JP2017529981A - 磁気信号を使用した空間的に変化する流体レベルの検出及び分析 - Google Patents

Abstract

患者の組織内の流体レベルの変化の空間的な差を検出する装置は、装置を患者の身体部分に固定するための支持構造と、支持構造に動作自在に接続された処理要素と、支持構造に動作自在に接続されると共に処理要素及び外部演算装置とネットワークを介した通信状態にある無線ネットワーキングインタフェースと、支持構造に動作自在に接続されると共に処理要素との通信状態にある第一送信モジュールと、支持構造に動作自在に接続されると共に処理要素との通信状態にある第二送信モジュール及び第三送信モジュールと、を含んでいてもよい。起動された際に、第一送信モジュールは、第一時変磁界を患者の組織を通じて送信する。互いに空間的に分離された第二及び第三送信モジュールは、それぞれ、第一時変磁界の第一及び第二バージョンを受信する。

Description

関連出願に対する相互参照
本出願は、2015年3月12日付けで出願された「System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes」という名称の米国仮特許出願第62/131,882号、2014年9月10日付けで出願された「Characterization of the Health Status of Tissue Through the Signature of an Electromagnetic Signal in Response to Voluntarily Induced Changes in Tissue Condition」という名称の米国仮特許出願第62/048,690号、及び2014年9月3日付けで出願された「System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes」という名称の米国仮特許出願第62/045,044号の優先権を主張する。

又、本出願は、2014年6月13日付けで出願された「System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes」という名称の米国仮特許出願第62/011,809号及び2014年2月13日付けで出願された「System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes」という名称の米国仮特許出願第61/939,678号にも関する。以上において列挙された特許出願の開示全体は、引用により、そのすべてが本明細書に包含される。

技術分野
本出願は、非侵襲的な診断用の医療装置、システム、及び方法に関する。更に詳しくは、本開示のいくつかの実施形態は、脳又はその他の身体部分内の流体の変化を監視するべく、容量計測積分位相シフト分光法（「ＶＩＰＳ：Volumetric Integral Phase-shift Spectroscopy」）を使用した装置、システム、及び方法に関する（この代わりに、ＶＩＰＳは、磁気誘導位相シフト分光法（「ＭＩＰＳ：Magnetic Induction Phase-shift Spectroscopy」）などのその他の頭字語によって呼称される場合もある）。

多数の異なる医療環境において、その発生に伴って、体液の組成及び分布の変化を非侵襲的な方式で検出可能であることが有利であろう。例えば、しばしば、集中治療室の患者の頭蓋内流体の内容物又は分布の変化を監視することが非常に重要である。これらの患者用の標準的な治療法は、頭蓋に穿孔するステップと、脳内流体の化学的変化を計測するべく、頭蓋内圧（ＩＣＰ：IntraCranial Pressure）モニタや微小透析又は「ｌｉｃｏｘ」プローブなどのプローブを挿入するステップと、を必要とする侵襲的モニタを含む。非連続的な非侵襲的計測技法は、現時点においては、出血又は浮腫に伴って発生するものなどの脳流体の変化を検出するべく、市販されてはいない。更には、多くの脳損傷は、侵襲的監視のための頭蓋の穿孔を正当化するのに十分なほどの深刻性を有してはいない。従って、脳損傷を有する多くの患者について、浮腫又は出血の潜在的な危険性の増大が存在する際に臨床スタッフに警告するべく利用可能な連続的な監視技術は、存在していない。その代わりに、これらの患者は、通常、神経学的な臨床検査を利用することにより、看護スタッフによって観察されており、且つ、医師又は看護師が反応し得るのは、脳内流体の組成又は分布の変化が、観察可能な脳機能障害を引き起こす時点に至ってからである。換言すれば、頭蓋内流体の変化自体を監視するべく現時点において利用可能な方法は、存在しておらず、且つ、従って、このような変化について補償するための能力が制限されている。

ＶＩＰＳは、脳流体の異常を診断するべく、以前から提案されている。提案された装置は、既に患者に提供されており、且つ、文献には、プロトタイプ装置に関する将来有望な科学的研究について記述されている。例えば、Rubinsky 他は、下記の特許文献１、特許文献２、及び特許文献３において、これを目的としたＶＩＰＳの使用法について記述しており、これにより、これらの特許文献の開示は、そのすべてが本明細書に包含される（本明細書においては、「Rubinsky 特許」と呼称する）。Wyeth 他も、ＶＩＰＳ装置の使用及び設計の更なる詳細について特許文献４において記述しており、これにより、この特許文献も、そのすべてが本明細書に包含される。但し、ＶＩＰＳ技術に基づいた実際的な大量生産された医療装置は、そのような装置の約束された利益を脳の治療又は医学のその他の領域を専門とする医師に提供するべく、未だ出現してはいない。

理想的には、医療装置解決策は、脳及び／又は身体のその他のエリア内における流体の変化の非侵襲的な検出のために使用され得るように、改善された性能、有用性、及び製造可能性を有するＶＩＰＳシステムを提供することになろう。本明細書において記述されている実施形態は、これらの目的のうちの少なくともいくつかに対する対処を試みるものである。

米国特許第７６３８３４１号明細書 米国特許第７９１０３７４号明細書 米国特許第８１０１４２１号明細書 米国特許第８７３１６３６号明細書

一実施形態においては、本開示は、患者の組織内の流体レベルの変化の空間的差を検出する装置を含む。装置は、装置を患者の身体部分に固定するための支持構造と、支持構造に動作自在に接続された処理要素と、支持構造に動作自在に接続されると共に無線ネットワークを介して処理要素及び外部演算装置との通信状態にある無線ネットワーキングインタフェースと、を含む。又、装置は、第一、第二、及び第三送信モジュールをも含み、これらのモジュールのそれぞれは、支持構造に接続されると共に処理要素との通信状態にある。第二及び第三送信モジュールは、患者の組織との関係において互いに空間的に分離されており、且つ、第一送信モジュールは、第二及び第三モジュールからの信号が組織を通じて送信されるのに伴って、これらの信号を送信するように、第二及び第三送信モジュールとは反対側に位置している。起動された際に、第一送信モジュールは、第一時変磁界を患者の組織を通じて送信し、且つ、第二及び第三送信モジュールは、それぞれ、第一磁界の第一及び第二バージョンを受信し、且つ、第一及び第二バージョンに対応した第一受信磁界データを処理要素に送信する。処理要素は、第一受信磁界データに対応した送信データを無線ネットワーキングインタフェースに提供し、次いで、無線ネットワーキングインタフェースは、送信データを外部演算装置に無線で送信する。別の実装形態においては、第一送信モジュールは、それぞれ、第二及び第三送信モジュールによって送信された第一及び第二時変磁界を受信するように構成されてもよい。

更に別の実施形態においては、本開示は、患者の組織内の流体レベルの対称性を検出する方法を含む。方法は、第一トランスミッタ及び第二トランスミッタが、互いに空間的に分離されると共に、レシーバが、組織を通じた送信経路を介して第一トランスミッタ及び第二トランスミッタとの通信状態において位置決めされるように、レシーバ、第一トランスミッタ、及び第二トランスミッタを含む装置を患者の頭部上において固定するステップを含む。方法は、第一時変磁界を第一トランスミッタから送信するステップと、第二時変磁界を第二トランスミッタから送信するステップと、レシーバにより、第一受信磁界及び第二受信磁界を受信するステップと、処理要素により、少なくとも一つの送信特性を分析するステップと、処理要素により、第一受信磁界が第一時変磁界に対応しており、且つ、第二受信磁界が第二時変磁界に対応していると判定するステップと、処理要素により、第一時変磁界と第一受信磁界との間の第一位相シフトを判定するステップと、処理要素により、第二時変磁界と第二受信磁界との間の第二位相シフトを判定するステップと、処理要素により、判定された第一及び第二位相シフトに基づいて、所定の期間にわたって組織内の流体の変化を判定するステップと、を更に含む。

更に別の実施形態においては、本開示は、患者内の流体レベルの変動を検出する方法を含む。方法は、ヘッドセットを患者に装着するステップを含み、ヘッドセットは、ヘッドセットを患者の頭部に固定する支持バンドと、支持バンドに結合されると共にデータを外部コンピュータに無線で転送するように構成された処理要素と、別個の場所において支持バンドに動作自在に接続された複数のトランスミッタレシーバコンポーネントと、を含む。方法は、患者の頭部内において一つ又は複数の流体レベルの読取りを取得するべく、ヘッドセットを起動するステップと、一つ又は複数の流体レベルの読取りに対応した流体データを処理要素から外部コンピュータに無線で送信するステップと、外部コンピュータによって流体データを分析するステップと、を更に含む。

図１は、一実施形態による身体内の流体の変化を監視するシステムのブロックダイアグラムである。 図１Ａは、一実施形態による図１のシステムにおいて使用される患者ヘッドピースの斜視図である。 図１Ｂは、一実施形態による図１のシステムにおいて使用される別の患者ヘッドピースの分解斜視図である。 図２Ａ〜図２Ｆは、図１のシステムにおいて使用されるトランスミッタトランスデューサ及びレシーバセンサの様々な実施形態を示す。 図２Ａ〜図２Ｆは、図１のシステムにおいて使用されるトランスミッタトランスデューサ及びレシーバセンサの様々な実施形態を示す。 図２Ａ〜図２Ｆは、図１のシステムにおいて使用されるトランスミッタトランスデューサ及びレシーバセンサの様々な実施形態を示す。 図２Ａ〜図２Ｆは、図１のシステムにおいて使用されるトランスミッタトランスデューサ及びレシーバセンサの様々な実施形態を示す。 図２Ａ〜図２Ｆは、図１のシステムにおいて使用されるトランスミッタトランスデューサ及びレシーバセンサの様々な実施形態を示す。 図２Ａ〜図２Ｆは、図１のシステムにおいて使用されるトランスミッタトランスデューサ及びレシーバセンサの様々な実施形態を示す。 図３は、一実施形態による位相シフト検出装置の回路図である。 図４は、一実施形態による図１のシステムにおいて使用される波形平均器プロセッサの概略論理図である。 図５は、一実施形態による図１のシステムにおいて使用される位相シフト計測プロセッサの概略論理図である。 図６は、一実施形態による図１のシステムの動作のフロー図である。 図７は、心臓信号に対応した身体内の流体の変化を監視するシステムのブロックダイアグラムである。 図８は、一時的安定器を含む流体の変化を監視するシステムの一実施形態の等角図である。 図９は、身体内の流体の変化を監視するシステムの別の例のシステム図である。 図１０Ａは、図９のシステムのヘッドピースを装用した患者の左等角図であり、図１０Ｂは、図１０Ａのヘッドピースを装用した患者の正面図であり、図１０Ｃは、図１０Ａのヘッドピースを装用した患者の右等角図である。 図１１は、身体内の流体の変化を監視するシステムの別の例の正面等角図である。 図１２は、較正済みの位相シフト計測値を時間の関数として示すグラフである。 図１３は、バルサルバ手順における位相シフト読取りの変化を時間の関数として示すグラフである。

以下、本開示の特定の実施形態の十分な理解を提供するべく、特定の詳細事項について記述されている。但し、本開示のいくつかの実施形態は、これらの特定の詳細事項を伴うことなしに実施されてもよい。更には、本開示の特定の実施形態は、例として提供されるものであり、且つ、本開示の範囲をそれらの特定の実施形態に限定するべく使用されてはならない。いくつかの例においては、説明を不必要に複雑化させることを回避するべく、周知の回路、制御信号、タイミングプロトコル、及びソフトウェア動作の詳細な図示が省略されている。

全体的なシステムアーキテクチャ
図１は、人間の脳内の流体の変化を検出するべく使用され得るシステム１００の一実施形態のブロックダイアグラムである。この説明においては、しばしば、脳内の流体の変化を検出するシステム１００の使用に合焦しているが、システム１００のこの実施形態又は代替実施形態は、身体の任意のその他の部分内の流体の変化を検出／監視するべく使用されてもよい。従って、脳を対象とした本明細書において提供されている例示用の説明は、請求項において記述されている本発明の範囲を限定するものと解釈してはならない。

システム１００は、いくつかの例において、ラップトップコンピュータ１０２又はその他の演算装置と、処理ユニット１０４と、患者ヘッドピース１０６と、を含んでいてもよい。システム１００は、例えば、ラップトップコンピュータ１０２上において稼働している Windows に基づいた labview 言語プログラムにより、制御されてもよい。プログラムは、ラップトップ１０２の画面上において表示されるグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ：Graphical User Interface）を生成する。システム１００を動作させている医師は、弾性ヘッドバンド又は包帯に類似し得るヘッドピース１０６を患者上において配置した後に、マウスコントロールにより、監視を開始してもよい。監視の開始の後に、プログラムは、位相シフトデータのラップトップ１０２上における記録と、アラームを生成すると共に補正動作を医師に示唆するための適切な方法の適用と、を通じて、人間の介入を伴うことなしに稼働してもよい。

患者ヘッドピース１０６との関係において外部コンピュータであってもよいラップトップ１０２は、処理ユニット１０４に対するＵＳＢシリアルリンクを有していてもよい。このＵＳＢリンクは、適用可能な医療装置の要件に準拠するように、電気的に隔離されていてもよい。処理ユニット１０４は、国際規格と一貫性を有する標準的なユニバーサルＡＣライン電源接続から電力を導出してもよい。患者の隔離、中性ライン、シャーシ、及び患者の漏洩のみならず、接地からグランドへの連続性、ＥＭＩ脆弱性及び放出、並びに、その他の標準的な医療装置要件の適用可能な規格を充足する処理ユニット１０４の内部電子回路のすべてに電力供給するべく、医療グレードの低電圧ＤＣ電源が存在していてもよい。

ラップトップ１０２は、位相シフトデータ収集を開始してもよく、且つ、その他の適切なデータ及び状態情報と共に、データをラップトップ１０２のハードドライブ上のファイル内において記録してもよい。

ラップトップ１０２上のＧＵＩは、システム１００の動作を制御してもよく、且つ、患者ヘッドピース１０６の設置及び全体システム１００の予備自己試験を通じて医師をガイドするコントロール及び状態通知を含んでいてもよい。自己試験に合格した場合に、医師は、監視を開始するように指示される。監視の際に、位相シフト角対周波数のデータが、ＵＳＢインタフェースから収集され、且つ、適切な状態及び警告方法がデータに適用される。医師は、更なる動作又は緊急応答が示された場合に、通知されてもよい。位相シフト対周波数のデータ及び更なる状態情報は、後から参照されるべく、ラップトップ１０２内において記録される。データ及びその他の組み込まれた試験機能の「サニティチェック」が、バックグラウンドにおいて継続的に稼働してもよく、且つ、障害に遭遇した場合には、様々なレベルの深刻度により、警告が生成されることになり、或いは、システムの動作が中断されることになる。

処理ユニット１０４及び患者ヘッドピース１０６内のハードウェア及びファームウェアのアーキテクチャは、いくつかの例においては、且つ、図１に示されているように、最小数のカスタム電子回路コンポーネントを使用しつつ、望ましい位相計測精度及び安定性を実現するように、最適化されてもよい。例えば、一実施形態においては、且つ、図１を参照すれば、システム１００は、いくつかの高度に統合された小型化された既製品コンポーネントを有していてもよい。システム１００は、処理ユニット１０４内において、三つのフィールドプログラム可能なゲートアレイ（ＦＰＧＡ：Field Programmable Gate Array）１１０、１１２、１１４を含んでいてもよく、これらの三つのＦＰＧＡは、適切なファームウェアによってプログラムされている。一つのＦＰＧＡ１１０は、磁界を生成するべく、トランスミッタ（トランスミッタは、この代わりに、エミッタと呼称される場合がある）１２０に提供される時変信号を合成してもよく、第二ＦＰＧＡ１１２は、送信及び受信された磁界のデジタルサンプルを収集及び平均化してもよく、且つ、第三ＦＰＧＡ１１４は、送信及び受信された磁界を表す送信及び受信信号の間の位相シフトを計測してもよい。

又、マイクロコントローラ１１８が、処理ユニット１０４内において含まれていてもよく、且つ、三つのＦＰＧＡ１１０、１１２、１１４の動作を制御してもよく、且つ、（例えば、位相データの結果を転送することによって）ラップトップ１０２と通信してもよい。マイクロコントローラ１１８は、（電気的に隔離されたＵＳＢインタフェースを介した）外部のラップトップコンピュータ１０２とヘッドピース１０６からのデータのリアルタイム信号処理のために使用されるＦＰＧＡ１１０、１１２、１１４との間のインタフェースを提供してもよい。又、マイクロコントローラ１１８は、電源投入、データ収集の開始、周波数シンセサイザ１１０のセットアップ、内部温度の監視、電源の監視、及びその他のシステム状態の監視、並びに、障害検出タスクを含む基本的なユーザ制御に対するインタフェースなどのその他の雑多な機能を実行してもよい。

処理ユニット１０４は、いくつかの例においては、相対的に大きな統合されたコンポーネントから製造されてもよい。一実施形態においては、処理ユニット１０４は、Techtronix Arbitrary Waveform Generator model 3252 などの既製の電子信号生成器と、LeCroy Model 44xi などのデジタルオシロスコープと、を含んでいてもよい。逆に、処理ユニット１０４は、単一のＡＲＭプロセッサに統合することもできよう。

図１に示されているシステム１００のアーキテクチャは、相対的に柔軟なものであってもよく、その場合には、相対的に簡単なソフトウェア又はファームウェアの変更を通じて、データ収集、データ処理、及びデータ解釈（例えば、臨床警告）のすべてのフェーズにおける改善を実施することができる。ＦＰＧＡ１１０、１１２、１１４は、データの収集及び処理がほぼリアルタイムで進行するようにするべく、事実上、パラレルプロセッサとして機能してもよい。これにより、マイクロコントローラ１１８を介してラップトップ１０２に送信されると共に後から参照されるようにアーカイブされる位相データの量が低減され、その結果、データの処理のためにラップトップ１０２上において必要とされる演算時間を低減することができる。そして、その結果、データの一貫性をチェックすると共に、補正動作の必要性について医師に警告するべく必要とされる方法を適用するべく、ラップトップ１０２を利用することができる。

図１の処理ユニット１０４は、相対的に柔軟な実施形態として図示及び記述されているが、その他の例においては、診断システム１００は、診断システム１００内において使用されるように特別に設計されたカスタム電子回路コンポーネントを有する組込み型のシステムであってもよい。例えば、一つ又は複数のアナログ−デジタル（Ａ−Ｄ：Analog to Digital）コンバータが、処理ユニット１０４内において配置されてもよく、これらは、ヘッドピース１０６とは、別個であってもよく、且つ、分離されていてもよく、或いは、ヘッドピース１０６と一体になっていてもよい（例えば、ヘッドピース１０６は、カスタムシステム１００においては、位相シフト情報をキャプチャ及び処理するべく必要とされる電子回路及び処理機器のすべてを含んでいてもよい）。又、三つのＦＰＧＡによって実行される機能は、一つのＦＰＧＡに組み合わせられてもよい。一般に、任意の適切なアーキテクチャが使用されてもよい。

又、再度図１を参照すれば、システム１００は、一つ又は複数のトランスミッタ１２０及び一つ又は複数のレシーバ１２４などの送信モジュールを有するヘッドピース１０６を含んでいてもよく、この詳細については、更に詳細に後述する。一例においては、ヘッドピース１０６は、単一のトランスミッタ１２０及び単一のレシーバ１２４を含み、その他の例においては、ヘッドピース１０６は、いくつかのトランスミッタ１２０及び／又はいくつかのレシーバ１２４を含む。例えば、ヘッドピース１０６は、一つのトランスミッタ１２０及び二つのレシーバ１２４を含んでいてもよい。複数のレシーバ１２４が、患者の頭部上の異なる位置において配置された場合に、それらは、医師が流体の変化の場所（例えば、血管からの脳内出血又は腫瘍）を三角測量し、且つ／又は、患者の脳の生物学的インピーダンスを撮像することを許容し得る。その他の例においては、ヘッドピース１０６は、複数のトランスミッタ１２０を含んでいてもよく、これらのトランスミッタは、異なる又は類似の周波数において磁界を生成してもよい。異なる周波数が使用される場合には、単一又は複数のレシーバ１２４は、例えば、流体の変化のタイプを更に弁別するべく、いくつかの送信された周波数を弁別可能であってもよい。更に詳細に後述するように、送信の時間、波の形状、周波数、減衰、振幅の変動などのその他のタイプの送信特性、並びに／或いは、更なる波が、特定の信号用の特定のトランスミッタを識別するべく使用されてもよい。

