檢測(cè)問題。

本研究結(jié)合了中動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)理論與MIPS檢測(cè)原理，構(gòu)建了一個(gè)腦血流搏動(dòng)(cerebral blood flow pulsation，CBFP)的實(shí)時(shí)測(cè)量系統(tǒng)。在此基礎(chǔ)上，本研究設(shè)計(jì)了一個(gè)流速可調(diào)的腦血流搏動(dòng)物理模型，并進(jìn)行了MIPS檢測(cè)實(shí)驗(yàn)。然后采用頻譜分析、小波分解和濾波器等信號(hào)處理和分析方法進(jìn)行分析。最后，研究了CBF搏動(dòng)相關(guān)參數(shù)與MIPS信號(hào)時(shí)頻特性的關(guān)系。本研究為無創(chuàng)、連續(xù)、準(zhǔn)確地監(jiān)測(cè)腦血流搏動(dòng)提供了一種新的解決方案。

1 方法論

1.1 測(cè)量原理

磁感應(yīng)相移測(cè)量的原理如圖1所示。當(dāng)自由空間中的一個(gè)線圈中通以一個(gè)正弦波激勵(lì)V時(shí)，線圈會(huì)在其周圍空間產(chǎn)生一個(gè)交變初級(jí)磁場(chǎng)，記為B。若線圈附近有生物組織，初級(jí)磁場(chǎng)B會(huì)在生物組織中產(chǎn)生渦流，進(jìn)而產(chǎn)生次級(jí)磁場(chǎng)，記為ΔB。根據(jù)Griffiths等[20-21]的研究可知，在激勵(lì)線圈的對(duì)側(cè)位置，次級(jí)磁場(chǎng)和初級(jí)磁場(chǎng)之間存在如下比例關(guān)系：

圖1 磁感應(yīng)相移測(cè)量原理示意圖

(1)

式中：ω為激勵(lì)信號(hào)角頻率；ε0為真空介電常數(shù)；σ、εr和μr分別為生物組織的電導(dǎo)率、相對(duì)介電常數(shù)和相對(duì)磁導(dǎo)率；P，Q是與生物組織幾何尺寸相關(guān)的常數(shù)。當(dāng)激勵(lì)線圈對(duì)側(cè)放置一接收線圈時(shí)，接收線圈會(huì)同時(shí)接收B及ΔB，從而產(chǎn)生感應(yīng)電壓V1和ΔV(V2=V1+ΔV)。由Griffiths等[22-24]對(duì)上述關(guān)系進(jìn)行了進(jìn)一步簡(jiǎn)化推導(dǎo)?？紤]到生物組織的相對(duì)磁導(dǎo)率近似為1，則上式中Q(μr-1)=0。此外，在低頻段(1～10 MHz)，生物組織的相對(duì)介電常數(shù)為102～103量級(jí)，電導(dǎo)率為0.1～10 S/m，則有ωε0εr≤σ。因此，接收線圈的感應(yīng)電壓與磁場(chǎng)之間存在如下的比例關(guān)系：

(2)

則ΔV滯后于激勵(lì)信號(hào)90°，由矢量關(guān)系V2=V1+ΔV可知，接收線圈的總感應(yīng)電壓V2相比于激勵(lì)信號(hào)滯后一個(gè)相位角，記為φ，也即MIPS。MIPS信號(hào)與被測(cè)生物組織的幾何尺寸P，電導(dǎo)率σ和激勵(lì)信號(hào)角頻率ω相關(guān)。

腦血流通過腦血管的收縮、舒張和搏動(dòng)節(jié)律來維持一個(gè)相對(duì)恒定水平。根據(jù)MIPS與幾何參數(shù)P之間的相關(guān)性，腦血管的這種變化將對(duì)MIPS信號(hào)產(chǎn)生特定的信號(hào)調(diào)制。當(dāng)選取適當(dāng)?shù)姆治龇椒〞r(shí)，就有望提取出CBF的變化信息。

1.2 測(cè)量系統(tǒng)

