颅内压（intracranial pressure，ICP）监测对于指导神经系统疾病的诊断、治疗及疗效评价意义重大。一般情况下成人平卧时腰椎穿刺测量的ICP为0.7~2.0 kPa，当ICP＞2.0 kPa时被认定为ICP增高^[1]。ICP增高是临床急症，可导致严重后果，及时有效地调控ICP是救治成功的关键。因此，ICP监测非常重要。有创的ICP监测（如脑室型ICP监测）因高精确度被视为金标准，然而由于颅内出血、感染等与操作相关的并发症，加之费用昂贵、零点漂移等因素，相当大程度上限制了其临床应用^[2-3]。因此，寻找一种准确、可靠、廉价、可连续使用的无创ICP监测技术已成为当前临床工作中需要迫切解决的问题。本文就无创ICP技术发展现状及相关产品优劣势进行简要综述。

脑血流监测是用脑血管内血流动力学状态反映ICP高低的一种方法，其原理是通过经颅多普勒超声（transcranial Doppler，TCD）监测颅内血管（如大脑中动脉等）的血流动力学及血流生理参数变化，然后通过数学的方法进行分析，在最大程度上反映ICP的高低。该技术监测的主要参数一般为血管搏动指数（pulsatility index，PI）和血流速度（blood flow velocity，BFV）。TCD诊断仪最早由挪威科学家Aaslid等研发出来并应用于临床，至今已有近40年的历史^[4]。在这近40年的应用和后续相关研究中，通过TCD技术评估ICP也经历了由最初的单参数预测ICP变化趋势向多参数建模定量评估ICP的转变和进展^[5]。由于TCD行ICP监测时无需开颅手术，极大程度地降低了操作风险，减轻了患者疼痛与负担，也避免了诸如颅内感染、颅内出血等多种并发症的发生。目前TCD检测ICP技术被广泛应用于特发性颅内高压、颅脑创伤的治疗和随访^[6-7]。同时，得益于TCD技术监测ICP具有便携、快速、操作简单、床旁监测重复性好等优点，该技术当前还被拓展应用在经皮血管成形并支架植入术的监测及随诊中^[8]。但在既往的40余年的临床应用和不断研究中也发现，TCD尚不能提供精确的ICP监测，其测量精度还不足以代替有创的ICP测量^[9]。由于该技术是通过超声监测，因此像大多数超声技术一样容易出现一些主观及客观方面的偏差，操作者需要经过反复练习并熟悉解剖才能够熟练掌握^[10]。脑动脉硬化因素、脑血管痉挛、脑病变部位、二氧化碳分压等因素都可能会影响脑血流动力学，从而影响TCD在无创ICP监测中的应用^[11]。此外，一次TCD测量只能提供一次数值，具有作为筛查工具的潜力，但尚无法做到实时动态监测。

对视网膜施加弥散的非模式闪光刺激可引起枕叶大脑皮质电位变化，这种电位变化即为FVEP，通过监测FVEP可反映从视网膜到枕叶视觉通路的变化。当ICP保持高于正常水平或（和）持续升高时，视神经功能常常会受到影响，神经元及纤维会因缺血缺氧而产生代谢障碍，引起神经电信号从视网膜光刺激到大脑枕叶电位传导阻滞，从而产生FVEP波峰潜伏期延长等变化。基于此原理，Rosenfeld等^[12]认为ICP与脑视觉诱发电位的第2负向波（即N2波）的延迟时间有直接关系，并发明了一种无创的估测ICP方法：通过一种微电脑装置进行视觉刺激并测量N2波的延迟时间，然后对照N2波延迟时间与ICP值的关系表即可求得ICP值。FVEP技术操作简便易行，临床应用较广，其适用范围包括颅脑外伤、脑出血、脑积水、高血压性脑出血患者的ICP动态监测及调整脱水药物的用量等^[13-14]。曹付强等^[15]将单侧脑挫伤患者依据CT扫描结果分为血肿增加组与血肿稳定组，进行对照研究后发现头颅CT监测结合FVEP无创ICP监测技术可预警单侧脑挫裂伤继发血肿增大。钟向球^[16]及李鹏等^[17]的研究均证实，对颅脑损伤患者使用FVEP无创ICP监测仪进行ICP监测安全、简便、可靠，能够对早期病情变化的判断及下一步治疗方案的制订起到指导性作用。FVEP无创ICP监测以N2波的潜伏期为参照标准，而医学界对N2波的识别及N2波潜伏期的判定尚未达成统一标准，同时其原理依赖于视觉传导通路因而容易受脑相关代谢的理化因素、生理及病理因素的影响（如严重视力障碍、眼底出血及视觉通路的损伤等疾病都对FVEP存在影响），加之FVEP还受年龄改变的影响^[18]，FVEP技术目前主要作为辅助监测手段应用于临床工作。