いくつかの例においては、患者の頭部の別の場所において位置決めされたレシーバ１２４に加えて、更なるレシーバが、トランスミッタ（図１には、図示されていない）からの送信された磁界の計測値を取得するべく、トランスミッタ１２０と同一の患者の頭部の側部において位置決めされてもよい（例えば、レシーバは、トランスミッタ１２０内において同心状になっていてもよく、或いは、これを取り囲んでいてもよく、或いは、トランスミッタ１２０とは別個のプレーン内において位置決めされていてもよい）。その他の例においては、放出された磁界は、トランスミッタ１２０上において存在する電流及び／又は電圧を計測することによるなどの別の方式により、トランスミッタ１２０からサンプリングされてもよい。いくつかの例においては、且つ、図１を参照すれば、患者ヘッドピース１０６は、個々の一つ又は複数のトランスミッタ１２０及び／又は一つ又は複数のレシーバ１２４自体の近傍の一つ又は複数のトランスミッタ１２０及び／又は一つ又は複数のレシーバ１２４のうちの一つ又は複数についてＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６を含んでおり―例えば、Ａ−Ｄコンバータは、いくつかの例においては、個々のトランスミッタ１２０又はレシーバ１２４と同一の印刷回路板上において位置決めされてもよい。

但し、その他の例においては、アナログ信号は、別個の処理ユニット（例えば、図１に示されている処理ユニット１０４）に接続されている一つ又は複数の同軸ケーブル（又は、その他の送信ライン）を通過した後の時点まで、デジタル信号に変換されてはいない。これらの例においては、例えば、トランスミッタ１２０からの送信された磁界を通知する信号を搬送する同軸ケーブルとレシーバ１２４からの計測された磁界を通知する信号を搬送する同軸ケーブルとの間におけるクロス結合を低減するべく、様々な技法が利用されてもよい。例えば、二つのケーブルの間の隔離を増大させるべく、相対的に柔軟なＲＦ−３１６二重遮蔽ケーブルが使用されてもよく、或いは、その他の例においては、三重遮蔽ケーブルが使用されてもよい。別の選択肢として、非常に柔軟なＰＶＣ又はシリコーンチューブが、レシーバ１２４及び／又はトランスミッタ１２０からの同軸ケーブルの周りにおいて提供されてもよい。

図１に示されているヘッドピース１０６を再度参照すれば、反復可能な読取りのためには、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４は、システムの動作の際に運動しないことが重要な場合があり、その理由は、このような運動が、位相シフト計測の誤りを誘発し得るからである。このような誤りを克服するべく、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４は、いくつかの例においては、例えば、ヘルメット１４０に似た装置内において、剛性方式で取り付けられてもよく、その一例が図１Ａに示されている。ヘルメット１４０は、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４が、相互の関係において、且つ、患者の頭部との関係において、固定された状態で留まることを保証するべく必要な支持及び剛性を提供し得る。但し、このようなヘルメット１４０は、横になった状態の患者において使用するには、不快である場合があり、或いは、実際的でない場合もある。又、いくつかの臨床状況においては、望ましい場合もあるが、患者がヘルメット１４０を数日間にもわたって装用することが、実際的ではない場合もある。

従って、一代替実施形態においては、且つ、図１Ｂを参照すれば、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４は、弾性バンド１２９などのヘッドセット１２９を使用することにより、患者の頭部に圧接状態において保持されている。トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４は、例えば、それらをヘッドセット１２９のポケットの内部において固定することにより、或いは、縫合、リベット、又はその他の留め具を使用することにより、ヘッドセット１２９上において取り付けられてもよい。トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４は、プラスチック又は織物などの非導電性のスペーサ材料１２７を内蔵することにより、皮膚の表面から、固定された距離において、離隔していてもよい。スペーサ１２７は、例えば、トランスミッタ１２０／レシーバ１２４と皮膚との間の静電容量の変動可能性を低減するべく、皮膚からのトランスミッタ１２０とレシーバ１２４との間の固定された距離を維持するという目的に寄与し得る。スペーサ１２７は、例えば、いくつかの実施形態においては、可塑性のアクリル円板であってもよい。これに加えて又はこの代わりに、ゴム、医療用接着剤、又はその他の材料が、スペーサ１２７用に使用されてもよく、且つ、使用の際にトランスミッタ１２０及びレシーバ１２４が運動しないように維持することを支援するべく、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４の皮膚との境界表面において配置されてもよい。

ヘッドセット１２９は、いくつかの実施形態においては、頭部上において、額に跨って、且つ、後頭部の周りにおいて、配置されてもよく、或いは、患者の胸部、腕、又は脚の周りを含むその他の構成において、異なるバンド又はその他の装置を配置することもできる。換言すれば、検査対象である患者の身体の領域の近傍においてトランスミッタ１２０及びレシーバ１２４を適切に位置決めするべく、任意の位置決め装置が使用されてもよく、本明細書において記述されているこれらのヘッドセット１０６、１２９及びヘッドバンド１２９は、例であるに過ぎない。更なる安定性を提供するべく、且つ、更なるトランスミッタ１２０又はレシーバ１２４をその上部に取り付けるための機能を提供するべく、顎ストラップ又は頭頂部における接続などの更なる機能をヘッドセット１２９に追加することもできる。患者は、しばしば、枕を使用して横たわることになることから、電気コンポーネント用の、且つ、ケーブル終端用の、便利な場所は、頭頂部となり得るであろう。例えば、電子回路が、患者が横になり得る表面から離れた状態において、頭頂部において取り付けられ得るように、それぞれの耳の近傍の地点からのブリッジが生成されてもよい。快適さを極大化させると共に、配置された後に患者の頭部上において運動するヘッドセットの傾向を極小化するように、軽量で低プロファイルのコンポーネントが使用されてもよい。

ヘッドセット１２９の設計においては、ヘッドバンド１２９は、弾性体、ゴム、アクリル、又はその他の曲がりやすい材料から製造されてもよく、且つ、弾性を有していてもよく、或いは、弾性を有していなくてもよい。ヘッドセット１２９は、ヘッドセットがシステムの使い捨てコンポーネントとなり得るように、廉価な材料から製造されてもよい。或いは、この代わりに、ヘッドセット１２９は、再使用可能であってもよい。再使用可能である場合には、バンド１２９は、患者の間で引き渡される際に洗浄され得るように、或いは、同一の患者の場合には、定期的に洗浄され得るように、洗浄可能であってもよい。洗浄可能な材料は、プラスチック、ゴム、シリコーン、織物、又はその他の材料を含み得る。又、ヘッドピース１０６は、電子回路コンポーネントを固定するための、且つ、患者又は臨床スタッフの邪魔をしないようにケーブルを引き回すための、取付手段を含んでいてもよい。

ヘッドバンド１２９が使用されているものを含むいくつかの実施形態においては、トランスミッタ１２０／レシーバ１２４と患者との間の相対運動を低減するべく、一つ又は複数の安定器１２８が使用されてもよい。安定器１２８は、トランスミッタ１２０及び／又はレシーバ１２４を定位置において保持するべく、患者の身体に対してカスタム成形されてもよい。安定器１２８の一例として、訓練を受けた医師は、同一の材料から製造された整形外科用ギブスに類似した低溶解点プラスチックを使用することにより、トランスミッタ１２０／レシーバ１２４を設置してもよい。時間に伴って重合する、或いは、整形外科用ギブス又は添え木を製造するべく使用されている材料などのように、熱又は化学反応による活性化を伴う、材料などのその他のカスタム成形可能な材料及び方法が使用されてもよい。

次に、図１Ｂの分解図を参照し、ヘッドセット１２９を使用する一実施形態の動作について説明することとするが、脚又は腕の周りにおいて巻き付けられた包帯などの類似のバンド１２９が、身体のその他の部分内の流体の変化を監視するべく使用され得ることを理解されたい。それぞれのトランスミッタ１２０／レシーバ１２４は、まず、例えば、ねじ又は糊などのその他の留め具により、個々のスペーサ１２７に結合されてもよい。次いで、トランスミッタ１２０及び個々のスペーサ１２７は、患者の頭部上において位置決めされてもよく、且つ、トランスミッタを安定化させると共に運動の防止を支援するべく、安定器１２８が、トランスミッタ１２０／スペーサ１２７の周りにおいて位置決めされてもよい。安定器１２８は、トランスミッタ１２０／スペーサ１２７の周りにおけるその位置決めの前に、水中における浸漬又はその他の方法による適用のための準備を必要としてもよい。安定器１２８がトランスミッタ１２０／スペーサ１２８を固定したら、同様に、類似の方式によってレシーバ１２４及びスペーサ１２７を安定化させるべく、別の安定器１２８が使用されてもよい。これらの安定器１２８は、安定化機能を実行するべく、固化又は乾燥させられてよい。次いで、ヘッドバンド１２９などのヘッドセットが、安定器１２８及びトランスミッタ１２０／スペーサ１２７及びレシーバ１２４／スペーサ１２７の周りにおいて巻き付けられてもよい。但し、いくつかの実施形態においては、安定器は、使用されなくてもよく、且つ、その代わりに、レシーバ１２４／スペーサ１２７及びトランスミッタ１２０／スペーサ１２８を患者の頭部において直接的に位置決めするべく、ヘッドバンド１２９が使用されてもよい。更にその他の実施形態においては、且つ、上述のように、ヘッドバンド１２９が、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４用のポケットを含んでおり、これにより、ヘッドバンド１２９の材料自体がスペーサとして機能してもよい。又、いくつかの実施形態においては、ヘッドバンド１２９は、患者の頭部上におけるヘッドバンド１２９の滑りの防止を支援するべく、ヘッドバンド１２９の内側に適用された滑り防止材料を有していてもよい。

同様に、ヘッドセット１２９のその他の例が使用されてもよい。図８は、ヘッドセット１２９の一例の等角図を示している。この実施形態においては、ヘッドセット１２９は、図１Ｂに示されているヘッドセット１２９に実質的に類似したものであってもよい。但し、この例においては、ヘッドセット１２９と共に、安定器８００が含まれていてもよい。これに加えて、ヘッドセット１２９は、処理ユニット１０４とトランスミッタ及びレシーバ１２０、１２４との間において延在し得るフレキシブル回路９０２又はその他の配線メカニズムを含んでいてもよい。又、ヘッドセット１２９は、ヘッドバンド、弾性体、又はこれらに類似したものなどの固定要素８０４を含んでもいてよく、これは、ヘッドセット１２９を患者の頭部の周りにおいて固定するべく、曲げられてもよく、且つ／又は、延伸させられてもよい。

安定器８００は、ヘッドセット１２９をユーザの頭部上（又は、その他の望ましい場所）において一時的に固定するが、監視がもはや望ましくない際には、ヘッドセット１２９の取外しを許容してもよい。安定器８００は、一般に、皮膚に適合した接着剤であってもよい。安定器８００は、一方の面が（フレキシブル回路８０２又は固定要素８０４へ、などのように）ヘッドセット１２９に固定され得ると共に、他方の面が、患者の頭部に固定され得る両面接着剤であってもよい。別の例として、安定器８００は、糊や接着特性を有する別の類似の流体又はゲルなどの接着剤であってもよい。一つの具体的は例として、安定器８００は、ヒドロゲルであってもよい。

安定器８００を含む実施形態においては、安定器８００は、ヘッドセット１２９の様々なコンポーネントを患者の身体上の特定に位置において安定化及びロックしている。これは、電子回路（例えば、トランスミッタ及びレシーバ）及び回路８０２が、患者が運動した場合にも、実質的に同一の向き及び位置において留まり得ることから、正確な読取りの保証を支援する。更には、安定器８００は、トランスミッタ及びレシーバの曲がりやすい延長部（例えば、フレックス回路８０２）が、患者の頭部（或いは、その他の監視されているエリア）の一次元を中心として湾曲するか又は巻き付くが、その他の次元においては、実質的に曲がったり又は延伸しないように、成形され得ることから、電子回路の歪の防止を更に支援し得る。一例として、トランスミッタ及びレシーバ１２０、１２４（即ち、前後方向）とフレキシブル回路８０２の横方向の位置は、患者の頭部の表面に圧接した状態において押圧された際に、安定した状態において留まり得る。

例えば、図１Ａのヘルメット１４０、図１Ｂのヘッドバンド１２９、図９のヘッドセット９０６、及び図１１のヘッドセット９５０などの、様々な実施形態は、患者の身体上の特定の位置に対する正しい配置、アライメント、及び装着を判定するための機械的メカニズムを含んでいる。これらのメカニズムは、配置の正確性及び反復可能性の保証を支援しており、その結果、これにより、読取りの正確性及び精度の保証が支援されている。患者の身体への接触の一つ又は複数の地点を検出及び監視するためのセンサにより、機械的な安定性及び反復可能性のために更なる改善を実施することができよう。例えば、センサは、頭皮が患者の耳と遭遇している場所とアーム９６２が接触状態にある際を検出するように、図１１のヘッドセット９５０のアーム９６２上において配置することができよう。これに加えて、又はこの代わりに、センサは、レンズ９６０の裏面又はフレームの上部の内部エッジが額に対して正しい場所に位置した際を検出するように、配置することもできよう。更には、一つ又は複数のセンサは、計測のシーケンスにおいて、ヘッドセットの連続した最適な配置を監視することもできよう。ヘッドセットが望ましい位置から離れるように運動した場合には、いつでも、一つ又は複数のセンサは、信号を処理ユニット１０４に送信することになり、その結果、処理ユニット１０４は、ヘッドセットの配置を補正すると共に／又は、配置に起因して、計測されたデータが非理想的であると識別するように、ユーザに通知し得るであろう。これらの実施形態において使用され得るセンサのタイプのすべてを網羅してはいないリストは、インピーダンス、静電容量性、導電性、光学的、熱的、及び距離のものを含む。

次に、身体内の流体レベルを検出するシステムの別の例について説明することとする。図９は、身体内の流体レベルを検出するシステム９００の図である。図１０Ａ〜図１０Ｃは、システム９００のヘッドセット９０６を装用した患者の様々な図を示している。図９〜図１０Ｃを参照すれば、システム９００は、ヘッドセット９０６又は支持構造と、一つ又は複数の外部装置と通信するためのネットワークス通信インタフェースを有する処理ユニット１０４と、一つ又は複数のトランスミッタ／レシーバ１２４、１２４と、演算装置９０２と、を含んでいてもよい。演算装置９０２は、ネットワーク９２０を介してヘッドセット９０６及び／又は処理ユニット９０４との通信状態にあってもよい。ネットワーク９２０は、例えば、ＷｉＦｉ、Bluetooth、無線、又はこれらに類似したものであってもよく、且つ、多くの実施形態においては、データが処理ユニット９０４及びヘッドセット９０６から、ケーブルを伴うことなしに、演算装置９０２に送信されることを許容するべく、無線であってもよく、或いは、これに類似したものであってもよい。これらの実施形態においては、演算装置９０２は、演算装置が、無線通信経路を介してヘッドセット９０６との通信状態にあるスタンドアロン装置であってもよいという点において、ヘッドセット９０６の外部に位置していてもよい。その他の実施形態においては、ネットワーキングインタフェースは、一つ又は複数の有線経路を介して、外部コンピュータ及び／又はネットワークとの通信状態にあってもよい。

演算装置９０２は、図１のコンピュータ１０２に実質的に類似したものであってもよい。いくつかの実施形態においては、演算装置９０２は、治療している医師が、異なる患者の間において演算装置９０２を相対的に容易に搬送することを許容するべく、携帯型であってもよい。但し、携帯性が必要とされていな実施形態においては、演算装置９０２は、限定を伴うことなしに、サーバ、デスクトップコンピュータ、ワークステーション、又はこれらに類似したものなどの実質的に任意のその他のタイプのコンピュータであってもよい。演算装置９０２、処理ユニット９０４、及び／又はヘッドセット９０６は、それぞれの個々の装置からネットワーク９２０への通信経路を提供するネットワーキングインタフェースコンポーネントを含んでいてもよいことに留意されたい。

次に、図１０Ａ〜図１０Ｃを参照し、ヘッドセット９０６について更に詳細に説明することとする。この例におけるヘッドセット９０６は、処理ユニット９０４と、トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４と、を含む。処理ユニット９０４及びトランスミッタ／レシーバ１２０、１２４を単一の装置に統合することにより、検知ユニットは、相対的に携帯型となることが可能であり、患者上における位置決めが相対的に容易になることが可能であり、且つ、患者が装置を装用している際の患者の移動性が向上する。これに加えて、更に詳細に上述したように、処理ユニット９０４が、トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４に近接した状態においてデータ処理の大きな部分を実行し得る実施形態においては、誤りのリスクが低減されると共に、信号対ノイズ比も低減され得る。

一実施形態においては、ヘッドセット９０６は、検知装置の前面を定義した前面支持構造又はフレーム９１０を含む。前面支持構造９１０は、処理ユニット９０４を支持していてもよく、且つ、例えば、患者の左及び右眼用の二つのレンズのフレームを定義していてもよい。患者が眼鏡を装用する必要がないか、或いは、その他の眼の保護を有している際などのように、レンズが必要とされていない実施形態においては、レンズは、ユーザに透明性を提供するべく、省略されてもよい。前面支持構造９１０は、適宜、処理ユニット９０４のサイズ及び構造に基づいて変化してもよい。

又、図１０Ａ〜図１０Ｃを更に参照すれば、ヘッドセット９０６は、前面支持構造９１０のそれぞれの端部から延在する二つのアーム９１２を含んでいてもよい。アーム９１２は、患者の頭部９３０の周りにおいて巻き付くと共に、患者の耳９３２の上方及び／又は上部において支持されるように、構成されている。アーム９１２は、患者の頭部９３０及び／又は耳９１２に相対的に良好にフィットすると共に患者の頭部９３０上の位置における装置の保持を更に支援し得る成形された部分を含んでいてもよい。ヘッドセット９０６は、調節可能であってもよく、且つ、いくつかの実施形態においては、それぞれのアーム９１２の端部に接続された固定ストラップ９２２を含んでいてもよい。固定ストラップ９２２は、患者の頭部９３０の周りにおいて締め付けられると共にヘッドセット９０６を定位置において固定するように、構成されている。例えば、留め具又はその他の装置が固定ストラップ９２２の長さを選択的に調節してもよく、且つ、頭部９３０の周りにおけるその固定を支援してもよい。

上述のように、この例においては、ヘッドセット９０６は、携帯性を有するように構成されており、且つ、例えば、トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４などの送信モジュールは、ヘッドセット９０６に接続されている。図１０Ａ〜図１０Ｃに示されているものなどの一例においては、トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４は、ヘッドセット９０６が患者の頭部９３０上において位置決めされた際に、トランスミッタ及びレシーバ１２０、１２４が、ユーザの頭部９３０を通じて信号を受信及び送信するべく、互いに反対側において位置決め及び方向付けされるように、フレームのアーム９１２に接続されてもよい。トランスミッタ及びレシーバは、互いに通信状態となるように構成されており、且つ、信号を対応した装置にそれぞれ送信又は受信するように、位置決めされている。

トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４又は送信モジュールは、処理ユニット９０４との通信状態にあってもよく、且つ、これらから電力を受け取ってもよい。例えば、複数の接続ワイヤ９３４が、処理ユニット９０５から延在していてもよく、且つ、トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４を処理ユニット９０４に電気的に接続していてもよい。接続ワイヤ９３４は、処理ユニット９０４からのデータ及び／又は信号と共に、処理ユニット９０４上の電池スロット９３６内において受け入れられた電池などの電源からの電力を送信してもよい。これに加えて、トランスミッタ及びレシーバ１２０、１２４は、データを処理ユニット９０４に送信してもよく、その結果、処理ユニット９０４は、データを演算装置９０２に送信してもよい。例えば、レシーバ１２４は、受信された信号を処理ユニット９０４に送信してもよく、その結果、処理ユニット９０４は、信号を処理してもよく、且つ、データをネットワーク９２０を介して演算装置９０２に送信してもよい。