測(cè)量系統(tǒng)包括：信號(hào)源(AFG3252，Tektronix)，激勵(lì)-接收單元，信號(hào)采集卡 (PCI-5124，National Instruments)，PC(i7 2600k)。信號(hào)源輸出兩路同頻同相的正弦波信號(hào)(f=3.52 MHz，θ=0)，其中1端口接激勵(lì)線圈，信號(hào)電壓為Vpp=5 V，2端口接信號(hào)采集卡的2端口，其信號(hào)作為參考信號(hào)，信號(hào)電壓為Vpp=1 V。本研究中使用了2個(gè)PCB螺旋線圈組成激勵(lì)-接收單元，線圈參數(shù)如下：匝數(shù)N=15，線圈內(nèi)徑rinner=19 mm，外徑router=25 mm，線徑l=0.2 mm，線間距d=0.2 mm。激勵(lì)線圈接信號(hào)源的1端口，接收線圈接信號(hào)采集卡的1端口。采集卡參數(shù)設(shè)置如下：采樣率100 MHz，采樣點(diǎn)數(shù)100 000個(gè)，輸入阻抗50 Ω。采集卡收集1、2端口信號(hào)并輸出采樣數(shù)據(jù)到PC端口。PC通過FFT計(jì)算兩路端口的相位數(shù)據(jù)得到MIPS信號(hào)。MIPS信號(hào)的初始采樣間隔為0.013 s。

1.3 中動(dòng)脈物理模型搭建

本研究搭建了一個(gè)簡(jiǎn)化的MCA模型來模擬CBF的節(jié)律性搏動(dòng)。Elting等[25]的研究中指出：基于微血管或大血管的腦自主調(diào)節(jié)(cerebral autoregulation，CA)功能的評(píng)估結(jié)果是相似的?？紤]到大血管的搏動(dòng)節(jié)律更明顯，本文著重對(duì)大血管模型進(jìn)行建模。大腦中動(dòng)脈有左右兩側(cè)，共分為5段(M1～M5)。在這些分段中，M1水平段的血管相對(duì)較大，相比于其他分段較為平直。最容易閉塞和形成血栓的2個(gè)主要分支均發(fā)源于M1段。當(dāng)這些分支梗阻時(shí)，會(huì)影響M1段的腦血流速度CBFV。

基于上述解剖學(xué)基礎(chǔ)，本研究采用直徑與大腦中動(dòng)脈相似的硅膠管(內(nèi)徑Dinner=2.6 mm，外徑Douter=6 mm)制作物理模型。該物理模型如圖2所示。硅膠管從燒杯中引出并通過蠕動(dòng)泵(ZNB-XY1，KellyMed)，蠕動(dòng)泵齒輪總長度L=50 mm。而后，軟管自下而上穿過腦模型，并用泡沫塊固定在M1段位置。最后，軟管從前額眉心處引出并回到燒杯。硅膠管末端進(jìn)行結(jié)扎并用細(xì)針扎出數(shù)個(gè)針孔。燒杯中裝有0.9%的生理鹽水(σ=1.54 S/m)。蠕動(dòng)泵流速vflow可調(diào)，設(shè)蠕動(dòng)泵的齒輪在1 h內(nèi)轉(zhuǎn)動(dòng)N個(gè)周期，記搏動(dòng)頻率(蠕動(dòng)頻率)為fp。1 h內(nèi)泵入量為V，則：

圖2 大腦中動(dòng)脈的物理模型示意圖

N=fp*3 600

(3)

V=π(Dinner/2)2LN

(4)

1.4 物理實(shí)驗(yàn)

本研究通過調(diào)節(jié)蠕動(dòng)泵流速vflow來模擬不同的腦供血水平。調(diào)節(jié)范圍設(shè)定為[0，2 000]mL/h，步長200 mL/h。則共有11個(gè)流速組，依次記為0，200，400，…，2 000 mL/h。實(shí)驗(yàn)步驟如下：首先，測(cè)量系統(tǒng)開機(jī)預(yù)熱半小時(shí)；然后，依次設(shè)置流速(0 mL/h組只需手動(dòng)控制蠕動(dòng)泵工作，待硅膠管內(nèi)充滿生理鹽水后停止)；參數(shù)設(shè)定后，等待30 s，隨后開始測(cè)量5 min；最終將MIPS信號(hào)重新采樣，間隔為0.1 s。