TDTD技术由Ragauskas等^[19-20]开发，其工作方式是同时测量眼动脉的颅内和颅外节段中的流速，同时通过一系列步骤向眼球周围的组织施加外压，由于眼动脉的颅内段承受颅内压力即ICP，而颅外段承受外部施加的压力，当外部施加的压力等于ICP时，则从每个段的流速测量中提取的测量值应等于某个预定公差。目前国内外对于该技术效用的研究都将其应用于ICP的估算。一项研究检查了一组62例神经系统疾病（主要是特发性颅内高压和多发性硬化症）患者，并通过腰椎穿刺侵入性测量ICP，发现偏倚几乎可以忽略不计，标准误差为2.19 mmHg（1 mmHg=0.133 kPa），表明TDTD技术精度高^[20]。其他研究^[20-21]也证实了TDTD技术的偏倚小。Ragauskas等^[22]在一组需要腰椎穿刺的神经患者中比较了TDTD技术（85例）与视神经鞘直径（optic nerve sheath diameter，ONSD）测量法（92例）对ICP的检测效果，发现TDTD技术对ICP升高的诊断可靠性更高。此外，TDTD技术具有相对较高的报告精度和完全自动化的优点，在大约10 min内就可以进行非侵入性ICP估计，非常快速、便捷^[19]。然而，TDTD技术也有其局限性：（1）它无法进行连续测量，适用于只需要少量测量的情况；（2）某些神经疾病（如创伤性脑损伤或中风）可影响其测量精度；（3）测量时需要对眼部施加一定的压力，对于一部分患者需要评估其可操作性；（4）这项技术需要专门的设备。这在一定程度上限制了TDTD在部分病例中的应用^[23]。

视神经鞘由硬脑膜、蛛网膜、软脑膜3层脑膜结构延伸而成，蛛网膜下腔包绕着视神经，与颅内视交叉池直接沟通，当ICP升高时颅内的脑脊液会通过视神经管进入视神经蛛网膜下腔，从而导致视神经鞘内间隙扩张，使ONSD变大。换言之，理论上ICP升高与ONSD增大存在时相一致性，通过CT或超声测量ONSD可用于识别ICP升高。2019年吉林大学第一医院神经科学中心的一项研究观察了ONSD测量法对ICP进行动态、实时评估的效果，结果显示超声测量ONSD可以反映ICP的实时变化^[24]。Altayar等^[25]对48例成年外伤性脑损伤患者的研究结果显示，超声测量ONSD是外伤性颅脑损伤患者ICP升高的一种有效检测手段。这种方法相对容易，设备现成且方便，成本低，时间分辨率高。Kimberly等^[26]在38例接受侵入性ICP监测的患者中发现ONSD值与ICP之间存在显著相关性。Geeraerts等^[27]的回顾性研究发现，通过MRI测量的ONSD和ICP之间存在显著的正相关关系。Robba等^[28]通过对既往研究进行系统综述，认为当无法进行有创ICP检测时，超声测量ONSD可能是评估ICP升高的潜在有用方法。但由于病理、年龄、个体差异等原因，ONSD的变异性及其对操作者经验的依赖决定了其在精确度方面存在不足；同时该技术每次测量仅能提供一次单一数据，尚不能连续监测。一项meta分析指出不同研究中的ONSD最佳临界值差异较大，诊断ICP增加的ONSD最佳临界值至今尚未达成共识^[29]。

蛛网膜下腔与内耳之间通过耳蜗导水管将ICP的变化传递到耳蜗的外淋巴，淋巴周围压力的变化导致内耳听骨运动，从而引起鼓膜移位，测量这种位移即为TMD技术的基础^[30-31]。鼓室计可用来检测由TMD引起的耳道体积的变化，因此可以作为一种间接测量ICP的方法。目前该技术主要应用于ICP升高的识别和分类。Samuel等^[32]的研究结果显示TMD技术可以预测ICP的变化，灵敏度为93%，特异度为100%。Shimbles等^[33]的一项关于TMD技术与有创ICP测量的临床比较研究结果表明，脑积水患者TMD值与有创测量获得的ICP之间存在显著相关性。近期TMD技术还被用于研究关于足球头球运动对训练运动员ICP的影响^[34]。但是该技术仍存在很多不足，例如Shimbles等^[35]通过在135例脑积水患者、13例良性颅内高压患者和77名健康志愿者中对TMD技术进行评价，认为TMD技术虽然与ICP之间存在显著相关性，但受试者之间的变异性较高，不能用于ICP的可靠测量；Walsted等^[36]研究发现脑血流下降时，使用TMD技术无法检测到ICP的下降。