ヘッドセット９０６及び処理ユニット９０４の配置及び構成は、適宜、変化してもよいことを理解されたい。例えば、別の例においては、通信ワイヤ９３４は、省略されてもよく、或いは、ヘッドセット９０６のフレーム又は支持構造に内蔵されてもよい。図１１は、ヘッドセット９０６の別の例の等角図である。図１１を参照すれば、この例においては、ヘッドセット９５０は、図１０Ａ〜図１０Ｃに示されているヘッドセット９０６に実質的に類似したものであってもよいが、通信ワイヤ９３４は、フレーム９１０の材料及び／又は構造に内蔵されていてもよい。これに加えて、この例においては、ヘッドセット９２０は、患者のニーズに基づいて変更され得る前面支持構造内において、レンズ９６０を含んでいてもよい。ヘッドセット９５０のアーム９６２は、フレーム９１０のそれぞれの端部から延在していてもよく、且つ、トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４をその上部において支持するように構成されていてもよい。これに加えて、この例においては、額に隣接した状態において、９０４の裏面上において第三トランスミッタ／レシーバ１２０、１２４を構成することもできよう。理解され得るように、処理ユニット９０４は、相対的に小さなものであってもよく、且つ、フレーム９１０上においてセンタリングされていてもよく、この結果、ヘッドセット９０６を装用している際に、相対的に良好な移動性が患者に提供される。又、処理ユニット９０４は、格段に小さいことから、定位置において相対的に良好に留まることが可能であり、且つ、データを演算装置９０２及び／又はトランスミッタ／レシーバ１２０、１２４との間において相対的に正確に送受信し得る。

いくつかの実施形態においては、処理要素９０４又はユニットは、トランスミッタ／レシーバによって受信された受信磁界データの一つ又は複数に対応した送信データをネットワーキングインタフェースに提供するように構成されており、その結果、ネットワーキングインタフェースは、送信データを外部演算装置９０２に送信する。これらの実施形態においては、処理要素９０４は、データを外部演算装置９０２に送信する前に、トランスミッタ及びレシーバから受信されたアナログデータをデジタルデータに変換してもよい。この結果、ヘッドセットと演算装置９０２との間のデータ送信の速度を増大させることが可能であり、且つ、その信頼性を向上させることもできる。

本明細書において記述されている装置及び方法は、様々な実施形態において、身体のすべての部分内の流体計測（しばしば、流体変化計測）のために、且つ、複数の医療診断用途のために、使用されてもよい。エミッタ及び検出器（検出器は、この代わりに、レシーバと呼称されてもよい）のコイルの構成は、様々な実施形態において、身体のエリア及び／又は関連する診断用途にとって適切なものとなるように、変更されてもよい。例えば、腕などの四肢を伴うか、或いは、組織内の浅い深さにおける液体の内容物の計測が相対的に重要であり得る用途の場合には、エミッタコイル及び検出器コイルは、患者の組織の同一の側に配置されてもよい。同一平面上の配置が適する場合もある。コイルが、格段に短い距離だけ、分離され得ることから、受信される信号強度が格段に大きくなり得ると共に、コイルのサイズも低減され得る。様々な代替実施形態においては、これらのコイルは、並んだ同一平面上の配置を有していてもよく、或いは、異なる直径を有するコイルを使用した同心状の同一平面上の配置を有していてもよい。いくつかの実施形態においては、検討対象である身体部分の形状に準拠するように、コイルのプレーンをわずかな角度を有するように配置することが相対的に適する場合もある。

以下、記述されているシステムの様々な例により、システムを動作させる方法について更に詳しく説明することとする。まず、図６を参照し、システム１００の動作の一例について簡潔に説明するが、図６に示されている様々な動作については、更に詳しく後述することになり、且つ、様々な代替方法及び動作モードについても、後述することになることを理解されたい。動作５０１において始まることにより、システム１００は、電源投入され、且つ、自己試験が実行されている。システム１００が試験に不合格となった場合には、動作５０２において、停止又は障害インジケータがラップトップ１０２上において表示される。システム１００が電源投入自己試験に合格した場合には、動作は、動作５０４に進む。又、システム１００の動作の全体を通じて、動作５０３において、連続的状態モニタが稼働してもよく、且つ、システム１００に障害が発生していると状態モニタが判定した場合には、システムは、動作５０２において、停止又は障害インジケータを表示してもよい。

システム１００が電源投入自己試験に合格し、且つ、動作が動作５０４に進んだら、周波数合成ＦＰＧＡ１１０が、動作５０４において、初期化され、且つ、トランスミッタ１２０に対する送信信号の提供を開始する。動作５０５において、波形平均器ＦＰＧＡ１１２は、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４からの波形（例えば、流体データ）の収集及び平均化を開始してもよい。平均化された波形は、位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４に提供されてもよく、位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４は、動作５０６において開始することにより、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４の波形の間の位相シフトを判定してもよく、動作５０７において、対象の最終的な位相計算が算出されている。位相計算は、動作５０８において、ラップトップ１０２に提供されてもよい。動作５０５の後の任意の時点において、周波数シンセサイザＦＰＧＡ１１０は、別の周波数をトランスミッタ１２０に提供してもよく、且つ、プロセスは、次の周波数について反復されてもよい。従って、複数の周波数が、トランスミッタ１２０から放出されてもよく、且つ、その結果、位相シフトが算出されてもよい。例えば、周波数合成ＦＰＧＡ１１０は、位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４が以前の周波数の波形の間の位相シフトを計測している間に、反復された動作５０４において、次の周波数を提供してもよく、或いは、周波数合成ＦＧＰＡは、位相計算が動作５０８においてラップトップに提供される時点まで、第二の周波数を提供しなくてもよい。一代替実施形態においては、エミッタは、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）などの技法を使用した後の分離のために、高調波周波数と共に同時に、或いは、複数の周波数生成器の使用を通じて、単一周波数を放出することができる。複数周波数の同時放出は、ノイズのキャンセル、動きの除去、及びその他の目的のために有利であり得る。

一つ又は複数のトランスミッタ及び一つ又は複数のレシーバ
脳流体診断のための誘導位相シフト計測に基づいたシステム１００に適した電磁周波数の一つの範囲は、約２０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚの高周波（ＲＦ：Radio Frequency）範囲であるが、１ＭＨｚ〜５００ＭＨｚや３ＭＨｚ〜３００ＭＨｚなどのようなその他の周波数が使用されてもよい。これらの選択された周波数は、人間の組織内における相対的に低い吸収レート、静電容量性結合及び信号ラインのクロストークなどのノイズ要因との関係における良好な信号、並びに、正確な位相計測を実行する容易性を提供し得る。

従来、これらの周波数範囲において磁界を放出（並びに、検知）するトランスミッタ（並びに、対応したレシーバ）の特定の例は、コイルのプレーンが頭部の周囲に対して平行になるように配置された、いくつかの円形巻回からなる薄い誘導コイルから構築されている。これらの従来のトランスミッタ及びレシーバのコイルは、１０ｃｍ以上の直径と、５回以上の巻回と、を有していた。但し、これらの相対的に大きなトランスミッタ及びレシーバコイルは、扱いにくく、且つ、更には、人間の脳内の流体のＶＩＰＳ検出用の対象となる周波数の範囲において、共振を有していた。トランスミッタ又はレシーバコイルが、その固有共振周波数のうちの一つの固有共振周波数近傍の周波数において動作している際には、計測される位相シフトは、主に、コイル独自の寄生静電容量の大きさの関数となり得ると共に、コイルの動き及び／又は環境的影響に起因した非常に小さな変化が、位相シフトの大きな変化を生成し、これにより、位相シフトの計測において受け入れ不能なノイズが生成される可能性がある。

従って、本開示のいくつかの実施形態においては、トランスミッタ１２０及び／又はレシーバ１２４の最小固有共振周波数は、送信される磁界の意図された周波数を上回っていてもよい。いくつかの例においては、トランスミッタ１２０は、磁界生成器又はトランスデューサとして、コイルを含んでいてもよい。対称性の観点から、この同一の又は類似したコイルは、レシーバ１２４内において磁界センサとして機能してもよい。いずれの場合にも、コイルの直径及び巻回（即ち、ループ）の数が低減されるのに伴って、一般に、第一自己共振周波数は、増大する。従って、制限は、単一ループを有するコイルの場合であり、このループは、非常に小さな直径を有することになる。但し、ループの直径が減少するのに伴って、ループによって捕捉される磁束の量は、直径の二乗の比率に等しい倍数により、低減される。同様に、ループ内において誘発される電圧も低減され、その結果、ループからの相対的に小さな信号が、レシーバ１２４内における磁界センサとして機能することになる。従って、直径の低減に対する実際的な制限が存在している。但し、いくつかの実施形態においては、自己共振周波数の更なる増大は、トランスミッタ１２０／レシーバ１２４の構築において伝送線路技法を使用することにより、実現することができる。

広い帯域幅にわたる相対的に一定の位相シフト用に設計されたコイルの使用に対する一代替肢は、単一周波数における又は少ない数の別個の周波数における位相シフトをチューニングして除去するべく、直列−並列ネットワーク内において外部反応性コンポーネントを追加するというものである。この概念は、全体システムを設計する前に個々の周波数の概略値が既知であると共に別個の周波数の数が少ない場合に、最良に機能する。スイッチング型の又はモータ駆動型のチューニング可能コンポーネントを使用することにより、位相シフトチューニングを自動化することが可能であり、且つ、ソフトウェアによって制御することができる。一定の位相シフトに対してチューニングする利点は、コイルのサイズ及び形状の選択における相対的に大きな自由度が得られるという点にある。相対的に大きなコイルを使用することにより、検出される信号強度を増大させることが可能であり、且つ、脳の一部分又はサンプリングされているその他の身体部分に対して最適に整合された磁界の形状を提供することができる。

一実施形態においては、図２Ａを参照すれば、同軸ケーブル、印刷回路板上の埋め込まれたストリップライン、捩じり合わせられた遮蔽ワイヤのペア、２軸ケーブル、又は３軸ケーブルなどの遮蔽された送信ラインを使用することにより、高自己共振周波数と、自己共振周波数未満の関連した安定位相応答と、を有する単一ループ２５０が構築され得る。ループ２５０は、トランスミッタ１２０内の磁界生成器として、或いは、レシーバ１２４内の磁界センサとして、使用されてもよい。遮蔽された送信ラインは、第二導電体を少なくとも部分的に封入する遮蔽体２５１として、第一導電体を含んでいてもよい。第一導電体又は遮蔽体２５１は、接地されてもよく、且つ、第二導電体の周りにおいてファラデーケージを形成してもよい。第二導電体は、変化する磁界に応答して出力信号を提供し得ると共に、ファラデーケージに起因して、第二導電体は、外部静電気の影響から、且つ、静電容量性結合から、遮蔽され得る。例えば、一実施形態においては、埋め込まれたストリップラインの単一ループ２５０は、印刷回路板内の二つの接地されたプレーンの間において挟持されてもよい。複数のビアが、二つの接地されたプレーンの間において延在していてもよく、ビアの間隔は、送信及び／又は受信される電磁界の波長によって決定され、且つ、ビアは、二つの接地されたプレーンと共に、埋め込まれたストリップラインループ２５０の周りにおいて、有効な静電気又はファラデーケージを形成している。その他の実施形態においては、ファラデーケージを形成するべく、且つ、これにより、ループ２５０に対する外部静電気の影響を低減するべく、外側遮蔽体を有するその他のタイプの送信ライン（同軸ケーブルなど）が使用されてもよい。

トランスミッタ１２０又はレシーバ１２４の単一ループ２５０の実施形態においては、ループ２５０の電圧は、単一ループ２５０の誘導特性に起因して、ループ２５０の電流と同相ではない場合がある。この位相誤差は、後述するように、検出されてもよく、且つ、診断システム１００の初期化の際に、考慮されてもよい。但し、単一トランスミッタループ２５０のいくつかの実施形態においては、且つ、図２Ｂを参照すれば、この位相誤差を補正するニーズを除去するべく、バラン変圧器２５４が追加されてもよい。更にその他の実施形態においては、且つ、図２Ｃを参照すれば、送信された磁界を検知すると共にこれを表す電流をＡ−Ｃコンバータに提供するべく、第二の独立した相対的に小さな同心ループ２６０が使用されている。第二の同心トランスミッタループ２６０は、いくつかの例においては、比例した信号と、それらの間の良好な均一性と、を有するように、（例えば、レシーバ１２４内の）対応したレシーバループと同一のサイズであってもよく、その他の例においては、レシーバループは、受信された磁界に対する相対的に大きな感度を有するように、第二の同心トランスミッタループ２６０よりも大きいものであってもよい。第二同心トランスミッタループ２６０を有するトランスミッタ１２０においては、且つ、図２Ｄを参照すれば、検知された電圧及び電流を均衡させるべく、この第二同心ループ２６０上において、同様に、バラン変圧器２６４が使用されてもよい。更には、単一巻回レシーバループ２５０の場合には、図２Ｂにおいてトランスミッタケーブルについて示されているものと同様に、その性能を均衡させるべく、同様に、バラン２５４が追加されてもよい。

次に、図２Ｅを参照すれば、別の実施形態においては、送信ラインの概念は、単一ループで単一終端の装置の構築から、デュアルループ２７０の構築に拡張されてもよく、これは、レシーバ１２４として使用されるべく、ダブル終端又は「均衡」型となっていてもよい（或いは、均衡型のトランスミッタ１２０として使用されるように、対称的に構築されていてもよい）。図２Ｅにおいては、四つの導電性（例えば、銅）層２７１、２７２、２７３、２７４が、図示のように、印刷回路板上において形成されていてもよく、誘電材料の三つの層（図２Ｅには、示されていない）が、垂直方向において積層された際に四つの導電性層２７１、２７２、２７３、２７４の間において結合されている。上部及び下部層２７１、２７４は、接地されていてもよく、且つ、従って、電気遮蔽体を形成していてもよい。更には、接地プレーン２７１、２７４が更なる短絡された巻回のように機能しないように、小さな線形の間隙２７１ａ、２７４ａが、上部及び下部層２７１、２７４の両方の内部に存在していてもよい。上部及び下部接地層２７１、２７４の間において、＋ループ２７３及び−ループ２７２が位置決めされていてもよく、二つのループ２７２、２７３からのリードは、均衡型の増幅器に結合されている（図２Ｅには示されていない）。＋ループ２７３及び−ループ２７２には、いくつかの例においては、センタタップが施されていてもよい。二つのループ２７２、２７３の内径は、約１インチであってもよく、且つ、二つの接地されたプレーン２７１、２７４内における円形の孔隙の内径よりもわずかに大きくてもよい。いくつかの実施形態においては、誘電材料の厚さ及び誘電率、ループ２７２、２７３を形成している導電材料の幅及び厚さ、接地プレーン２７１、２７４の間隔などは、ダブルループ２７０が、自身が結合されることになる送信ラインと整合するために約５０オームのインピーダンスを有するように、選択されてもよい。この結果、デュアルループ構造２７０の自己共振周波数は、いくつかの例においては、２００ＭＨｚ超であってもよい。

更に図２Ｅを参照すれば、レシーバ１２４内において磁界センサとして使用されるデュアルループ２７０の場合には、環境ＥＭＩ供給源又は近傍の導電体又は磁性材料の動きに起因して磁界の環境的変化からシステム１００内に結合される外部ノイズは、二つのループ２７２、２７３が結合される差動増幅器のコモンモード除去に起因して、低減され得る。従って、レシーバ１２４として使用される際にループ２７２、２７３に結合された作動増幅器を有することにより、出力信号レベルをリモート処理ユニット１０４への送信のための適切なレベルにおいて維持した状態において、ループ２７２、２７３の直径の低減を許容することができる（例えば、一つ又は複数のＡ−Ｄコンバータがヘッドピース１０６内において直接的に配置されていないシステムの場合など）。増幅器のパワー利得は、いくつかの実施形態において、約４０ｄｂであってもよい。対象とするパワーレベルにおいて４０ｄｂの利得を提供する低費用の広帯域増幅器は、２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの周波数範囲における無視可能な位相シフト変動を伴って、複数の供給者から、小型化されたパッケージとして容易に入手可能である。

図２Ｆを参照すれば、示唆されているように、均衡型のレシーバ１２４に使用されるデュアルループ２７０は、磁界生成トランスミッタ１２０としての類似の用途を有する。トランスミッタ１２０を構築するための均衡型の方式は、デュアルループの反対の巻線方向に起因して、送信磁界内におけるノイズのコモンモードキャンセルを結果的にもたらし、これにより、さもなければ環境的要因から静電気的又は磁気的ピックアップの結果として生じ得る送信磁界内のノイズを低減し得る。

更に図２Ｅ及び図２Ｆを参照すれば、いくつかの実施形態においては、二つのループ２７２、２７３は、異なるプレーン内において形成されてもよく、或いは、その他の実施形態においては、二つのループは、同心円形ストリップライントレースにより、同一のプレーン内において製造されてもよい（この結果、ｐｃ板を製造する際に必要とされる層の数が低減される）。この同心設計は、トランスミッタ１２０及び／又はレシーバ１２４用に使用されてもよい。

又、図２Ａ〜図２Ｆのいずれかを参照すれば、アナログ−デジタル変換がトランスミッタ１２０又はレシーバ１２４の近傍において実行されていない例においては、アナログ信号が送信されるケーブル内におけるトランスミッタ信号からレシーバ信号へのクロス結合の低減を支援するべく、抵抗性減衰器が、表面実装抵抗器により、ｐｃ板に追加されてもよく、これは、位相計測の精度及び安定性の増大を支援し得る。オンボード減衰器は、嵩張る別個のモジュラ型の減衰器と比べた場合に、大きなサイズ及び費用の低減を結果的にもたらし得る。又、アナログ−デジタル変換がトランスミッタ１２０又はレシーバ１２４の近傍において実行されていない例について更に継続すれば、図２Ａ〜図２Ｆのいずれかを依然として参照した場合に、外部アナログ−デジタルコンバータ１２２、１２６へのケーブルを通じた信号の減衰を低減するべく、トランスミッタ１２０及び／又はレシーバ１２４からの信号を増幅するために、一つ又は複数の増幅器が提供されてもよい。アナログ−デジタル変換がトランスミッタ１２０又はレシーバ１２４の近傍において実行されていない例について更に継続すれば、トランスミッタ及びレシーバ上の電圧は、個々のトランスミッタ及びレシーバ上の電流と同相であってもよく、その理由は、図２Ｅ及び図２Ｆに示されている「均衡型」のトランスミッタ及びレシーバは、同軸ラインの５０オームの特性インピーダンスにおいて終端されているからである。

次に図３を参照すれば、一代替設計は、ループ２５０と同一の印刷回路板上において増幅器２５６を含んでいてもよい。増幅器２５６をループ２５０（例えば、レシーバ１２４として使用されている）と同一の印刷回路板上において含むことにより、信号対ノイズ比の増大を支援してもよく、これは、アナログ−デジタル変換がヘッドピース１０６から離れたところで実行されている実施形態の場合に、特に有用であり得る。又、増幅器２５６は、信号のアナログ−デジタル変換がループ２５０の近傍において実行されている実施形態において使用されてもよい。又、上述のように、バラン変圧器が、ループ２５０と増幅器２５６との間において、印刷回路板上に含まれていてもよく、これは、「均衡」モードにおけるコイルの動作を支援し得る。均衡モードにおいては、静電容量結合された電磁干渉ピックアップ又は動きによって誘発された信号レベルの変動が低減又はキャンセルされてもよく、その理由は、これらは、通常、均衡した差分信号の負及び正のリードの両方に等しく結合されているからである。

初期化：固定位相誤差を除去するためのエアスキャン
先程示唆したように、診断システム１００は、いくつかの例においては、例えば、トランスミッタ１２０を個別に較正するべく、レシーバ１２４を個別に較正するべく、且つ、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４を互いに且つその他の関連した電子回路との間において較正するべく、初期化されてもよい。例えば、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４からの信号経路内におけるリードの長さ及び増幅器の時間遅延の変動が、初期化の際に、検出されてもよく、且つ、データ内の固定オフセット誤差を防止するべく、信号処理の際に、信号から除去されてもよい。又、単一巻回ループ２５０内の（計測された）電圧と電流との間の任意の位相シフトが検出されてもよい。