1.5 數(shù)據(jù)處理及分析

本研究中的數(shù)據(jù)處理通過Matlab R2015a(MathWorks Inc.)完成。首先，分別在時(shí)域和頻域定性觀察MIPS信號(hào)與不同vflow的關(guān)系。然后，利用小波變換和高通/低通濾波器對(duì)所模擬的搏動(dòng)信號(hào)進(jìn)行提取。數(shù)據(jù)處理和分解流程如圖3所示。

圖3 數(shù)據(jù)處理和分析流程框圖

2 結(jié)果

圖4為MIPS結(jié)果。圖4(a)為5 min內(nèi)各流速組的MIPS時(shí)域信號(hào)。由圖可知，各組MIPS的基線(平均值)不同，且存在不同程度的基線漂移和雜波干擾。圖4(b)是不同vflow組在5 min內(nèi)MIPS數(shù)據(jù)的箱線圖，可以看出MIPS隨vflow的加快呈近似線性上升趨勢(shì)。對(duì)MIPS基線值和流速vflow進(jìn)行線性擬合可得MIPS=1.71e-3vflow+110.72，結(jié)果具有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(P<0.05，R2=0.937)?？紤]到硅膠管的末端已經(jīng)結(jié)扎，硅膠管內(nèi)液體的壓力在不同流速下是不同的，這將造成不同程度的硅膠管形變，流速越快，形變?cè)酱蟆Ｓ墒?2)可知：MIPS與幾何參數(shù)P相關(guān)，這一變化趨勢(shì)與理論相符；另一方面，線性擬合的誤差可能由系統(tǒng)誤差所引起。在該模型中，vflow與硅膠管壁的壓力的關(guān)系并不線性相關(guān)，因?yàn)槿鋭?dòng)泵齒輪的周期性蠕動(dòng)和電機(jī)驅(qū)動(dòng)的注射泵在軸向直接施加外力二者之間存在差異。此外，每一流速組中都有一個(gè)非常小的搏動(dòng)信號(hào)，隨著vflow的加快，搏動(dòng)信號(hào)也逐漸加快。這一搏動(dòng)信號(hào)是由硅膠管的節(jié)律性搏動(dòng)引起。蠕動(dòng)泵通過驅(qū)動(dòng)多個(gè)齒輪周期性地?cái)D出硅膠管中的液體，這種周期性的蠕動(dòng)會(huì)在vflow中產(chǎn)生非常微弱的搏動(dòng)節(jié)律。因此，硅膠管也發(fā)生了節(jié)律性的搏動(dòng)形變。

圖4 MIPS在各vflow中的變化趨勢(shì)曲線

圖5為MIPS的時(shí)域和頻域信號(hào)曲線。圖5(a)隨機(jī)選取了1 000 mL/h組在10 s內(nèi)的MIPS時(shí)域信號(hào)。由圖可知，MIPS信號(hào)中有一明顯的搏動(dòng)分量。圖5(b)和5(c)分別繪制了1 000 mL/h組和0 mL/h組MIPS的頻譜。圖5(b)在1 Hz處有一個(gè)明顯的頻率分量，表明硅膠管中的搏動(dòng)頻率在該流速下為1 Hz。在0 mL/h的參考組中，其頻譜圖中沒有明顯的頻率分量。當(dāng)fp=1 Hz時(shí)，由式(3)(4)可得V≈956 mL。由于ZNB-XY1蠕動(dòng)泵的準(zhǔn)確度為±10%，可得這一結(jié)果是正確的。這表明MIPS信號(hào)中確實(shí)存在搏動(dòng)信號(hào)分量，因此，可以通過FFT分析定量觀察信號(hào)中的搏動(dòng)信號(hào)分量，濾除干擾。