OAE是由内耳响应外部声学刺激而发射的声音，可以用一些技术诱发出^[37]。OAE的强度已被证明对ICP的变化很敏感^[38]。耳蜗内产生的OAE通过中耳传送到外耳道，早在1978年Kemp就用低噪声麦克风测量到OAE现象^[39]。相较于其他非侵入性监测ICP技术，OAE技术由于通过中耳的2条通道（一次是正向、一次是反向），测量到的效应通常更大。OAE技术所需要的设备相对便携、使用方便，而且具有良好的内部可靠性，对于已经测量了基线ICP的患者，它可以成为定期监测ICP变化的一个很好的候选方法，但该技术在个体间的差异性明显，因此若要对ICP可能发生变化的患者进行长期监测，需要先进行基线测量^[40]。此外，目前关于此方法的大多数研究都是以健康受试者为研究对象，并且只关注于检测组间的相对变化或差异，所以该技术被归为一种ICP分类方法。OAE技术的局限性体现在受试者的预测ICP值之间存在巨大变异性，以及该方法不能应用于感音神经性或传导性听力损失患者^{[38, 41]}。

近红外光对于组织和体液具有非常好的穿透性，故当近红外光透过组织后，由于其在内部经过了多次吸收和散射，从组织表面射出的光信号会携带有组织的结构及理化等方面的信息，通过分析这些光信号携带的信息就可以实现对组织特性的检测^[42]。得益于近红外光穿透性好并且对组织的物质组成或浓度差异方面的高灵敏度特性，近红外血氧无创检测、近红外功能成像及近红外荧光光谱等技术在临床医学研究中被广泛应用^[43]。在无创ICP监测方面，NIRS技术主要是通过测量血液中含氧血红蛋白局部浓度的变化来估计脑血流和脑氧合，升高的颅内压可以降低脑血流和脑氧合，因此理论上NIRS参数的变化可以反映颅内压升高的情况^[44-45]。1997年Kampfl等^[46]对8例头颅外伤患者进行NIRS检查，提出NIRS可用于无创ICP监测。后来Rodriguez等^[47]探讨了NIRS技术用于脑水肿量化监测的可行性，重点讨论了脑脊液对NIRS检测的影响，同时分析了检测过程中年龄、性别、探头放置位置及检测距离和检测光波长对脑水肿检测的影响。虽然临床上已将NIRS技术应用于测量局部脑氧饱和度，但缺乏诊断及评估的临界值。Weerakkody等^[48]发现氧合的变化与血管生成的ICP慢波有关，但对该技术区分正常和升高的ICP状态的灵敏性仍然不确定。

OCT是一种成像技术，可用于测量视乳头水肿中的视网膜神经纤维层（retinal nerve fiber layer，RNFL）厚度。ICP升高可导致RNFL肿胀^[49]。Borchert和Lambert^[50]建立了使用OCT测量RNFL厚度并由此推断ICP值的方法。但该技术的临床实用性受到限制：（1）当视盘水肿严重时，OCT算法可能会失败，无法确定RNFL厚度减少的原因（无论是由于水肿改善还是单纯的视神经萎缩都有可能）；（2）视盘水肿的发生通常很慢，故其反映ICP变化的时效性不佳^[37]。此外，关于RNFL厚度和ICP之间确切关系的证据有限^[49]，因此目前尚不能认为它是可行的ICP监测方法。

目前已有多种方法可用于无创监测ICP。TCD和FVEP技术适用人群广泛，主要用于估算ICP，并且可进行连续监测；TDTD技术适用人群广泛，主要用于估算ICP，但不能进行连续监测；ONSD技术可适用人群广泛，主要用于ICP升高与否的分类，不能进行连续监测；TMD技术适用于脑积水或梅尼埃病患者，主要用于ICP升高与否的分类，不能进行连续监测；OAE技术适用于听力正常的健康人群，主要用于ICP升高与否的分类，可进行连续监测；NIRS技术适用于创伤性脑损伤及脑积水患者，主要用于ICP升高与否的分类，可进行连续监测；OCT技术处于实验研究阶段，尚未作为辅助监测手段应用于临床，作用尚未明确，现有手段不能实现连续监测。

考虑到无创ICP监测技术不是为了替代有创的ICP监测，而是为了在诸如医院分诊和筛选高危患者等场景中发挥更大的作用，促进医疗器械协会（Association for the Advancement of Medical Instrumentation，AAMI）指出，相对于侵入式测量，无创ICP测量差异在ICP 0~20 mmHg时为±2 mmHg、ICP＞20 mmHg时为±10%是可以接受的^[49]。无创ICP监测不仅具有检测和监护ICP的功能，还具有脑灌注压的换算、脑疝预警、药效比对等功能，其中脑灌注压的换算可为患者脑功能的恢复预后判断提供依据，脑疝预警可为临床防止突发脑疝而导致临床严重后果提供预警，药效比对可帮助监测临床降压药物的使用效果。该技术的应用既能够减轻患者在监测ICP中的痛苦，又可为医生诊断疾病、判断病情、制订进一步的诊疗方案提供客观依据。寻找到一种安全无创、测量准确、使用方便、可连续动态监测的ICP监测方法仍是临床神经医学工作者的努力方向。