初期化は、一実施形態においては、一つ又は複数のトランスミッタ１２０及び一つ又は複数のレシーバ１２４がその間の空気のみを伴って位置決めされている「エアスキャン」であってもよく、この場合に、一つ又は複数のトランスミッタ１２０及び一つ又は複数のレシーバ１２４は、ほぼ、平均的な患者の頭部上において位置決めされた場合のものと同程度に離れた状態において、位置決めされている。このようにして離隔されたら、位相シフトデータが、異なる周波数の範囲について収集され（その理由は、誤差は、異なる周波数に跨って一定であってもよく、或いは、その間において、変化してもよいからである）、且つ、収集されたエアスキャン値は、（例えば、システム１００の動作の際に得られた値からそれらを減算することによって）システム１００のすべての位相シフト誤差を補正するべく、信号処理において、後から使用されてもよい。初期化は、Ａ−Ｄコンバータ１２２、１２６がトランスミッタ１２０及びレシーバ１２４の近傍においてヘッドピース１０６内に位置している際やＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６がヘッドピース１０６の外部に位置している際などにおいて、実行されてもよい。

駆動及びサンプリング信号の生成
上述のように、診断システム１００は、複数の周波数において送信された時変磁界の位相シフトデータを収集しており、その理由は、様々な組織のタイプ及び体液によって寄与される位相シフトは、周波数によって変化し得るからである。図１に示されている診断システム１００は、処理ユニット１０４内において、柔軟な周波数シンセサイザ１００を提供しているが、その他の実施形態においては、周波数シンセサイザ１１０は、例えば、ヘッドピース１０６内において提供されてもよい。この周波数シンセサイザ１１０は、いくつかの例においては、約２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの範囲（或いは、この代わりに、約２０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚ又は約１０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚ、或いは、いくつかのその他の適切な範囲のうちのいずれか）にわたって１ＭＨｚの分解能の最小値を有していてもよい。単一の安定した水晶によって制御されたクロック発振器から選択可能な周波数を導出するべく、標準的なデジタル位相ロックループ技法が使用されてもよい。上述のように、シンセサイザ１１０のデジタル部分は、処理ユニット１０４内のＦＰＧＡ１１０のうちの一つのＦＰＧＡ内において実装されてもよい。シンセサイザ１１０は、トランスミッタ１２０内において磁界を生成するための基本方形波クロック信号、並びに、サンプリング信号の両方を生成してもよい。サンプリング信号は、いくつかの実施形態においては、磁界生成信号から、わずかな周波数のオフセット（例えば、１０ＫＨｚ）を有していてもよい。磁界を生成するための方形波信号は、いくつかの実施形態においては、そのレベルを補正するべく、増幅されてもよく、且つ、更には、相対的に高次の高調波を除去すると共に一つ又は複数の基本周波数において低歪正弦波を実現するべく、フィルタリングされてもよい。

その他のケースにおいては、位相を算出するべく、時間ドメインデータのＦＦＴ処理などの周波数ドメイン技法が使用されている場合には、基本周波数の高調波を強調することが有利な場合がある。これらの実施形態においては、方形波又はパルス波の形状の立ち上がり又は立ち下がり時間を格段に高速化させ、これにより、相対的な振幅及び相対的に高次の高調波の数を増大させるべく、更なる回路が基本周波数シンセサイザの後に追加されてもよい。上述のように、この実施形態は、ＲＦの単一のバーストを有する周波数の「コム（comb）」の生成を許容し、且つ、フーリエ技法を使用したエミッタ及び検出器からのキャプチャされた時間ドメインデータの処理により、「コム」内のそれぞれの周波数ごとの同時時間相関位相差データセットが得られる。この複数の周波数からの位相データの同時キャプチャは、それぞれの周波数ごとの位相データが異なる時点において計測される場合に、周波数の個々のスキャンに影響を及ぼすことになるモーションアーチファクト又はその他の影響から、患者の脳流体に関する望ましい情報を分離するための大きな利点をもたらし得る。このケースにおいてそれぞれの周波数を異なる時点においてサンプリングすることにより、検出及び除去が困難であり得るノイズが導入される。

磁界を生成するべく使用される信号は、通常、周期的であることから、多くの場合に、波形の単一サイクルから位相情報をキャプチャするべく、その信号の周波数よりも大きなサンプリング周波数を使用することは、不要であってもよく、且つ、その代わりに、いくつかの例においては、アンダーサンプリング技法が利用されてもよい。アンダーサンプリングは、現在のラジオにおいて使用されているヘテロダイニング技法に類似しており、この場合には、増幅器の利得及びオーディオ又はビデオ信号の復調の大部分が、電子回路の格段に低い中間周波数段（ＩＦ：Intermediate Frequency）において実行されている。アンダーサンプリングは、実際に、システムが、信号の位相情報を妨げることなしに、相対的に長期間にわたって、同一又は類似の数のサンプルポイントを収集することを許容している。

アンダーサンプリングを使用することにより、さもなければ、位相角を正確に計測するべく十分な位相サンプルを波形の単一のサイクルからキャプチャするために必要とされ得る（費用を所要すると共に多くの異なる有線接続を伴い得る）高速Ａ−Ｄコンバータに対するニーズが除去され得る。相対的に低い速度のＡ−Ｄコンバータが使用され得る場合には、上述のように、Ａ−Ｄコンバータ１２２、１２６をトランスミッタ１２０及びレシーバ１２４のループ２５０、２７０の近傍において位置決めすることが、経済的且つ物理的に実際的であり得る。

従って、いくつかの実施形態においては、送信及び受信された磁界信号のうちの一方又は両方が、（例えば、それぞれのサイクルごとに一つ以下のサンプルを伴って）アンダーサンプリングされてもよく、且つ、従って、一つのサイクルとの比較において格段に長い時間インターバルにわたって取得されたサンプルを使用することにより、波形の平均的なレコードがキャプチャされてもよい。アンダーサンプリングを実現するべく、送信信号及びサンプリング信号の両方が共通クロック信号から導出されてもよく、この場合に、サンプリング信号は、わずかな量だけ、送信信号周波数（或いは、低調波周波数）から正確にオフセットされている。オフセットが、例えば、送信信号の第一高調波周波数から１０ＫＨｚである場合には、１００マイクロ秒の期間の後の結果は、ｆ／１００００個の個別信号を有する反復的送信波形の一つのサイクルの事実上のピクチャとなる。１００ＭＨｚの送信信号周波数及び１００．０１０ＭＨｚのサンプル周波数の場合には、送信波形の単一のサイクルの１００００個のアンダーサンプリングされた個別サンプルは、３６０／１００００又は０．０３６度の分解能において離隔している。又、アンダーサンプリングに対する一つの代替肢として、Ａ−Ｄコンバータ１２２、１２６の前段の標準的な非線形ミキシング技術を使用した周波数変換が利用されてもよい。

その他の例においては、磁界生成器信号の周波数及びサンプリング信号の周波数は、その他の方法で関係付けられてもよく、その一例については、周波数ドメイン信号処理技法を参照する際に、後述する。更にその他の例においては、サンプリング周波数は、相対的に一定であってもよい（例えば、２１０ＭＨｚであるが、生成周波数は、広い範囲にわたった変化してもよい）。

送信及び受信アナログ信号のデジタルデータへの変換
いくつかの実施形態においては、送信及び受信信号の間における電子的な位相シフト計測は、アナログ信号処理技法を使用することにより、実行されてもよく、その他の例においては、位相シフト計測は、上述のように、一つ又は複数のＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６を通じてアナログデータをデジタルデータに変換した後に、実行されてもよい。次いで、これらのデジタル波形は、関連する位相シフト情報を取得するべく、処理されてもよい。アナログデータではなく、デジタルデータを処理することにより、例えば、ランダムノイズの影響を低減すると共に、更には、適切な技法により、６０Ｈｚ近傍の周波数におけるＡＣラインピックアップなどの非ランダム周期ノイズを低減するための波形の多数のサイクルのサンプリング及び平均化が促進され得る。又、波形データ内のノイズを低減した後に、デジタル信号処理を使用して正確な位相計測を取得するべく使用され得る相関などの多くの方法が存在している。

本明細書において記述されている診断システム１００のいくつかの例においては、送信及び受信された信号の両方のＡ−Ｄ変換は、磁界の生成及び／又は検出の地点に可能な限り近接した状態において実行されている。例えば、Ａ−Ｄ変換は、それぞれ、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４を含む印刷回路に対して一体的に配置された小型のモノリシック単一チップのＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６により、ヘッドピース１０６内において実行されてもよい。例えば、トランスミッタ１２０用のＡ−Ｄコンバータ１２２は、一例においては、トランスミッタ１２０の均衡出力に跨る電圧を差動サンプリングしてもよい。例えば、レシーバ１２４用のＡ−Ｄコンバータ１２６は、レシーバ１２４に結合された広帯域信号増幅器の出力において位置決めされてもよい。リモート処理ユニット１０４内にではなく、ヘッドピース１０６上においてＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６を配置することにより（但し、これは、本明細書において記述されているその他の実施形態において実行されてもよい）、アナログ信号をＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６まで搬送しているケーブル上における動き、折り曲げ、又は環境的変化と関連した位相シフトの影響を低減又は除去することが可能になり得る。低減又は除去され得る誤りのその他の供給源は、終端におけるわずかなインピーダンス不整合に起因するケーブル長に関係した定在波共振と、波形歪に起因して位相誤差を生成する相互接続ケーブル上における送信及び受信信号の間のクロス結合と、を含む。Ａ−Ｄコンバータ１２２、１２６がトランスミッタ１２０及びレシーバ１２４の近傍において配置されていない実施形態において類似の利点を実現するべく、サンプリング信号を処理ユニット１０４内のトランスミッタ及びレシーバのＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６まで搬送するべく、単一のケーブルが使用されてもよく、且つ／又は、いくつかの実施形態においては、高品質の半剛性ケーブルが、二つのＡ−Ｄコンバータ１２２、１２６の間において使用されてもよい。

全体的な動作及びパイプライン処理
再度図１を参照すれば、波形データ（これは、いくつかの実施形態においては、アンダーサンプリングされてもよい）が、送信及び受信された磁界の両方についてキャプチャされてもよく、且つ、キャプチャされた波形は、少なくとも部分的にリアルタイムで（或いは、実質的にリアルタイムで）処理されてもよい。本明細書において記述されているように、一つのＦＰＧＡ１１２は、ノイズ低減のために、多数のサイクルにわたって、二つの波形のそれぞれごとに、データを平均化してもよい。次いで、別のＦＰＧＡ１１４は、平均化された波形データを使用して位相シフト計測を実行するべく、相関技法を使用してもよい。複数の周波数サンプルにわたって位相データの収集のデータスループットを加速させるべく、いくつかの実施形態においては、パイプライン処理技法が使用されてもよい。トランスミッタ１２０は、望ましい第一周波数において時変磁界を生成してもよく、且つ、必要とされる回数の波形の平均化が、この第一周波数において、波形平均器ＦＰＧＡ１１２により、実行されてもよい。

平均器ＦＰＧＡ１１２は、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４からのサンプルデータポイントのすべてを収集及び平均化した後に、それらを位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４に転送してもよい。いくつかの実施形態においては、単一の送信周波数のみが、患者内の流体の変化の診断において使用されているが、その他の実施形態においては、望ましいスペクトル範囲内の複数の異なる送信周波数が生成されてもよく、且つ、対応したデータが収集されてもよい。複数の送信周波数を有する実施形態においては、周波数シンセサイザＦＰＧＡ１１０が、トランスミッタ１２０により、スペクトルスキャンの望ましい第二周波数を有する磁界を生成していると共に、第二送信周波数からの波形データが、波形平均器ＦＰＧＡ１１２によって平均化されている間に、第一送信周波数の位相検出が、（第一送信周波数において取得されたデータを使用することによって）位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４内において進行していてもよい（従って、パイプラン処理されている）。その他の実施形態においては、一つの送信周波数の波形の平均化は、第二周波数の複数のサンプルの記録と実質的に同時に実行されてもよい。一般に、多くの異なるタイプのパイプライン処理（例えば、信号の生成、取得、及びデータ処理のうちの二つ以上の部分を実質的に同時に実行する）が使用されてもよい。但し、その他の実施形態においては、何らのパイプライン処理も、存在していなくてもよく、且つ、診断システム１００は、第二送信周波数に移行する前に、単一の送信周波数に関係したデータのすべてを送信、収集、平均化、及び処理してもよい。

パイプライン処理が使用されているかどうかとは無関係に、異なる送信周波数を使用するプロセスは、望ましいスペクトル周波数スキャンにより、任意の数の送信周波数について反復されてもよく、且つ、更には、スペクトルスキャン内の一つ又は複数の周波数について反復されてもよい。それぞれの周波数の算出された位相シフトは、いくつかの例においては、位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４からラップトップ１０２に直接的に転送されてもよい。

信号処理−平均化
トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４の相対的に小さなサイズ、並びに、送信された磁界の相対的に低いパワーに起因して（このパワーは、例えば、ＲＦ放射に対する過剰な曝露から患者を保護するニーズ及びシステム１００からの電磁界の放出を極小化するニーズに起因して、小さい）、トランスミッタ１２０及び／又はレシーバ１２４における計測された磁界は、その相対的に小さな振幅との比較において、相対的に大量のノイズを有し得る。ノイズは、増幅器の入力熱ノイズやＥＭＩピックアップからのバックグラウンドノイズなどを含み得る。いくつかの実施形態においては、このノイズは、実際の位相シフトとの関係において、位相シフト計測に対する大きな寄与率を有し得る。例えば、１ｍｌの流体の変化は、０．３度の位相シフトに対応していてもよく、且つ、従って、送信及び受信信号内のノイズが、予想される位相シフトの大きな部分を占めているか、或いは、場合によっては、これを超過している場合には、ノイズにより、データが受け入れ不能となる場合がある。

ノイズを低減するべく、本明細書において記述されている診断システム１００は、いくつかの実施形態においては、ランダムノイズを大幅に低減するべく、或いは、特定の周波数をフィルタリングするべく、送信及び受信された磁界の多数のサイクルをサンプリングしてもよく（例えば、３２０００サンプルなどのように、１００００サンプルの倍数）、且つ、個々のサンプルを平均化してもよい。いくつかの例においては、合計サンプリング時間インターバルは、６０Ｈｚの関係する電磁干渉ピックアップの影響を低減するべく、一つの６０ＨｚのＡＣパワー周期のほぼ整数倍となるように拡張されてもよい。後述するように、これらの波形は、時間ドメインにおけるそれら相互の乗算、並びに、その他の周波数ドメイン平均化技法を含む任意の適切な平均化技法により、平均化されてもよい。

次に図４を参照すれば、波形平均器ＦＰＧＡ１１２の概略論理図の一実施形態３００が示されている。当然のことながら、その他の実施形態においては、データを平均化するべく、カスタム回路が利用されてもよく、このカスタム回路は、ヘッドピース１０６内において、処理ユニット１０４内において、ラップトップ１０２内において、或いは、別の適切な場所において、配置されてもよい。但し、図４は、送信された波形サンプルがＡ−Ｄコンバータによってデジタル化された後に送信された波形サンプルを平均化するべく波形平均器ＦＰＧＡ１１２内において実装され得るロジックの一例を示している。受信された波形サンプルがデジタル化された後に、受信された波形サンプルを平均化するべく、類似のロジック３００が使用されてもよい。波形平均器ＦＰＧＡ１１２への入力は、Ａ−Ｃコンバータと波形平均器ＦＰＧＡ１１２との間において必要とされる配線を低減するべく、Ａ−Ｄコンバータからの低電圧差分シグナリング（ＬＶＤＳ：Low Voltage Differential Signaling）タイプのフォーマットであってもよい。ＬＶＤＳフォーマットにおいては、後述する逆シリアル化ロジックにより、まず、単一の波形データポイントを表すデジタルデータのそれぞれのワードが、シリアルデータからパラレルデータに変換されてもよい。

図４に示されているロジックは、Ａ−Ｄコンバータからのデータ転送クロックによってクロッキングされる同期式シリアル入力／パラレル出力シフトレジスタ３０１を含んでいる。次いで、パラレルデータワードは、送信された波形の一つの完全なサイクルを構築するために必要とされる個々の波形サンプルの最大数を処理するべく十分な容量を有するメモリバッファ３０２内に転送されている。データワードがレジスタ３０１を離脱するのに伴って、或いは、メモリバッファ３０２が完全に入力された後に、メモリバッファ３０２内の波形サンプルのすべての合計を蓄積するべく、加算器３０３が使用されてもよい。それぞれの波形合計のメモリ場所は、オーバーフローを伴うことなしに予想されている合計の最大数を収容し得るビットを単位としたワードサイズを有していてもよい。例えば、１２ビットの分解能のＡ−Ｄコンバータ及び４０９６個の波形の合計は、２４ビットのメモリワードサイズを必要としている。送信される信号サンプルについて、意図された数の波形の合計を波形メモリ内において蓄積した後に（且つ、別個に、レシーバ信号サンプルが、同様に、波形平均器内において合計された後に）、両方の波形のメモリコンテンツが、シリアル方式により、位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４に転送される。いくつかの例においては、平均化されている波形の数による除算は、不要であってもよく、その理由は、処理の次のステップにおいては、平均化された波形内のデータポイントの相対的な大きさのみが関係し得るからである。又、これに起因して、全体的な位相シフト判定の精度に対する大きな影響を伴うことなしに、平均化された波形データポイントのそれぞれから、適切な数の最下位ビットが削除されてもよい。

信号処理−位相シフトの判定
又、次に図５を参照すれば、位相シフト計測ＦＰＧＡ１１４は、二つの回転シフトレジスタ４０１、４０２、乗算器４０３、及び加算器４０４を含んでいてもよい。又、これは、二つの波形の間の調節可能な位相シフトとの間における個々の送信及び受信平均化波形データポイントの積の合計を算出するように構成されたロジックを含んでいてもよい。ＦＰＧＡは、積の合計がゼロに最も接近していると共に積の合計のスロープ対位相シフトが負でもある位相シフトを見出すべく、使用されてもよい。

周波数ｆ及び位相シフトφを有する二つの正弦波の積の以下の三角関数の公式を検討してみよう。
Sin u sin v =1/2[cos(u-v)-cos(u+v)]、ここで、u=2πft+φ、且つ、v=2πft （式１）
=1/2[cos(φ)-cos(2π(2F)t+(φ)] （式２）

積の第一の項は、位相シフトにのみ依存したＤＣ項である。第二の項は、オリジナルの周波数の一つの完全なサイクルにわたってゼロに平均化される２倍の周波数を有する別の正弦波である。又、位相角（φ）が＋９０°又は−９０°である際には、第一の項（余弦波）がゼロであることに留意されたい。更には、変化した位相角との関係における積のスロープ (sin u sin v)/dφ は、φ＝＋９０°の場合には、負であり、且つ、φ＝−９０°においては、正である。

反復により、ＦＰＧＡは、送信波及び受信波が＋９０°の位相シフトに最も接近しているｎ_offsetの値を判定してもよい。ｎ_offset個のサンプルのオフセット及び一つの完全な３６０°波形のｎ_t個のサンプルの場合には、位相シフトは、次式を使用することにより、算出される。
位相シフト=90°+(n_offset/n_t)*360° （式３）

判定の分解能は、サンプルの数に制限され得る（分解能=360°/n_t）。この分解能が、必要とされる計測の精度にとって不十分である場合には、積の項の合計がゼロを正確に通過するｎ_offsetの小数値を見出すべく、補間が使用されてもよい。

位相シフト計測用の周波数ドメイン信号処理方法
上述のように（例えば、位相シフトデータを取得するべく波形の平均化及び乗算を一緒に実行することに関する節を参照されたい）、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４の両方からの、計測されると共にデジタル化された磁界トレースの信号処理は、時間ドメインにおいて進められてもよい。但し、その他の実施形態においては、信号は、例えば、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を使用することにより、周波数ドメインにおいて処理されてもよい。