圖5 MIPS的時(shí)域及頻域信號(hào)曲線

圖6為MIPS在各流速下的頻譜分析結(jié)果。隨著流速加快，各組分別存在0.2～2 Hz、0.2 Hz等間隔升高的信號(hào)分量。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明：MIPS能有效地檢測(cè)出搏動(dòng)并反映搏動(dòng)速度變化。因此，本文首先使用db4小波5層分解并選取低頻重構(gòu)后第5層來濾除基線漂移；隨后根據(jù)譜分析結(jié)果，對(duì)各速率組的MIPS信號(hào)分別選擇截止頻率為fp+0.2的低通濾波器和截止頻率為fp-0.2高通濾波器來提取搏動(dòng)信號(hào)分量，得到結(jié)果如圖7所示。

圖6 各流速下MIPS信號(hào)的頻譜分析結(jié)果曲線

圖7為經(jīng)過濾波后的MIPS信號(hào)曲線。時(shí)間軸僅示出了30～40 s內(nèi)的結(jié)果。由圖可知，硅膠管中的生理鹽水存在正弦節(jié)律的搏動(dòng)。圖8為濾波后MIPS信號(hào)的頻譜曲線。圖7、8進(jìn)一步說明，通過信號(hào)濾波等手段，MIPS能夠準(zhǔn)確地反映搏動(dòng)變化。

圖7 各流速下濾波后MIPS時(shí)域信號(hào)曲線

圖8 各流速下濾波后MIPS信號(hào)的頻譜曲線

3 討論

腦自主調(diào)節(jié)功能(CA)的異常對(duì)預(yù)后有重要影響。CA是大腦在腦灌注壓(cerebral perfusion pressure，CPP)發(fā)生變化的情況下維持穩(wěn)定CBF的能力[26]。CA的評(píng)價(jià)有靜態(tài)CA和動(dòng)態(tài)CA兩種[27]。靜態(tài)CA指血壓(blood pressure，BP)和CBF之間的穩(wěn)態(tài)關(guān)系。動(dòng)態(tài)CA指的是大腦的一種內(nèi)在保護(hù)機(jī)制，其在動(dòng)脈血壓(arterial blood pressure，ABP)或CPP波動(dòng)的情況下能維持相對(duì)恒定的CBF。CA評(píng)估對(duì)預(yù)測(cè)缺血性腦卒中患者預(yù)后具有重要作用[28-31]。研究表明：腦缺血后CA會(huì)受損，從而引發(fā)腦水腫、顱內(nèi)壓增高等繼發(fā)性狀態(tài)[28，32]。在重癥患者中甚至可能導(dǎo)致腦移位和腦疝，最終導(dǎo)致嚴(yán)重的不可逆神經(jīng)損傷甚至死亡。Biesbroek-JM等[33]在系統(tǒng)回顧和meta分析的基礎(chǔ)上研究了CT灌注(CT perfusion，CTP)診斷缺血性中風(fēng)的敏感性和特異性。該研究納入了共計(jì)1 107例患者，結(jié)果顯示其敏感性為80%，特異性為95%。也有證據(jù)表明，及時(shí)對(duì)患者進(jìn)行CTP有助于再灌注治療和改善預(yù)后。Kiking-Ritarwan等[34]對(duì)缺血性中風(fēng)患者的TCD和血液學(xué)參數(shù)進(jìn)行了對(duì)比研究，發(fā)現(xiàn)90例患者的大腦中動(dòng)脈搏動(dòng)指數(shù)與NIHSS評(píng)分呈正相關(guān)。研究缺血性腦卒中供血信息的檢測(cè)方法及這些信息與病理生理變化和預(yù)后的關(guān)系一直是臨床醫(yī)生關(guān)注的問題之一。