フーリエドメイン分析の一実施形態においては、トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４からの信号は、例えば、相対的に高い分解能（例えば、１４ビット）を伴って、約２００ＭＨｚサンプリングレートにおいてデジタル化されてもよい。Ａ−Ｄコンバータ及びデータキャプチャ電子回路は、相対的に小さな印刷回路組立体パッケージング内において含まれていてもよい。キャプチャされたデータは、高速ＵＳＢシリアルリンクを介してラップトップコンピュータ１０２に転送されてもよい。その結果、波形の間の位相シフトを算出するべく、時間ドメイン処理をラップトップ１０２上における周波数ドメイン処理によって置換することができる。

データがラップトップ１０２上に位置したら、トランスミッタ及びレシーバの時間ドメイン波形のそれぞれごとに、ＦＦＴを算出することができる（但し、その他の実施形態においては、ＦＦＴは、Ａ−Ｄコンバータ近傍のＦＰＧＡ又はその他のプロセッサにより、算出されてもよい）。次いで、抵抗性及び反応性周波数ドメインデータを表す結果的に得られた実数及び虚数解をデカルト座標から極座標に変換し、これにより、波形の大きさ及び位相の周波数ドメインプロットを得ることができる。それぞれの波形の位相は、対象の周波数の位相の周波数ドメインプロットから取得することができる。基本周波数が、スケール外である場合には、サンプリング周波数と送信された波動場周波数との間の差周波数を使用することができる。例えば、２１０ＭＨｚのサンプル周波数は、０〜１０５ＭＨｚの周波数範囲を有するＦＦＴをもたらし、且つ、送信された波動場周波数がこの範囲内に位置している際には、基本周波数が位相シフト計測のために使用される。送信された波動場周波数が、例えば、１０５ＭＨｚ〜３１５ＭＨなどの範囲の相対的に高い端部内に位置している場合には、差周波数が使用される。

送信及び受信された波動場信号の両方のＦＦＴが算出された後に、変換されたトランスミッタ及びレシーバ波形から取得された位相値の差から、対象の特定の周波数の位相シフトを算出することができる。シフトを算出する際には、様々な周波数領域内における位相情報のいくつかの符号反転が必要とされ得ることに留意されたい。

トランスミッタ１２０及びレシーバ１２４からのサンプルについてのＦＦＴの演算を許容するべく、サンプリング及び送信波形のために使用される周波数は、送信及び受信された波形の両方が、反復された波形の整数の数の完全な周期を含むと共に、波形について収集されたサンプルの数が、２の偶数乗となるように、コヒーレントなサンプリングを許容するように判定されてもよい。コヒーレントなサンプリングを実装する一つの方法は、prime₁／f_transmit＝prime₂／f_receive となるように、トランスミッタ及びレシーバのサンプリング周波数を選択するというものである。素数である prime₁ 及び prime₂、並びに、サンプルの数は、いくつかの実施形態においては、非常に大きく、これにより、信号周波数の許容可能な値の間の間隔を低減することができる（例えば、チューニング分解能は、約１Ｈｚであってもよい）。これは、安定した周波数供給源と整数周波数乗算器、整数周波数除算器、及び位相ロックループの適切な組合せを組み合わせることによるなどの、デジタル周波数合成技法を使用することにより、実現され得る。

コヒーレントなサンプリングによれば、位相計算の理論精度は、時間ドメイン波形のサンプルの数及びＡ−Ｄコンバータのデジタル分解能によってのみ、制限され得る。Ｄｃノイズ及び１／ｆノイズなどの低周波数ノイズ供給源は、周波数ドメイン処理技法により、本質的に除去され得る。又、コヒーレントなサンプリングを使用することにより、高調波及び混変調積周波数成分が位相の算出のための対象の周波数の上に位置することになる確率が低減される。更には、位相を判定するべくＦＦＴ周波数ドメイン解決策を使用することにより、計測された送信及び受信磁界の大きさ又は振幅に関する情報も提供され得る。大きさの値の比率は、送信された磁界の減衰を判定するべく、使用することが可能であり、減衰は、対数ｄＢパワー比を単位として表現され得る。

時間ドメインにおける代替信号処理
時間ドメインにおける一つの更なる代替信号処理技法として、位相シフト計測は、一つ又は複数の相対的に低費用のアナログ位相検出器を介して、或いは、送信及び受信された波動場信号のゼロ交差の間の時間遅延を計測することにより、実行されてもよい。例えば、統合された位相検出器回路は、（例えば、余分な高利得を有する）正弦波をクリッピングし、且つ、次いで、アナログ排他的論理和（ＸＯＲ）ゲートを使用することにより、トランスミッタからのクリッピングされた／方形の波をレシーバからのものと比較することにより、送信及び受信された波動場の正弦波を方形波に変換する増幅器を含んでいてもよく、ＸＯＲゲートによって提供されるパルス幅は、送信及び受信された磁界の間の位相シフトを通知している。

動きに起因した位相計測誤差の低減
位相計測誤差に寄与するすべての要因のうちの多くが、動き―患者の動き、トランスミッタ１２０の運動、レシーバ１２４の運動、接続又は送信ケーブルの折り曲げなど―に関係している。例えば、患者とトランスミッタ１２０／レシーバ１２４との間の相対的な動きは、磁力線が患者の頭部を通過するのに伴う磁力線の経路長及び場所の変動を結果的にもたらす。又、トランスミッタ１２０の近傍及び／又はレシーバ１２４の近傍において運動する導電性又は磁性物体も、磁力線がトランスミッタ１２０からレシーバ１２４に通過するのに伴って磁力線の形状を変化させる可能性がある。

いくつかの実施形態においては、患者の運動に帰され得るアーチファクトを低減するべく、方法が配備されてもよい。これらのアルゴリズムは、例えば、恐らくは、その変化レート又はその他の特性によって決定される生物学的変化の結果ではあり得ない対象の周波数スペクトル（例えば、約３０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚ又は約２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚ）に跨る差分位相シフトデータの統計的変動を検出してもよい。従って、この閾値タイプの方法は、真の生物学的な変化以外の手段によって破壊されたデータを除去するべく使用され得る。

別の例として、位相シフトデータにおける動きアーチファクトの検出及び補正を支援するべく、減衰データが周波数スペクトルに跨って変化する方法を調べることにより、ＦＦＴ処理の大きさ部分から取得された減衰データをアルゴリズムにおいて利用することができる。

これに加えて又はこの代わりに、更に別の例として、トランスミッタ１２０、レシーバ１２４、患者、又は送信ケーブルのうちの一つ又は複数のものの動きを検出するべく、電子加速度計を使用することもできる。いくつかの例においては、加速度計は、（例えば、ＭＥＭＳタイプの加速度計を使用することによって）トランスミッタ又はレシーバと同一の印刷回路板に結合されてもよい。

閾値レベルを上回るすべての動きを検出することに加えて、相対的な差について、トランスミッタ／レシーバの加速度計データと患者の加速度計データとの間の関係を調査してもよい。例えば、患者とトランスミッタ／レシーバとの両方において検知されたわずかな振幅の変化は、ほとんど重要性を有し得ない。ある種の患者の動きは、ほとんど常に存在している（その理由は、例えば、昏睡状態の患者であっても呼吸しているからである）。但し、データの除去又は補正をトリガするべく、相対的に大きな又は非相関の加速度の読取りが使用されてもよい。又、患者の近傍における完全に独立した物体の別個の動きは、データにおいて動きアーチファクトを提示し得ることから、位相データの統計的分析に基づいたいくつかのタイプの動きの検出及び補正が依然として必要とされる場合がある。

医師に警告するための医療診断方法
本明細書において記述されているシステム１００は、その他のものに加えて、例えば、患者の頭部内の流体内容物（「頭蓋内流体」）の変化によって誘発される位相シフトの変化を計測するべく、使用されてもよい。方法は、位相データを分析すると共に、流体の変化が、医師ユーザにとって問題となる組織の変化を表しているかどうかについての判定を下すべく、利用することができる。例えば、患者が病院に到着した際に、まず、一つ又は複数の周波数における患者の頭部の一側部において位置決めされたトランスミッタ１２０から送信された磁界と患者の頭部の他側部において位置決めされたレシーバ１２４において受信された磁界との間の位相シフトのベースライン読取りが記録されてもよい。次いで、医師は、患者の臨床状態の理解を支援するべく、後続のスキャンにおいて発生する計測位相シフトのすべての大きな変化を追跡及び傾向分析することが可能であり、且つ、特定の閾値、パターン、又は傾向により、アラームをトリガしてもよい。最も有用な流体変化情報を医師に提供するべく、多くの方法が利用及び最適化されてもよい。例えば、位相が、特定の度数を上回るだけ、シフトした場合に、システムは、患者が臨床的に深刻な出血又は浮腫を有し得ることについて医師に警告するべく、アラームを鳴動させてもよい。いくつかの状態においては、位相シフトの変化レートが閾値を超過した場合に、医師に警告することが有用であり得る。

異なる周波数における位相シフトは、例えば、米国特許第7,638,341号明細書において記述されているように、異なる流体の変化に伴って変化する場合があり、この特許文献は、引用により、そのすべてが、すべての目的のために本明細書に包含される。特定の位相シフトのパターンが特定の臨床状態と関連付けられてもよい。例えば、出血又は浮腫などの状態は、異なる周波数における同時の減少を伴う一つの周波数における位相角の増大により、立証され得る。異なる周波数における位相シフトの比率を使用することにより、流体のタイプ及びそれが変化する方式に関する更なる情報を得ることができる。例えば、第二周波数における位相シフトに対する第一周波数における位相シフトの比率は、血液の内容物を評価するための、或いは、浮腫と出血又はその他の流体の変化を分離するための、良好なパラメータであり得る。例えば、生理食塩水の位相シフトの周波数応答は、血液の位相シフトの周波数応答とは異なっており、これにより、医師は、患者の脳空洞内の血液及び生理食塩水含有量の変化を別個に識別することができる。水の量の変化は、いくつかの例においては、位相シフトに対して相対的にわずかな影響しか有しえないが、イオン溶液中における電解質の濃度は、相対的に顕著な影響を有し得る。

又、位相シフトパターンは、時間に依存し得る。ある期間にわたる位相シフトの増大と、その後の安定、そして、その後のなんらかのその他の期間の後のベースラインへの復帰により、仮想的な臨床状態を特徴付けしてもよい。ベッドから起き上がる、食べる、採血する、或いは、訪問者と話す、などのような患者の活動などのノイズ要因が、ベースラインからの位相シフト読取りの変化を生成し得る。様々な活動と関連付けられたパターンを調査することにより、臨床的に有意な流体の変化をノイズから弁別してもよい。

様々な実施形態においては、組織及び／又は流体の変化に関する様々な有用な情報を医師に提供するべく、様々な周波数における位相シフト及び／又は減衰のデータ、それらの位相シフト及び／又は減衰の比率又はその他の関数、並びに／或いは、時間に基づいた方法の組合せの使用のすべてを組み合わせてもよく、且つ、最適化してもよい。その結果、医師は、臨床問題を診断するべく、医療撮像などの相対的に具体的な診断技法を使用することにより、組織の変化に応答することができる。

いくつかのケースにおいては、流体及び／又は組織の変化の情報に応答して、治療法を変更してもよい。例えば、本明細書において記述されている診断システムは、脳動脈内の塊を分解するべく、血液希釈剤が施されている患者内の流体の変化を監視する場合がある。システムが脳内出血を検出した場合には、出血の管理を支援するべく、血液希釈剤が低減又は停止されてもよく、或いは、出血を停止するべく、血管手術などのその他の介入が実行されてもよい。別の例として、脳浮腫を経験し始めた患者は、浮腫を制御又は低減するべく、医療的な介入を経験する場合があり、或いは、流体を排出するべく、外科的手順を経験する可能性があり、或いは、場合によっては、浮腫に起因した脳内圧力を低減するべく、半頭蓋骨切除術を受ける可能性もある。

医師は、いくつかのケースにおいては、事実上、何が診断システムからのフィードバックであるのかを調査することにより、薬剤投与量を管理するべく、流体変化情報を使用してもよい。例えば、脳から水を抜き出すことによって脳内圧力を低減するべく、マンニトールが使用される場合には、治療している医師は、患者の脳の水が薬剤に応答して変化している方式に関するフィードバックを受信するべく、本明細書において記述されている診断システムを使用してもよい。

同様に、本明細書において記述されている診断システムからのフィードバックに応答して投与量が制御される際には、血圧管理用の薬剤、電解質の濃度、及びその他のパラメータが相対的に効果的に管理され得る。例えば、脳のナトリウム濃度は、静脈内高張又は低張生理食塩水溶液を使用することにより、制御されてもよい。イオン濃度の変化は、位相のシフトとして、或いは、一つ又は複数の周波数における位相角のシフトのなんらかの関数として、検出することができる。このような情報は、患者を相対的に良好に管理するための医師に対するフィードバックとして使用することができる。

更なる実施形態
一つ又は複数の頭蓋内／脳の流体を監視するＶＩＰＳシステムの一実施形態は、すべての電子回路をヘッドピース１２９内において収容している。ヘッドピース１２９は、ヘルメット又はハードハットのように構築することができよう。一つ又は複数のエミッタ１２０／１２４の近傍において、潜在的には、同一の印刷回路板上において、高周波発振器を配置することができる。一つの発振器は、トランスミッタ信号を生成することが可能であり、且つ、別の発振器は、サンプリング信号を生成するべく使用することができる。後述するように、複数のトランスミッタ又はレシーバが使用されてもよく、且つ、異なるトランスミッタについて異なる発振器を有することが望ましい場合がある。従って、複数の発振器が使用されてもよい。別の実施形態においては、ヘッドピース１２９は、眼鏡のように構築することができよう。このような実施形態の一つの利点は、位置が相対的に良好に制御され得るという点にあり、その理由は、装置が、鼻及び二つの耳に対して機械的に見当合せされ、これにより、アンテナの場所の良好な反復可能性を伴って装置を除去及び置換することが可能となるからである。アンテナを、耳のちょうど上方、且つ、その前面において、眼鏡のテンプル上において配置することにより、ほぼ脳の中心における場所を得ることができる。この耳の近傍のアンテナの配置は、機械的な基準点に近接しており、且つ、従って、良好な位置の反復可能性を提供するという特徴を有する。

いくつかの実施形態においては、互いにオフセットされた周波数を送信する複数のトランスミッタが使用されてもよい。例えば、三つのトランスミッタアンテナが使用されてもよく、且つ、それぞれのアンテナは、その他のものから数ＫＨｚだけ異なる周波数を送信してもよい。すべての三つの発振器の周波数は、熱による周波数ドリフトの差及び別個の発振器の位相ノイズに起因した位相誤差を低減するべく、デジタル位相ロックループ合成技法を使用することにより、同一の安定した基準発振器から導出される必要がある。それぞれのトランスミッタごとにわずかに異なる周波数を有する一つの利点は、その結果、システムが、例えば、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を使用することにより、それぞれのトランスミッタから生成される信号を識別及び分離することができるという点にある。この技法を使用することにより、すべてのトランスミッタは、簡単に同時に電源投入されることが可能であり、且つ、同一の極端に小さな時間インターバルにおける送信及び受信された波形のＦＦＴを使用することにより、それぞれのトランスミッタ／レシーバの組合せごとの受信された位相情報のすべてを同時に判定することができよう。この情報により、システムは、組織内の流体の変化の場所を弁別することが可能であり、且つ、更には、患者の動き、組織流体の流れ、又はアンテナの動き、或いは、環境内の運動する物体から生成される磁界の動きによって生成される位相の変化を弁別することができる。例えば、このようなシステムは、具体的には、患者の脳内の血腫の場所又は虚血の容積を識別するべく、使用されてもよい。

医療的用途の場合には、産業的、科学的、及び医療的な高周波帯域（本明細書においては、「ism帯域」と呼称される）内において信号を送信することが望ましい場合がある。但し、ism帯域内において動作するその他の装置から到来する相対的に多くの周辺高周波数ノイズに対する曝露を低減するべく、この帯域外において送信するようにシステムを設計することが望ましい場合もある。

周辺高周波ノイズに対するシステムの安定性を改善するべく、システムは、発振器が何らの信号をも送信していない際に、所定の期間における周辺高周波ノイズを検出することができる。特定の周波数におけるノイズが過大である場合には、システムは、異なる周波数における信号の生成にシフトし、これにより、信号対ノイズ比を改善することができる。いくつかの用途においては、相対的に広い周波数の範囲にわたって電磁干渉周波数を拡散させて信号対ノイズ比を改善するべく、位相を計測するための拡散スペクトル技法を使用することが望ましい場合がある。周波数の変化を促進するべく、装置内において複数の水晶を設置することが可能であり、且つ、システムは、ノイズ環境が付与された場合に、最も適切な周波数の選択を許容するべく、水晶の間において選択することができよう。或いは、この代わりに、単一の基準水晶発振器からの新しい周波数のための迅速な周波数合成を促進するべく、デジタルＲＦ周波数シンセサイザが十分な帯域幅及び分解能を有することも可能であろう。必要に応じて、温度ドリフトからの位相誤差を更に低減するべく、基準水晶発振器を炉安定化（oven stabilized）させることもできよう。

信号を生成する際には、様々な波の形状が利用されてもよい。方形波は、相対的に大きなパワーを基本周波数の高調波において提供することになる。相対的に多くの高周波パワーを相対的に高い周波数にプッシュするべく、或いは、様々な高調波周波数においてパワーを提供するべく、正弦波及び歪んだ方形波を使用することができる。或いは、この代わりに、異なる周波数における更なるパワーのために、ベース周波数及び更に高い周波数を一つに合計することもできる。又、アナログ−デジタル変換用のサンプル信号のために、別個のＲＦ周波数が必要とされる場合もある。又、位相計測における十分な分解能のために、サンプリング周波数における必要とされる分解能が、コヒーレントサンプリングを許容するべく、非常に高い場合もある。デジタル周波数シンセサイザは、複数のトランスミッタについてわずかにオフセットされた周波数を生成しつつ、コヒーレントなサンプリングのために必要とされる高分解能を実現するべく、位相ロックループによって安定化された周波数乗算器及び周波数除算器の様々な組合せを利用することができよう。高い利得及び良好な位相安定性を有するレシーバ増幅器が必要とされる。一実施形態においては、約４０ｄＢの利得の増幅が使用されている。いくつか実施形態においては、レシーバ増幅器は、例えば、アンテナにおける２０ｄＢ及びアナログ―デジタル変換基板における更なる２０ｄＢなどの、二つ以上の利得段を利用してもよい。

又、信号を最適なレベルに増幅するのに適した増幅器と共に、エミッタ及びレシーバアンテナを有する同一の印刷回路板上において、アナログ−デジタルコンバータを含むこともできる。

データは、様々な高速接続及びプロトコルにより、ヘルメットからコンソールに転送することができる。金属ケーブルを使用することにより、磁界の形状を変化させることによって誤りの供給源を誘発する可能性がある。この問題を回避するべく、金属ケーブルの代替肢として、光ファイバケーブルを使用することもできる。

データは、Bluetooth、ＷｉＦｉ、無線、又はその他の適切なプロトコルなどの無線プロトコルにより、患者ヘッドセット又はヘルメットからコンソールに無線で送信することができる。送信されるデータは、時間ドメインデータであってもよく、或いは、ＦＦＴをヘッドピース内のプロセッサによって実行することも可能であり、且つ、次いで、結果的に得られたデジタルデータは、コンソールに無線で送信されてもよい。ＦＦＴによる周波数ドメインにおけるデータ送信の主な利点は、データ量の低減であり、この結果、必要とされるデータ送信レートが低下する。ＦＦＴは、ヘルメットの内部においてＦＦＴを実行するべく配線されたフィールドプログラム可能なゲートアレイ（ＦＧＰＡ）などの処理要素によって実行されてもよい。或いは、この代わりに、ＦＦＴを実行するべく、汎用マイクロプロセッサを含むその他のタイプのマイクロプロセッサを使用することもできよう。これらの電子回路は、そのすべてが、ヘルメット又はその他のヘッドピース１２９内において取り付けられていることから、いくつかの実施形態においては、コンポーネントのサイズ及び電力消費量を極小化することが有利であり得る。コンソールに対する電気ケーブル接続のニーズを更に低減するべく、携帯型の充電式電池に基づいた電源システムがヘルメット内に含まれていてもよい。

一実施形態においては、システムは、患者の心拍数を計測するべく、或いは、その他の有用な情報を提供するべく、データが分析され得るように、同時に、或いは、短いバーストにおいて、複数サンプル／秒を取得するように設計されている。この技法は、パルスオキシメトリにおいて使用されている技法などのように、静脈血液容積計測値からの動脈血液容積計測値の弁別を支援し得る。別の実施形態においては、システムは、ＥＫＧ、パルスオキシメトリ、又はその他の心臓信号に対して同期化されるように、構成されてもよい。この結果、心臓周期の特定の部分に伴って、動脈及び静脈血液容積を同時に計測するための非常に正確なタイミングトリガを得ることができる。ＶＩＰＳ読取りを外部心臓信号に対して同期化させることにより、数秒だけ離隔し得るＶＩＰＳ読取りを伴う、心臓リズムとの関係におけるアンダーサンプリングが可能となる。心臓周期の異なる部分におけるＶＩＰＳ読取りを比較することにより、心臓リズムと関連した流体組成の変化を再構築するべく、一連のＶＩＰＳ読取りを処理し、これにより、脳内の包括的な潅流の尺度を明らかにすることができる。

次に、ＶＩＰＳ読取りを心臓信号と同期化させる例示用のシステムについて説明することとする。理解されるように、図７の実施形態は、実質的に、患者の身体内の変動を検出する任意のタイプの生理学的センサにより、変更されてもよく、従って、具体的に記述されている心臓信号に限定されるものではない。図７は、患者の心臓周期に起因した、或いは、これに伴って発生する、体液レベルを検出及び監視するシステム７００のブロックダイアグラムである。図７のシステム７００は、図１のシステム１００に実質的に類似したものであってもよい。但し、図７の実施形態においては、システム７００は、心臓モジュール７０１を含み、これは、心臓周期センサ７０２と、トリガ７０４と、を含んでいてもよい。心臓周期センサ７０２は、実質的に、患者の心臓の電気的活動を検出する任意のタイプのセンサ又はセンサの組合せであってもよい。例えば、心臓周期センサ７０２は、心臓組織の分極及び脱分極を検出するように構成されてもよい。心臓周期センサ７０２は、更に、処理ユニット１０４、マイクロコントローラ１１８、又は様々な信号を心臓波形又はその他の望ましい波形に変換し得るその他の処理要素との通信状態にあってもよい。特定の例においては、心臓センサ７０２は、心臓周期の特性を検出するべく、患者の身体内の圧力の変化を検出する圧力センサであってもよい。別の例においては、心臓センサ７０２は、心臓系の特性を検出するための音響の変化を検知する音響センサであってもよい。心臓周期センサ７０２は、ヘッドピース１０６と一体的に形成されていてもよく、或いは、これとは別個のコンポーネントであってもよい。

トリガ７０４は、実質的に、信号を受信及び／又は送信し得る任意のタイプの装置であってもよい。トリガ７０４は、一つ又は複数の心臓センサ７０２との電気的通信状態にあってもよく、且つ、赤外線パルス（オープンエア又は光ファイバ）、高周波数パルス、及び／又は高周波数デジタル通信に基づいたタイミングパルスなどの信号を処理ユニット１０４及び／又はヘッドセット１０６に送信するように構成されてもよい。

図７のシステム７００を使用することにより、ＶＩＰＳ計測は、トリガ７０４により、無線で又は有線でトリガされてもよい。例えば、特定の心臓イベント（例えば、パルスオキシメトリ）又はその他の心臓信号の検出に基づいて、トリガ７０４は、データが心臓周期の特定の部分において検出及び収集され得るように、ＶＩＰＳ読取りを起動するべく処理ユニット１０４に通知してもよい。この例においては、ＶＩＰＳ検出は、心臓イベントに基づいたものであってもよい。但し、その他の実施形態においては、検出アンテナ又は心臓センサ７０２上の配線は、ＶＩＰＳ高周波送信周波数に対する感度を有していてもよく、且つ、ＥＫＧ記録内のそれぞれのＶＩＰＳデータ取得パルスの瞬間をキャプチャするべく、ＶＩＰＳによって起動されるように構成されてもよい（心臓周期データに対するＶＩＰＳデータの非常に正確な相関を保証する増強及び／又は代替手段）。

それぞれの心拍に伴って、脳内の動脈血、静脈血、及び脳脊髄液の容積が変動し、且つ、ＶＩＰＳ監視によって検出されるこれらの変化は、価値ある診断情報をもたらし得る。一実施形態においては、システムは、患者の心拍数を計測するべく、データが分析され得るように、連続的に、或いは、短いバーストにおいて、複数のサンプル／秒を取得するように設計されている。別の実施形態においては、システムは、ＥＫＧ、パルスオキシメトリ、又はその他の心臓信号によってトリガされると共にこれらに対して同期化されるように構成されていてもよい。この結果、心臓周期の一つ又は複数の特定の部分における動脈血容積、静脈血容積、及び脳脊髄液容積を含む流体状態を計測するための非常に正確なタイミングトリガを得ることができる。この技法は、パルスオキシメトリにおいて使用されている技法のように、静脈血容積計測値からの動脈血容積計測値の弁別を支援し得る。

更に別の実施形態においては、ＶＩＰＳ計測は、ＥＫＧ又はその他の外部心臓信号に同期化するようにトリガされてはおらず、それぞれのＶＩＰ計測をそれが収集された心臓周期の部分に割り当てるべく、十分な精度によって時間タグ付けされている。心臓周期の異なる部分におけるＶＩＰＳ読取りを比較することにより、同期した取得により、或いは、後続の分析により、心臓周期と関連した流体組成の変化を再構築するべく、一連のＶＩＰＳ読取りを処理することができる。このようなＶＩＰＳ計測の分析は、脳内の包括的な潅流の尺度のみならず、シャント障害（本明細書において更に詳しく後述される）などの状態の診断用の価値ある情報を明らかにし得る。これらの（ＶＩＰＳ読取りを外部心臓信号又は外部心臓信号との間における時間に基づいた相関に同期化させる）方法は、心臓周期と関連した流体変動に関係した価値ある情報を依然として提供しつつ、個々のＶＩＰＳ読取りが、多数秒だけ、離隔され得るように、心臓リズムとの関係におけるアンダーサンプリングを許容している。その他の例は、カプノグラフィ信号などの換気信号に対する同期化（或いは、不規則性の隔離）を含む。

患者の心拍数から導出される脳流体の振動の周波数分布を明らかにするべく、離散フーリエ変換（ＤＦＴ：Discrete Fourier Transform）及び高速フーリエ変換（ＦＦＴ）分析などの周波数ドメイン方式を含む様々な信号処理分析技法がＶＩＰＳ計測値に対して適用されてもよい。これらの技法は、単独で又は組合せにおいて、複数の高周波周波数における計測されたＶＩＰＳ位相及び／又は大きさデータに対して適用されてもよい。分析のための有用な組合せは、血液容積、脳脊髄液、浮腫、又はその他の関連した流体特性と相関するインジケータを生成するべく、ＶＩＰＳ位相及び振幅データの重み付けされた組合せを使用する理論的に且つ経験的に導出された式を含む。外部心臓信号が相関のために利用可能である際には、心臓周期の周期及び周波数が、提供され、且つ、平均値、中央値、又はその他の統計値の心臓周期の計測された部分のそれぞれにおけるＶＩＰＳ計測への適用や心臓周期と関連した流体の変化の大きさの判定のためのその後のビンの間の差の算出などの処理方式に伴って、使用されてもよい。

別の実施形態においては、システムは、複数のサンプル／秒を取得するべく設計されており、且つ、それぞれの動脈拍動の結果として得られる頭蓋内血液容積の変化の大きさに対応した信号を生成するように構成されている。頭蓋内圧力（ＩＣＰ：Intracranial Pressure）計測の技術分野においては、ＩＣＰは、誘発された頭蓋内血液容積の変化に起因して、心臓周期の拡張期フェーズにおいて増大し、且つ、収縮期においては減少することが周知である。従って、ＩＣＰモニタを使用することにより、プレチスモグラムを生成することが可能であり、プレチスモグラムは、頭蓋内血液容積が反復心臓周期を通じて変動するのに伴って、頭蓋内血液容積を時間に伴って概略的にプロットしている。

心臓の拍動に起因したＩＣＰの変化の振幅は、例えば、脳室内カテーテルなどの頭蓋ベントを有する患者の場合には、大幅に減衰する。その理由は、流体がカテーテルを通じて往復運動するのに伴って、圧力パルスが軽減されるからである。ＩＣＰプレチスモグラムの同一の減衰は、慢性的な水頭を有する患者において通常使用されているような、脳室内シャントを有する患者において発生する。シャントが正常に機能している際には、脳脊髄液は、シャントカテーテル内において往復運動し、これにより、心臓周期におけるＩＣＰの偏位を減衰させることになる。但し、シャントが詰まるか又はさもなければ誤動作した際には、流体は、心臓周期において運動することができず、従って、ＩＣＰ変動の振幅が増大する。本発明は、心臓周期において結果として得られる血液及び脳脊髄液の容積の変化を監視すると共に、シャントの閉塞又は誤動作を検出するように構成され得る。

プレチスモグラムが生成されたら、患者の状態の診断を支援するべく、情報を使用し得る様々な方法が存在している。例えば、心臓圧力／容積拍動のピークの後に、波形の後続の部分は、流体容積がベースラインまで戻る回復期間を表している。ピークから心臓周期における別の後続の地点までに所要する時間は、頭蓋内コンプライアンス又は頭蓋内圧力に関する情報を提供することができる。これは、脳室内シャントの稼働又は障害の特定の特徴の識別を支援することができる。様々な臨床状態及び生理学的パラメータを通知するべく、心臓周期に沿った様々な時点におけるプレチスモグラムの振幅の比率、差、及びその他の数学的関係を開発することができる。

心肺機能蘇生（ＣＰＲ：CardioPulmonary Resuscitation）を施す際に、心臓圧縮の有効性に関するフィードバックを提供するニーズが存在している。現時点において、変位距離を計測し得る装置が存在しており、変位距離は、心臓圧縮及び誘発される血液容積の変化と相関している。但し、これらの装置は、ＣＰＲの主な目的である脳に対する血流の誘発に対する圧縮の有効性を直接的に計測してはいない。本発明は、ＣＰＲを経験している患者の頭部に対して適用することが可能であり、且つ、ＣＰＲの際に脳内の血液容積の変化の振幅を検出するべく、直接的な読取りを実施することができる。本発明のこの実施形態においては、それぞれの心臓圧縮に伴う血液容積の実際の変化について、ＣＰＲの施術者に対して直接的なフィードバックを提供することにより、ＣＰＲの有効性を監視及び改善することができる。

又、頭蓋内流体の変化のプレチスモグラムを生成するためのＶＩＰＳ技術の使用に加えて、本発明は、その他の技術を使用して実装することもできる。例えば、近赤外線分光法（nirs）を使用することにより、或いは、様々な波長において光の吸収を計測することにより、プレチスモグラムを生成することができる。例として、パルスオキシメトリ装置は、通常、光の二つの波長を使用しており、且つ、心臓拍動の際に、これらの波長の吸収をサンプリングし、これにより、プレチスモグラムを生成する。又、これは、一つの波長によって実現することもできる。このタイプの光吸収技術を脳に適用することにより、シャントの誤動作を評価するべく使用され得るプレチスモグラムを得ることができる。プレチスモグラフィの分野における熟練技術者は、頭蓋内流体のプレチスモグラムを様々な技術によって生成することが可能であり、且つ、本発明は、プレチスモグラムを生成する任意の特定の技術的手段に限定されてはいないことを認識するであろう。

ＩＣＰ監視の技術分野においては、熟練の神経科医及びその他の専門家は、ＩＣＰプロットの形状を調査することが可能であり、且つ、重要な臨床状態を識別することができる。高サンプルレートにより、本発明によって生成されるプレチスモグラムは、類似の曲線を生成することが可能であり、且つ、侵襲的なＩＣＰプローブに対するニーズを伴うことなしに、類似の診断情報を臨床医に提供することができる。動脈及び静脈血流及び容積、頭蓋内コンプライアンス、浮腫、ＣＳＦ容積、及び拍動に関する情報は、そのすべてを高分解能プレチスモグラムから導出することができる。いくつかのケースにおいては、特に、複数の別個の流体に関する情報が必要とされている際には、患者の臨床状態を相対的に良好に理解するべく、ＶＩＰＳプレチスモグラムをＩＣＰモニタと組み合わせることが有用な場合がある。又、この技法は、頭蓋内コンプライアンスについて医師に通知するべく、使用することもできる。

別の実施形態においては、時間に伴って、或いは、バルサルバ試験、頸静脈圧力、脳脊髄液注入又は採取（脊椎穿刺のようなもの）、過換気、低換気、又は患者の位置の変化などの外部刺激に応答して、一つ又は複数の頭蓋内流体の容積の変化を調査することにより、頭蓋内コンプライアンスの検出を実現することができる。又、初期刺激の後の回復も、頭蓋内コンプライアンス及び自己調節の通知となり得る。本発明は、圧力と容積との間の関係を確立し、且つ、従って、頭蓋内流体コンプライアンス及び自己調節に関する情報を提供するべく、ＩＣＰモニタとの組合せにおいて使用することができる。本装置は、頭蓋内流体容積を疾病の診断、管理、又は治療において有用であり得るその他の生理学的パラメータに相関させるべく、限定を伴うことなしに、ＥＣＧ、ＥＥＧ、パルスオキシメトリ、超音波、経頭蓋ドップラー、及び／又は赤外線分光法などのその他の監視技術と組み合わせることができよう。

別の実施形態においては、本装置は、ＣＳＦ漏洩を検出するべく、使用することができる。例えば、硬膜外麻酔を伴う手順を経験している患者などのＣＳＦ漏洩のリスクを有する患者を本装置によって監視することが可能であり、且つ、装置は、ＣＳＦの容積の変化が存在する際に、治療している医師に警告することができよう。脊椎又は硬膜外麻酔の最中又はその後のＣＳＦ漏洩を直接的に検出する方法は、現時点において存在していないことから、麻酔科医は、通常、漏洩の症状が顕著になる前に、即ち、数時間又は数日後に、離れることになる。大部分の患者は、手術直後の回復の際には、依然として横になった位置にあることから、彼らは、通常、彼らが直立した際の手術の十分に後の時点まで、なんらの神経学的症状をも経験することにならない。頭蓋の内部におけるＣＳＦの欠乏に起因し、脳は、重力と、十分な量のＣＳＦによって供給される正常な浮力の欠如と、に起因して沈下することになる。この沈下は、脳に供給している血管のいくつかに対する応力を誘発し、その結果、「脊髄頭痛」と一般に呼称される深刻な頭痛がもたらされるものと一般に言われている。不注意な硬膜の穿孔の結果であるこのタイプのＣＳＦ漏洩の一般的な一つの治療法は、患者の自家血液を穿孔の近傍において硬膜外空間に注入するというものである。これは、血液パッチと呼称されている。その他の治療法は、生理食塩水又はその他の流体の空間内への注入、或いは、硬膜断裂の外科的な修復を伴っている。本装置の適切な適用により、ＣＳＦ漏洩を結果的にもたらし得る手順を経験している患者に対して頭蓋内流体モニタを適用するステップと、ＣＳＦ漏洩を検出するステップと、同一の手術セッションにおいて漏洩を修復するステップと、を有する患者を治療する新しい方法を案出することができる。この方法に対する変形は、頭蓋内流体モニタを使用して患者内のＣＳＦ漏洩を検出するステップと、漏洩検出の結果として漏洩を修復するステップと、を含むことができよう。或いは、ＣＳＦ漏洩を引き起こし得る手順の前に、患者の頭蓋内ＣＳＦ容積の計測を実施することも可能であり、且つ、手順の最中に又は後に、頭蓋内ＣＳＦ容積の第二の計測を実施することも可能であり、且つ、大幅な減少が検出された場合には、手順の終了の前に、修復を実施することもできる。或いは、この代わりに、手順の後の任意の時点において、第二の計測を実施することも可能であり、且つ、漏洩の検出の後に、修復を実施することもできる。

本発明の別の実施形態においては、プレチスモグラフィは、呼吸数及び容積、心拍数、又はペニスの勃起機能を検出するべく、使用されている。例えば、センサは、呼吸周期に起因した胸部偏位の程度を検出するべく胴体に接着されるように、設計することができよう。又、センサは、結果的に数学的変換を介して心臓及び呼吸周期に関係付けられる基礎をなす組織の血液容積の変化を監視するように、腕バンド、イヤフォン、又は腕時計ブレスレットに統合することもできよう。ペニスの基部に接着し得るセンサは、勃起応答と関連した容積計測の変化を計測することができよう。

一実施形態によるＶＩＰＳシステムのコンソールは、ディスプレイを有するカスタム電子装置を含んでいてもよい。この代わりに、ｉＰａｄなどのラップトップコンピュータ又はタブレットを使用することもできよう。これらの既製品のコンピュータのうちの一つの使用は、Bluetooth又はＷｉＦｉを含む既に統合されている無線通信能力が得られるという利点を有する。但し、既製品又はカスタムコンポーネントを有するカスタムコンソールを使用することもできる。

脳内の流体の非対称性（或いは、その他の対称的又は非対称的な特性）を検出するべく、複数のトランスミッタ及びレシーバを戦略的に配置することができる。トランスミッタ及びレシーバは、トランスミッタが患者のバルク組織の異なる部分を通じて送信し、且つ、レシーバが、組織を通じて信号を受信するように、トランスミッタのほぼ反対側に位置するように、配置されてもよい。例えば、単一のトランスミッタ（又は、レシーバ）は、患者の額の上部に又はその近傍において配置することが可能であり、且つ、二つのレシーバ（或いは、トランスミッタ）は、時変磁界がそれぞれの半球を通じて伝播するように、或いは、二つのトランスミッタの場合には、時変磁界のそれぞれが、脳の異なる側部に固有の方式で偏位した状態で伝播するように、互いに空間的に分離されており、且つ、頭部のいずれかの側部において、好ましくは、後方に向かって、配置することができよう。この例においては、レシーバによって受信される磁界（或いは、二つのトランスミッタが使用されている例においては、単一のトランスミッタによって受信される二つの磁界）は、全体組織サンプルの実質的に異なる部分（例えば、第一部分及び第二部分）を通じて送信されることになる。トランスミッタ／レシーバの向きに応じて、組織部分内においてなんらかのオーバーラップが存在し得るが、一般には、トランスミッタは、全体バルク組織の別個のセクションを通じて送信するように構成される。

この例において継続すれば、二つのレシーバと一つのトランスミッタ、或いは、一つのレシーバと二つのトランスミッタ、の間の不均等な信号は、脳卒中又は出血が一側部に存在しているという通知であり得るであろう。これは、有用であり、その理由は、大部分の脳損傷は、脳の直接中心には存在していないからである。従って、非対称性の検出は、損傷の通知となろう。トランスミッタのそれぞれから送信された信号を識別するべく、信号は、同期化パルス、振幅、又は周波数変調などの識別子として送信特性を含んでいてもよく、且つ／又は、それぞれのトランスミッタが、異なる基本周波数又は異なる一連の周波数において送信することも可能であろう。例えば、第一トランスミッタから送信される信号は、第二トランスミッタから送信される信号とは異なる周波数を有していてもよい。別の例として、第一トランスミッタから送信される信号は、第二トランスミッタから送信される信号と比較した場合に、時間においてシフトされていてもよい。更に別の例として、信号のうちのそれぞれ又は一つは、送信された特定のトランスミッタに対応したデータのビット（例えば、振幅値又はこれに類似したもの）を含んでいてもよい。