由于影響CBF的生理參數(shù)眾多，尋找一種合適的CBF估計(jì)方法是非常困難的。CTP設(shè)備體積大，不能用于連續(xù)床邊監(jiān)測(cè)，存在延誤風(fēng)險(xiǎn)。此外，由于位移敏感性過高、造影劑延遲到達(dá)靶血管而引起的測(cè)量誤差大、輻射劑量過大等問題，使得臨床上這一手段難以成為常規(guī)的檢查方法，尤其對(duì)于重癥患者。TCD是臨床上最常用的診斷方法。但TCD經(jīng)常用于間歇測(cè)量，其精度很大程度上取決于操作人員的經(jīng)驗(yàn)。此外，TCD的探針還需要直接接觸皮膚，這就限制了使用場(chǎng)景。目前，常用的指標(biāo)除TCD外，主要包括腦血流和腦氧合。ABP的改變導(dǎo)致血管運(yùn)動(dòng)張力的改變，進(jìn)而引起顱內(nèi)血容量的變化，從而導(dǎo)致顱內(nèi)壓的變化。然而，ICP監(jiān)測(cè)作為有創(chuàng)手段也存在一定的使用限制。用近紅外光譜法測(cè)定顱內(nèi)血紅蛋白可以估計(jì)腦血容量，但這是一種更間接的CBF估計(jì)方法。近年來的研究發(fā)現(xiàn)：基于脈搏血氧測(cè)定原理，利用近紅外光譜測(cè)量腦血氧飽和度是一種很有前途的腦血流動(dòng)力學(xué)估計(jì)方法[35-36]。然而，當(dāng)缺血性腦卒中發(fā)病時(shí)顱內(nèi)組分會(huì)發(fā)生劇烈變化，從而會(huì)削弱近紅外光吸收和散射的一致性。

本研究結(jié)果說明：MIPS方法可以直接獲取供血信息。MIPS測(cè)量可以有效地打破CTP成像的時(shí)間窗，對(duì)患者的中動(dòng)脈進(jìn)行床旁監(jiān)測(cè)，評(píng)價(jià)患者的供血水平，從而有效地克服延遲治療的風(fēng)險(xiǎn)。與超聲相比，MIPS方法具備更廣泛的適用性，無需專業(yè)的操作經(jīng)驗(yàn)即可獲得準(zhǔn)確的結(jié)果。此外，本研究中使用的MIPS測(cè)量系統(tǒng)也有望實(shí)現(xiàn)進(jìn)一步的系統(tǒng)集成。本文采用的CBF物理模型通過設(shè)置不同的蠕動(dòng)泵流速，成功地模擬了CBF搏動(dòng)。結(jié)果表明：MIPS不僅能區(qū)分不同的供血水平，而且能捕捉CBF的輕微搏動(dòng)，這一方法有望為CBF的診斷提供更直接、更充分的信息。缺血性中風(fēng)發(fā)作后，在交感神經(jīng)的刺激和血管活性藥物作用下，一些大血管的直徑會(huì)發(fā)生改變。這一供血水平可以從MIPS的基線值得到。此外，通過頻譜分析和特定的信號(hào)濾波分析，還可以提取顱內(nèi)大血管在調(diào)節(jié)代償機(jī)制下的周期性搏動(dòng)，從而評(píng)價(jià)CA的細(xì)微動(dòng)態(tài)變化。

當(dāng)然，本研究仍存在一定的局限性。本研究中的物理模型模擬的正弦頻率的搏動(dòng)，而實(shí)際的CBF搏動(dòng)是一種非標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)。此外，MCA的供血水平與搏動(dòng)模式的關(guān)系更為復(fù)雜。在后續(xù)的志愿者實(shí)驗(yàn)中，需要設(shè)定特定的信號(hào)分析和特征提取方法。

4 結(jié)論

1) MIPS信號(hào)受血管的電導(dǎo)率和幾何參數(shù)調(diào)制，包含了豐富的CBF信息。

2) MIPS與模擬CBF供血水平呈有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義的線性關(guān)系。

3) 通過信號(hào)分析，可以成功地提取出不同流速下的微小搏動(dòng)信號(hào)。

4) 這項(xiàng)實(shí)驗(yàn)研究為MIPS在無創(chuàng)、綜合監(jiān)測(cè)CBF的應(yīng)用提供了有力證據(jù)，為后續(xù)定量CBF評(píng)估奠定了研究基礎(chǔ)。