単一のアンテナ又はコイルが、異なる時点において、トランスミッタ又はレシーバとして機能し、これにより、トランシーバを生成できるようにすることも可能である。アンテナをレシーバ状態からトランスミッタ状態に、且つ、その逆に、切り替えるべく、スイッチを実装することもできよう。例えば、ヒ化ガリウムＦＥＴ又はＰＩＮダイオードスイッチを使用することができよう。或いは、この代わりに、二つの同心ループアンテナを同一の印刷回路板又はその他の基板上において配置することもできよう。

位相シフトの計測において、電子コンポーネントのいくつかは、温度の変化の影響を受ける可能性がある。温度によって誘発される変動の影響を極小化するべく、レシーバからのケーブルと同一の長さを有するように、トランスミッタからアナログ−デジタルコンバータまでのケーブルを設計することが望ましい場合がある。又、抵抗器、コンデンサ、及びインダクタの直列／並列ネットワークの形態における補償電気抵抗又はリアクタンスの追加により、温度の影響を極小化することもできる。更には、本質的に温度の影響を受けやすい増幅器又はその他のコンポーネントを温度の観点において安定化させるべく、ヒーター又は熱電クーラー、並びに、断熱が使用されてもよい。

ＲＦ送信信号を供給するケーブルに対する送信アンテナの不整合の影響を低減するべく、ケーブル反射を除去すると共にアナログ−デジタル変換に利用され得る送信信号の純粋なサンプルを提供するように、指向性カプラが使用されてもよい。

アンテナ近傍の又は磁界内の人々又はその他の物体の運動に対するシステムの感度を低減するには、磁界を放出するアンテナの遮蔽が有用な場合がある。人間の脳空洞に対して磁界プロファイルを最良に整合させるべく、フェライト、その他の磁性材料、又は導電体から形成された様々な受動型の磁界成形装置がアンテナと共に内蔵されてもよい。

アルゴリズム
上述のように、ＶＩＰＳ装置は、複数の周波数において電気特性データをキャプチャしてもよい。このデータは、エミッタと検出器との間における電圧又は電流信号の位相シフト及び減衰の計測を含んでいてもよい。いくつかの実施形態においては、複数のエミッタ及び検出器の間における位相シフト又は減衰の計測が存在することになる。

異なる生物学的組織は、変化する電気特性と、従って、異なる位相シフト及び減衰と、を有する。電気特性の変化―例えば、位相シフト―の周波数応答を調査することにより、流体のタイプのうちのそれぞれのタイプの容積の変化を別個に調査することができる。頭蓋は、剛性を有すると共に閉鎖された容積であることから、血液、細胞内液、細胞外液、及び脳脊髄液などの異なる流体の容積の変化は、互いに影響を及ぼすことになり、その理由は、合計流体容積が基本的に一定に留まらなければならないからである。頭蓋内圧力と頭蓋内流体容積との間の基本的な関係は、二世紀以上も前に、Monro及びKellie教授により、初めて発表されたものである。Monro及びKellieは、頭蓋が基本的に剛性を有する閉鎖された容積であることから、頭蓋内への動脈血流を許容するには、頭蓋から外への静脈血流が必要とされるという原理を確立した。この現象は、その他の頭蓋内流体にも適用される。

頭蓋内流体の変化を確実に検出するべく、様々なアルゴリズムを生成することができる。特定の流体について、特定の周波数において、位相シフト、減衰、又はその他の電気パラメータから、式が導出されてもよい。頭蓋内血液容積と強力に相関した一つの式Ｂ(p(f1),a(f2)) が経験的に導出されてもよい。この例においては、式Ｂは、特定の周波数（f1）における位相シフト（p）と、同一又は別の周波数（f2）における減衰（a）と、の関数である。我々は、生きている患者又は動物においては、血液容積の増大に伴って、脳脊髄液の容積が減少すると予想することになろう。従って、我々が、脳脊髄液の式を導出し、且つ、その式をＣと呼称した場合には、Ｂ／Ｃの比率の上昇は、静脈血貯留の、或いは、脳内出血の、良好なインジケータとなり得る。別の例として、脳浮腫が生じるのに伴って、細胞内及び細胞外液容積の増大により、頭蓋内血液の一部が頭蓋から押し出されることが周知である。従って、我々が、細胞液の式を導出し、且つ、その式をＣＦと呼称した場合には、浮腫を定量化するための測定基準として、比率ＣＦ／Ｂを使用することができる。比率の式の使用は、分子及び分母の両方に影響を及ぼし得るノイズ要因を分類するのに、特に有用であり得る。

この一般的な方法において更に継続すれば、当業者は、一つ又は複数の特定の頭蓋内流体及び脳の半球内の流体の場所と強力に相関する式を活用した多くのこのようなアルゴリズムを開発してもよい。二つ以上の流体の間の関係は、比率、積、合計、差、又は様々なその他の数学的関係を含み得る数式において表現することができる。

本発明は、脳出血又は浮腫などの状態を診断するべく使用することができる。但し、本発明は、これらの状態のうちのいくつかの状態の治療の実行の制御を支援するべく、使用することもできる。例えば、装置は、脳組織内の細胞液を計測するべく使用することができよう。危険な浮腫の場合には、医師は、しばしば、脳から水を導出するべく、マンニトールや高張生理食塩水溶液のような静脈内薬剤を投与することになる。適切に且つ正しい投与量で投与されない場合には、これらの薬剤は、危険であり得る。治療している医師にとっては、脳組織から除去された流体の量を知ることが有用であろう。従って、本明細書において記述されているものなどの装置の使用は、頭蓋内流体容積を低減するための治療に対するフィードバックを提供する手段としての有用性を有することになろう。別の例は、しばしば、脳損傷を有する患者を治療するべく使用されている血圧及び流量を変更する薬剤の投与に対するフィードバックとして頭蓋内血液容積の尺度を提供するべく、このような装置を使用するというものになろう。頭蓋内流体計測がフィードバックとして使用され得るその他の例は、マラソンなどの強力な運動の際の水分補給、強力な運動の際のナトリウム濃度、或いは、不適切なレベルのナトリウムを有する患者の治療を含む。

本明細書において使用されている例は、頭蓋内流体に合焦しているが、異なるタイプの流体を弁別し得る装置を使用したアルゴリズム及び治療方法は、その他の医療の分野においても同様に使用することができる。上述のものなどのアルゴリズム及びフィードバック技法は、身体のその他の部分内において異なるタイプの流体の比率を確実に計測するべく、使用することができる。例えば、鬱血性心不全を有する患者の肺組織の内部において蓄積される流体の調査は、その同一の領域内における血液に対する肺液の比率の変化として読み取ることができる。乳癌手術後の患者の腕の内部において通常発生するリンパ水腫は、血液又は筋肉組織の容積に対する細胞外液の容積の比率として計測することができる。リンパ水腫用の圧縮帯や鬱血性心不全患者用の利尿剤などの組織流体の容積に対して影響を及ぼす患者の治療は、上述のフィードバックを使用することにより、制御することができる。

臨床用途
血液透析の際には、血液が患者の静脈から採取され、且つ、ナトリウム及び尿素を含む物質が濾過によって除去される。血液脳関門は、オスモルと呼称されるこれらの相対的に大きな分子が脳から迅速に離脱することを防止している。この結果、血液脳関門に跨って水を脳内に引き入れ、その結果、脳浮腫をもたらす浸透圧を提供する濃度勾配が生成される。極端なケースにおいては、この脳浮腫は、透析不均衡症候群と呼称される状態を生成することになり、これは、脳機能の劣化を、或いは、場合によっては、永久的な脳損傷をすら、引き起こすのに十分なほどに深刻であり得る。これを部分的な理由として、透析は、通常は、約４時間という、長時間にわたって実行されている。多くの患者は、更に迅速な透析プロトコルを経験し得るものと考えられているが、更に高速のレートを許容し得る患者を特定することは困難である。透析の際の頭蓋内流体を監視することにより、本明細書に記述されているＶＩＰＳシステムによって新しい透析プロトコルを可能にすることができよう。この方法のステップは、透析の開始の前に流体モニタを患者上において配置するステップと、相対的に高速のレートにおいて透析を開始するステップと、脳浮腫の兆候についてチェックするステップと、を伴うことになろう。浮腫が進行するのに伴って、流体読取りに応答して透析を減速させることにより、プロセスを許容するその能力に基づいて、それぞれの患者ごとに、透析レートをカスタマイズすることができる。

ナトリウムの不均衡を有する患者の場合には、高ナトリウム血症又は低ナトリウム血症などの状態を結果的にもたらし得るナトリウムレベルの変化を検出するべく、本明細書において記述されているＶＩＰＳシステムを使用してもよい。このような状態が疑われる患者においては、状態を検出及び診断するべく、或いは、流体又は薬剤治療の実行の際にリアルタイムフィードバックを提供することによってそのナトリウムバランスを補正するように患者の治療において医師を支援するべく、システムが配備されてもよい。

心臓手術の際には、脳に到達する血液が不足するリスクが存在している。これは、塞栓症、或いは、脳に対する循環の欠如又は低血圧の結果であり得る。この問題について記述している文献の一つが、“Silent Brain Injury After Cardiac Surgery: A Review” by Sun et al, journal of the American College of Cardiology, 2012 である。流体モニタは、脳内の血液量の減少を検出することが可能であり、且つ、脳組織内の虚血を検出することができよう。従って、新しい監視技法は、心臓手術の開始時点において、本明細書において記述されているシステムなどの流体モニタを患者上において配置するステップと、手術の際に患者を監視するステップと、を伴い得るであろう。装置が脳虚血又は脳内の血液容積の減少を検出した場合には、医師は、警告されてもよく、且つ、様々な臨床手段を通じて問題を補正するべく試みてもよい。

ＶＩＰＳ装置は、頭蓋内圧力を非侵襲的に監視するように構成することができる。神経学の分野においては、頭蓋内流体が身体の独自の頭蓋内流体制御系によって適切に調節されている際には、頭蓋内圧力及び容積が、ほぼ線形で関係付けられることが周知である。ＶＩＰＳ装置が圧力の変化に比例した流体シフトを検出し得ることが臨床研究において証明されている。

特に新生児の、消化管内における虚血を検出するニーズが存在している。本明細書において記述されているＶＩＰＳシステムは、連続的な監視により、或いは、瞬間的な計測により、虚血を検出するべく使用されてもよい。

自動車事故被害者における、フットボールプレーヤにおける、軍隊における頭部の負傷、並びに、その他のタイプの頭部の負傷の防止及び検出は、重要なニーズである。衝撃に起因した加速度を監視するべく、加速度計がフットボールヘルメットに追加されており、且つ、Nike, Inc. などの会社は、加速度検出器を帽子に内蔵させている。但し、加速度計は、単に、頭部負傷の尤度の判定を支援するための間接的な方法でしかない。脳震盪又は脳損傷をもたらすのは、外部加速力に応答した頭蓋内の脳の運動である。又、ＶＩＰＳは、ヘルメット、帽子、ヘッドバンドに追加されることも可能であり、或いは、頭部に直接的に適用されることも可能であり、且つ、衝撃の際に頭蓋内の脳の運動を検出することができよう。これは、加速度計の代わりに使用することができるが、加速度計との関連において使用された場合に、最も効果的であろう。ＶＩＰＳによる頭蓋内の脳の運動の監視は、加速度計のみによるものよりも良好な脳損傷の潜在性の尺度を提供することになろう。フットボールが用途の一つである。衝突試験が別の用途である。車両の安全性の研究は、衝撃の際の脳の運動についての相対的に良好な理解から、大きな利益を享受し得るであろう（例えば、ＶＩＰＳによって監視される死体を伴う衝突試験）。

脳震盪の検出は、特にスポーツ損傷において、重要である。人間が脳震盪を有している場合に、最初の脳震盪が解決される前の第二の脳震盪は、セカンドインパクト症候群と呼称される非常に深刻な負傷を結果的にもたらし得る（“second impact syndrome”, Bey & Ostick, West J Emerg Med. 2009 February; 10(1): 6-10.）。脳震盪及び頭蓋内流体に対するその影響の科学は、依然として発展途上にあるが、ＶＩＰＳは、頭蓋内の腫れ、充血、静脈貯留、出血、虚血、血流量の変化、又は組織の生体インピーダンスに影響を及ぼすその他の生物学的変化の早期の段階を検出するべく使用することができよう。ＶＩＰＳ装置によれば、読取りは、ゲームの前に、或いは、なんらかのその他のベースライン時点において、取得されてもよく、且つ、潜在的な損傷イベントの後の読取りは、負傷の存在又は程度を証明するべく、ベースラインと比較されてもよい。

本明細書において記述されているＶＩＰＳシステムにより、様々なその他の医療状態が監視されてもよい。末梢性浮腫は、様々な医療状態によって生成され得る。足及び脚における腫れは、鬱血性心不全を有する患者の場合に、一般的なものである。腕の内部の腫れは、乳癌手術の後に患者がリンパ水腫を発症した際は、一般的なものである。腫れは、手術後の四肢及び身体のその他の部分においては、一般的なものである。いくつかのタイプの手術においては、虚血、浮腫、又は静脈貯留のリスクを有する組織の弁（flap）が存在している。コンパートメント症候群は、腕、脚、又は身体内の任意の封鎖空間などのコンパートメント内の圧力の増大に起因して、筋肉及び神経に対する不十分な血流が存在している際に、負傷の後に結果的に生じ得る。本装置は、組織に突き通されると共に圧力の読取りを取得するための針を伴う最小限に侵襲的な装置を使用することにより、コンパートメント症候群圧力を計測する（“accuracy in the measurement of compartment pressures: a comparison of three commonly used devices”, Boody & Wongworawat, J Bone Joint Surg Am. 2005 Nov;87(11):2415-22.）。鬱血性心不全又はその他の状態を有する患者は、その肺又は胸部空洞内において流体の蓄積を有する可能性がある。本明細書において記述されているＶＩＰＳ装置は、腫れ、血流、潅流、及び／又は、これらの又はその他の状態のいずれかに起因した四肢又は身体のその他の部分のその他の流体特性に関係した変化を監視するべく使用されてもよい。ベースライン読取りが取得されてもよく、且つ、例えば、組織の腫れ又は潅流の変化を監視及び検出するべく、後続の計測が、このベースラインと比較されてもよい。腫れの連続的な監視は、浮腫、血流、又はその他の臨床パラメータを制御するべく、治療法に対するフィードバックを提供してもよい。

脱水は、生命を脅かす医学的状態である可能性があり、且つ、マラソンなどの運動活動の際に、且つ、様々な医学的状態を有する患者において、発生する可能性がある。本明細書において記述されているＶＩＰＳ装置は、初期診断を目的として患者の水分補給レベルを定量化するべく、治療の有効性を監視するべく、且つ／又は、患者の状態の悪化に対する警告として、使用されてもよい。

極端な加速度を経験する戦闘機パイロット及びその他の人々は、しばしば、その脳内の突然の流体シフトの結果として、意識を失う。類似の状態は、彼らの頭蓋内流体に影響を及ぼし得る極端な状態に曝露される深海潜水士、宇宙飛行士、スカイダイバー、及び登山家において発生する可能性がある。本明細書において記述されているＶＩＰＳ装置は、彼らが彼らの頭蓋内流体の変化のリスクに晒されている活動の際に、それがリアルタイムで監視され得るように、ヘルメットの内部において設置されてもよく、或いは、その他の方法で人間の頭部に付着されてもよい。流体の危険な変化が発生した場合には、介入を提供するように、個人又は第三者に警告することができよう。

偏頭痛は、脳内又はその周辺の血管の膨張によって生成されることが周知である。偏頭痛の生理学を診断すると共にこれについて相対的に良好に理解するべく、頭蓋内血液容積の定期的な又は連続的な監視が使用されてもよい。個々の偏頭痛患者は、その実行の際に、様々な偏頭痛治療の効果を定量化してもよく、且つ、薬剤を滴定するか又はその他の方法で治療を調節するべく、その情報をフィードバックとして使用してもよい。例えば、毎晩の、且つ、朝の、ウォーキングの際の簡単なＶＩＰＳスポットチェック読取りなどの偏頭痛患者による規則的な定期的監視により、患者は、偏頭痛症状に先行する特徴的な頭蓋内流体の変化を検出し、これにより、症状を相対的に効果的に低減する相対的に早期の介入を促進することができよう。

ペニスのプレチスモグラフィは、前立腺切除術の前後において、勃起機能を評価するべく、泌尿器手術において一般に使用されている。現時点においては、これは、通常、環状ひずみゲージトランスデューサを介して実現されている。ペニスの充填の直接的な容積測定計測値を提供するべく、ＶＩＰＳセンサを利用することができよう。又、このような装置は、勃起不全の病因、即ち、生理学的なものであるのか、又は心因性のものであるのか、を評価するべく外来環境において、或いは、夜間覚醒を監視する際に、使用することもできよう。

上述のように、体液を検出するためのシステム１００、７００を（直接的に又は間接的に）使用した様々な方法が使用されてもよい。例えば、一方法においては、非同期ＥＫＧ及びＶＩＰＳ読取りに、タイプスタンプが施されてもよく、且つ、ＶＩＰＳ読取りは、後続の分析のために、心臓周期内の位置の関数として、ビン分けされてもよい。例示用の分析は、いくつかの例として、それぞれのビン内の中央値又は平均値などの統計値を含んでおり、その結果、心臓拡張及び心臓収縮位置と関連したビンの平均値の間の差が、流体交換の程度を通知することができよう。

方法の別の例として、心拍数（周波数）及び／又は心臓周期と関連した流体の変化の振幅を判定するべく、例えば、ＦＥＴやＤＦＴなどの信号処理アルゴリズムが、処理ユニット１０４及び／又は演算装置（例えば、ラップトップ、デスクトップ、サーバ）により、計測された位相、振幅、及び／又は、血液やＣＳＦなどと相関する演算されたインジケータなどの重み付けされた組合せに対して適用されてもよい。

生理学的監視は、一般に、心拍数や呼吸数などのようなパラメータを含むように、様々な医療環境において利用されている。これらの値―電気的なもの、光学的なもの、及びその他のもの―を導出するべく、様々なモードが、現時点において存在しているが、ＶＩＰＳも、これらのバイタルサインに関するデータを提供することにより、ＶＩＰＳ装置が、頭蓋流体の監視のために、或いは、この同一の情報の更なる供給源として、既に利用されている際に、更なるモニタに対するニーズを除去するべく、使用することができよう。即ち、生理学的センサは、直接的又は間接的に流体の流れの一つ又は複数の特性又は患者の身体内のその他の状態を検出するべく使用することが可能であり、且つ、次いで、これらの状態は、ＶＩＰＳシステムからのデータを較正又はフィルタリングするべく、使用されてもよい。

頭蓋内流体の自己調節は、複雑な生物学的プロセスであり、血管拡張、血管収縮、脳及び脊柱の様々なコンパートメントの間における脳脊髄液（ＣＳＦ）の運動、並びに、ＣＳＦの生成を伴っている。様々な神経学的疾患を有する患者は、乏しい自己調節しか有していない可能性があり、この結果、頭蓋内圧力の上昇又は低減をもたらし得る。本明細書において記述されているＶＩＰＳ装置は、特定の患者の自己調節及び頭蓋内コンプライアンスを評価するべく、使用されてもよい。手順又は姿勢の変化の結果として生じる流体の変化を計測するべく、試験が開発されてもよい。例えば、患者は、自身の背中を下にして平らに横たわってもよく、且つ、医師は、流体容積読取りを取得してもよく、患者の脚を上昇した位置まで持ち上げてもよく、且つ、発生する流体の変化を計測してもよい。その他の試験は、バルク流体の静脈内注入、薬剤の投与、及び／又は水平から垂直方向位置への患者の運動を含んでいてもよく、これらのすべてが、血液、ＣＳＦ、及び脳内のその他の流体の変化を誘発することになる。特定の患者の試験からの結果を異なる時点において実行された同一の患者のベースライン計測に照らして、或いは、既知の正常且つ病的応答のデータベースに照らして、比較することにより、医師による患者の自己調節及び頭蓋内コンプライアンスの状態の相対的に良好な理解を支援してもよい。患者の頭蓋内流体機能に関する相対的に良好な理解により、医師は、患者にとっても最も有益な治療の過程を相対的に良好に選択可能となり得る。

脳への血流の意図的な操作の後の患者内における正常な脳血管反応性（ＣＶＲ：CerebroVascular Reactivity）への復帰を比較する研究は、脳震盪を有する人物と健康な人物との間の差を示している。健康な人物とは異なり、脳震盪を有する人物は、過換気試験の後に、正常なＣＶＲに戻ることに失敗している。この状態は、脳震盪の後に、数日間にわたって継続している。対照的に、健康的な人物においては、ＣＶＲは、格段に短い時間において正常な状態に戻っている。我々の実験は、脳の電磁特性のバルク計測値が、バルサルバ試験及び頸静脈圧縮などのＣＶＲに影響を及ぼす試験において計測可能な変化を有することを示している。これらの結果は、時間及び大きさの正常状態の両方への復帰が、本特許出願において記述されている装置及び方法により、正確に検出され得ることを示している。これは、装置及び方法が、十分に制御された意図的な血流の変化を生成する操作に起因して、正常なシグネチャからの偏位の時間及び大きさのパターンを評価することによって脳震盪などの様々な疾病を検出するべく、使用され得ることを示している。

実験例
この実験は、意図的な組織状態の変化に対する電磁シグネチャ応答において、大きな洞察力が見出され得るという概念に基づいたものであった。これは、生物学的組織状態の電子計測に基づいた格段に高度に制御された診断方法をもたらすことができた。本発明者らの実験においては、意図的な変化が、調査対象の臓器又は組織内において生成され、且つ、意図的に生成された変化に応答して、その臓器又は組織内において発生した電磁特性の変化を評価すると共にこれらの変化を意図的な動作に相関させることにより、診断が実行された。

方法の一例は、スポーツ医学において重要な医療問題である、脳震盪に関係している。スポーツによって誘発される脳震盪又は軽度外傷性脳損傷（ｍＴＢＩ：mild Traumatic Brain Injury）は、スポーツ医学において増大する懸念を有している。神経心理学的調査が、ｍＴＢＩを検出するための主要な診断ツールである。但し、ｍＴＢＩも、心拍数の変化、並びに、圧反射感度、細胞代謝、及び脳血流の減少を含む生理学的影響を生成する。脳血流の尺度である脳血管反応性（又は、「脳血管応答（ＣＶＲ：CerebroVascular Response）」は、脳外傷によって悪化する。ＣＶＲを評価するべく、様々な方法が使用されている。これらは、過換気、息止め、ＣＯ₂ 吸入、及びアセタゾラミドの投与を含む。頸動脈に対するドップラー超音波計測は、ＣＶＲの変化を監視するべく使用されることが可能であり、これは、次いで、ｍＴＢＩと相関されることが可能であり、且つ、状態の診断のために、使用され得ることが示されている。本明細書において記述されている方法及び装置は、ｍＴＢＩの診断における実際的な用途を伴う、ＣＶＲの変化を計測するための代替手段を提供している。

この実験は、身体上における意図的な動作を通じてＣＶＲを評価するべく使用される様々な方法が脳の電磁特性の変化を生成することを実証している。これらの特性は、大きさ及び時間における明確なシグネチャを生成しており、且つ、従って、我々の脳診断用の装置と共に使用することができる。

実験システム：誘導型分光計
実験用のマルチ周波数誘導型分光計を設計及び構築した。システムは、関数生成器、トランシーバ、デュアルチャネル復調器、及びアナログ−デジタルコンバータという四つのモジュールから構成されていた。システムを制御すると共にデータを処理するべく、パーソナルコンピュータを使用した。関数生成器モジュールは、二つの同一のプログラム可能なシンセサイザ（NI 5401 synthesizers, National Instruments, Inc., Austin, TX）を発振器として使用していた。第一発振器は、予めプログラムされたステップにおいて、１〜１０ＭＨｚの範囲において、約２０ｍＡの励起信号 Icos(ω_et) を供給した。変調信号 Icos(ω_mt) は、第二発振器によって生成された。処理及び復調のために、一定の低中間周波数において狭帯域計測された電圧信号を生成するべく、全体帯域幅内において、差ω_e−ω_m＝ω_o＝１００（２π）を一定に維持した。

励起及び変調信号をトランシーバ及びデュアルチャネル復調器モジュールにそれぞれ接続した。トランシーバは、距離ｄ＝１８ｃｍにおいて同軸方式でセンタリングされた励起コイル及び検知コイルと、二つの差動レシーバ増幅器 AD8130 と、から構成されていた。両方のコイルは、ｒ＝２ｃｍの半径と、５回の巻回と、を有する円筒形プラスチックフォーマー上において巻回された AWG32 というマグネットワイヤによって構築されていた。ファラデーの法則から算出されるコイルのインダクタンスは、約４０ｍＨであった。励起コイルが一次発振磁界を生成した。検知コイルが、近接した導電性サンプルを通じて、一次磁界と、その変動と、を検出した。誘導性ピックアップを回避するべく、コイルのリードは、捩じり合わせられていた。増幅器は、従来の演算増幅器として接続され、且つ、それぞれ、励起及び検知コイル内において、基準電圧（Ｖ_ref）及び誘発された電圧（Ｖ_ind）を収集した。フル帯域幅の全体を通じて±５Ｖのダイナミックレンジを得るように、増幅器の利得を調節した。

デュアルチャネル復調器モジュールは、任意の励起及び検知周波数の情報を同一の低周波数（ω₀）に転送するべく、ミキサと、狭帯域通過フィルタと、を使用していた。このモジュールは、基準及び誘発された信号の復調のために、二つの類似したチャネルを使用していた。更なるインダクタンス及び浮遊静電容量を回路内において回避するべく、増幅器及びデュアルチャネル復調器回路は、金属製のボックスによって遮蔽され、且つ、短い同軸ケーブル（０．８ｍ未満の長さ）によってコイルに接続されていた。電流は、回路とコイルとの間における任意の相互インダクタンスを極小化するべく、遮蔽体を通過していた。

アナログ−デジタル変換モジュールが、基準及び誘発された電圧信号を一定の低周波数においてデジタル化した。１．２５Ｍサンプル／seg のサンプルレートと、１２ビットの分解能と、を有するアナログ−デジタルコンバータとして、データ取得カード（NI 607 IE, National Instruments, Inc., Austin, TX）を使用した。

基準及び誘発された電圧の位相は、LABVIEW V6.1 (National Instruments Inc, Austin, TX) において入手可能な抽出単一トーン関数により、約５サイクルにわたって、ソフトウェアにおいて算出される。基準及び誘発された電圧の間の位相シフトをΔθ＝θ（Ｖ_ref）−θ（Ｖ_ind）として推定した。２０個のスペクトルにわたって平均化することにより、位相シフト計測値の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）が改善された（１ＭＨｚにおいて３９ｄＢ）。

実験プロトコル
外頸静脈圧縮
首の両方の横方向側部において見出される二つの外頸静脈は、脳静脈排出用の主要なルートの一つである。軽い圧力を首の両側に印加することにより、人間は、排出を妨げることができる。これを実行している際には、頭蓋内流体容積が２０〜３０ｃｃだけ増大する。この実験の目的は、これらの血液容積の変化を検出するための本特許出願において記述されている位相シフト頭蓋内流体監視装置の能力を評価するというものであった。

実験は、圧縮後に頸静脈を解放した後に、読取りの指数的な減少が存在することを示した。又、実験は、第二の圧縮及び解放の後に、読取りがオリジナルの値に戻らなかったことをも示した。これは、部分的な虚血に起因して代謝が枯渇した際のＣＶＲにおいて一般的なものである。これは、この方法が、ＣＶＲを評価し、且つ、これにより、脳震盪を評価するための別の技法を提供し得ることを示唆している。

図１２を参照すれば、実験の結果がグラフにおいて提示されている。図１２に示されているように、較正済みの位相シフト計測値が時間の関数としてプロットされており、且つ、位相シフトの増大が静脈圧縮によって生成され、且つ、その減少が解放の際に生成されている。更には、血管の解放の後に、オリジナルの値に戻らない読取りの指数的な減少が存在している。これは、代謝が部分的な虚血に起因して枯渇した際のＣＶＲにおいは、一般的なものであり、且つ、方法が、ＣＦＲを評価すると共に脳震盪を評価するための別の技法を提供し得ることを通知している。

バルサルバ試験
バルサルバ試験は、閉鎖された気道に対する適度に強制的な呼気の試みにより、実行されており、通常は、口を閉じると共に鼻をつまみつつ、風船を膨らませるように、吹き出すことによって実行される。バルサルバ試験は、心臓に戻る（プリロード）と共に頭部内への及び頭部からの血流に影響を及ぼす血液の量の変化について補償する身体の能力を試験している。この試験を通じた循環系の動的応答は、ＣＶＲを含むいくつかの生理学的機能について通知する。この手順によって評価され得るその他の状態も存在している。例えば、自律神経機能障害を有する患者は、健康な患者において予想されるものとは異なる心拍数及び／又は血圧の変化を有することになる。

本明細書において記述されている装置を使用することにより、バルサルバ試験に対する時間応答を計測した。計測は、診断目的のために使用され得るいくつかの代表的な時間的側面を有していた。これらは、読取りの増大の時定数、ピーク値、減少の時定数、及び最終的な短期間及び長期間値を含む。

図１３は、バルサルバ手順におけるシフト読取りの変化を時間の関数として示すグラフを示している。図１３に示されているように、読取りは、診断に使用され得るいくつかの代表的な時間的側面を有しており、且つ、これらは、読取りの増大の時定数、ピーク値、減少の時定数、並びに、最終的な短期間及び長期間値を含む。

脳震盪の検出
脳への血流の意図的な操作の後の人間における正常なＣＶＲへの復帰は、脳震盪を有する者の場合には、健康的な者の場合とは異なっている。脳震盪を有する人物は、脳震盪の後に、数日間にわたって、過換気試験の後に正常なＣＶＲに戻ることに失敗した。その一方で、健康な人物においては、ＣＶＲは、格段に短いタイムフレームにおいて正常状態に戻った。我々の実験は、脳の電磁特性の我々のバルク計測値が、バルサルバ試験及び頸静脈圧縮などのＣＶＲに影響を及ぼす試験において、計測可能な変化を示すことを示している。これらの結果は、我々の計測値により、正常状態への復帰を正確に検出することができることを示している。これは、十分に制御された意図的な血流の変化を生成する試験に起因した正常なシグネチャからの偏位の時間及び大きさのパターンを評価することにより、脳震盪などの様々な疾病を検出するべく、我々の装置が使用され得ることを証明している。

以上、本明細書においては、例示を目的として、本開示の特定の実施形態について説明したが、本開示の精神及び範囲を逸脱することなしに、様々な変更が実施されてもよい。例えば、本出願は、本明細書において記述されているシステム及び方法の潜在的な用途として人間の脳内の流体の変化を監視するいくつかの例を含んでいるが、本開示は、人体のその他のエリア（例えば、腕、脚、肺など）内の流体の変化の監視を含むその他の用途の受容者において、その他の動物（例えば、羊、豚、牛など）内の流体の変化の監視において、並びにその他の医療診断環境において、広範な用途を見出すものである。例えば、腕の内部の流体の変化は、トランスミッタ及びレシーバを含む包帯を腕に巻き付けることにより、検出されてもよい。

本明細書において記述されているシステム及び方法が使用され得るその他の医療診断環境のいくつかの例は、特定の流体、組織（例えば、筋肉、脂肪、実質臓器など）、或いは、人体の所与のエリア内のその他の固形物（例えば、腫瘍）の絶対割合の判定や物体の比誘電率及び／又は比透磁率の判定などを含む。更なる臨床用途は、内出血の検出、異なるタイプの流体（例えば、血液、細胞外液、細胞内液など）の間の区別、脳浮腫並びにリンパ水腫を含む浮腫の評価、及び鬱血性心不全などの状態の結果として生じる肺液蓄積の評価を含む様々な監視及び診断用の使用法を含む。これらの用途のすべて、並びに、更に多くのものが、本明細書において記述されている様々な実施形態によって対処され得る。従って、請求項の範囲は、本明細書において付与されている特定の例に限定されるものではない。

Claims (26)

1. 患者の組織内の流体レベルの変化の空間的な差を検出する装置であって、
   前記患者の身体部分に対して前記装置を固定するための支持構造と、
   前記支持構造に動作自在に接続された処理要素と、
   前記支持構造に動作自在に接続されると共に前記処理要素及び外部演算装置と無線ネットワークを通じて通信状態にある無線ネットワーキングインタフェースと、
   前記支持構造に動作自在に接続されると共に前記処理要素との通信状態にある第一送信モジュールと、
   前記支持構造に動作自在に接続されると共に前記処理要素との通信状態にある第二送信モジュールと、
   前記支持構造に動作自在に接続されると共に前記処理要素との通信状態にある第三送信モジュールと、
   を具備し、
   前記第一送信モジュールは、前記第二及び第三送信モジュールの反対側に位置し、且つ、起動された際に、第一時変磁界を前記患者の前記組織を通じて送信し、
   前記第二送信モジュール及び前記第三送信モジュールは、空間的に、前記患者の前記組織との関係において、互いに分離されており、且つ、前記第一送信モジュールによって送信された前記第一磁界の第一及び第二バージョンを受信し、且つ、第一受信磁界データを前記処理要素に送信し、
   前記処理要素は、前記第一受信磁界データに対応した送信データを前記無線ネットワーキングインタフェースに提供し、その結果、前記無線ネットワーキングインタフェースは、前記送信データを前記外部演算装置に無線で送信する、装置。
2. 前記処理要素は、前記送信データを前記ネットワーキングインタフェースに送信する前に、前記第一受信磁界データをデジタル形態に変換するように構成されている、請求項１に記載の装置。
3. 前記支持構造は、互いに平行に延在すると共に患者の頭部の反対側において位置決めされるように構成された第一及び第二アームを含むヘッドセットを具備する、請求項１に記載の装置。
4. 前記ヘッドセットは、ガラスフレームを具備する、請求項３に記載の装置。
5. 前記支持構造は、前記患者によって装用可能である、請求項１に記載の装置。
6. 前記処理要素は、前記第一受信磁界を前記送信データに変換するべく、高速フーリエ変換により、前記第一受信磁界の前記第一及び第二バージョンを変換する、請求項１に記載の装置。
7. 前記第二送信モジュール及び前記第三送信モジュールは、それぞれ、第二時変磁界及び第三時変磁界を前記患者の前記組織を通じて送信し、且つ、前記第一送信モジュールは、前記第二及び第三時変磁界を受信するように構成されている、請求項１に記載の装置。
8. 患者の組織内の流体レベルの対称性を検出する方法であって、
   第一トランスミッタ及び第二トランスミッタが、互いに空間的に分離され、且つ、レシーバが、前記組織を通じた送信経路を介して、前記第一トランスミッタ及び前記第二トランスミッタとの通信状態となるように、前記レシーバ、前記第一トランスミッタ、及び前記第二トランスミッタを含む装置を前記患者の頭部上において固定するステップと、
   前記第一トランスミッタから第一時変磁界を送信するステップと、
   前記第二トランスミッタから第二時変磁界を送信するステップと、
   前記レシーバにより、第一受信磁界及び第二受信磁界を受信するステップと、
   処理要素により、少なくとも一つの送信特性を分析するステップと、
   前記処理要素により、前記第一受信磁界が前記第一時変磁界に対応しており、且つ、前記第二受信磁界が前記第二時変磁界に対応していると判定するステップと、
   前記処理要素により、前記第一時変磁界と前記第一受信磁界との間の第一位相シフトを判定するステップと、
   前記処理要素により、前記第二時変磁界と前記第二受信磁界との間の第二位相シフトを判定するステップと、
   前記処理要素により、前記判定された第一及び第二位相シフトに基づいて所定の期間にわたって前記組織内の流体の変化を判定するステップと、
   を具備する方法。
9. 少なくとも一つの送信特性を分析するステップは、前記第一時変磁界と前記第二時変磁界との間の時間又は周波数又は減衰の差を分析するステップを具備する、請求項８に記載の方法。
10. 前記第一受信磁界は、実質的に前記バルク組織の第一部分を通過しており、且つ、前記第二受信磁界は、前記バルク組織の第二部分を通過している、請求項８に記載の方法。
11. 前記装置は、第三トランスミッタを具備し、且つ、前記方法は、
    前記第三トランスミッタから第三時変磁界を送信するステップと、
    前記レシーバにより、第三受信磁界を受信するステップと、
    前記処理要素により、前記第三受信磁界が前記第三時変磁界に対応していると判定するステップと、
    前記処理装置により、前記第三時変磁界と前記第三受信磁界との間の第三位相シフトを判定するステップと、
    前記処理要素により、前記第一、第二、及び第三位相シフトに基づいて前記所定の期間にわたって前記組織内の前記流体の変化を判定するステップと、
    を更に具備する、請求項８に記載の方法。
12. 前記第一トランスミッタ、前記第二トランスミッタ、前記第三トランスミッタ、及び前記レシーバは、前記組織との関係において空間的に別個の場所において位置決めされている、請求項１１に記載の方法。
13. 前記処理要素は、前記装置に装着されている、請求項８に記載の方法。
14. 前記処理要素は、外部演算装置の一部分であり、且つ、前記方法は、前記第一位相シフト及び前記第二位相シフトに対応したデータを前記装置から前記外部演算装置の前記処理要素に送信するステップを更に具備し、前記外部演算装置の前記処理要素は、前記流体の前記変化を判定する、請求項８に記載の方法。
15. 前記データを前記外部演算装置に送信するステップは、ネットワークを介してデータを送信するステップを具備する、請求項１４に記載の方法。
16. 前記処理要素により、生理学的センサ信号を受信するステップと、
    前記第一位相シフト及び前記第二位相シフトを前記生理学的センサに照らして分析するステップと、
    を更に具備する、請求項８に記載の方法。
17. 前記生理学センサは、心臓センサである、請求項１６に記載の方法。
18. 患者内の流体レベルの変動を検出する方法であって、
    ヘッドセットを前記患者に装着するステップであって、前記ヘッドセットが、
    前記ヘッドセットを患者の頭部に固定するための支持バンドと、
    前記支持バンドに結合されると共にデータを外部コンピュータに無線で転送するように構成された処理要素と、
    別個の場所において前記支持バンドに動作自在に接続された複数のトランスミッタ／レシーバコンポーネントと、
    を具備する、ステップと、
    前記患者の前記頭部内の一つ又は複数の流体レベル読取りを取得するべく、前記ヘッドセットを起動するステップと、
    前記一つ又は複数の流体レベル読取りに対応した流体データを前記処理要素から前記外部コンピュータに無線で送信するステップと、
    前記外部コンピュータによって前記流体データを分析するステップと、
    を具備する方法。
19. 前記流体データは、前記複数のトランスミッタ／レシーバコンポーネントによって検出された複数の位相に対応したデータを具備する、請求項１８に記載の方法。
20. 前記流体データを所定の期間にわたって分析するステップは、複数の位相シフトに基づいて前記患者内の前記流体レベルの変化を判定するステップを具備する、請求項１８に記載の方法。
21. 前記複数のトランスミッタ／レシーバ装置は、少なくとも三つのトランスミッタ／レシーバコンポーネントを具備し、且つ、前記ヘッドセットを起動するステップは、前記少なくとも三つのトランスミッタ／レシーバコンポーネントが前記患者の前記頭部を通じて少なくとも三つの時変磁界を送信するようにしている、請求項１８に記載の方法。
22. 少なくとも三つの時変磁界が、異なる周波数又は一連の時点のうちの少なくとも一つを伴って送信される、請求項１８に記載の方法。
23. 前記外部コンピュータによって心電図データを受信するステップと、
    前記外部コンピュータを使用することにより、前記流体データを前記心電図データと比較するステップと、
    を更に具備する、請求項１８に記載の方法。
24. 前記流体データを較正するべく、前記心電図データとの間における前記流体の前記比較を使用するステップを更に具備する、請求項１８に記載の方法。
25. 前記流体データを生成するべく、前記処理要素を使用することにより、前記一つ又は複数の流体レベル読取りを処理するステップを更に具備する、請求項１８に記載の方法。
26. 前記トランスミッタ／レシーバコンポーネントの前記別個の場所は、前記患者内における非対称な損傷の検出を許容するように、選択されている、請求項１８に記載の方法。

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