JP2021502199A

JP2021502199A - 連続自動調節システム

Info

Publication number: JP2021502199A
Application number: JP2020526324A
Authority: JP
Inventors: オジエルモーシェ; ルビンスキーボリス; エリオットレビンソンミッチェル; マークシュスターマンユージーン
Original assignee: セレブロテックメディカルシステムズ，インコーポレイティド
Priority date: 2017-11-13
Filing date: 2018-11-13
Publication date: 2021-01-28
Also published as: CA3082344A1; AU2018365148A1; IL274621A; WO2019094877A1; EP3709868A1; CN111479502A

Abstract

患者の頭部内の頭蓋内生体インピーダンスを評価し患者の頭部内の脳自己調節能を評価するためのデバイスは、ヘッドピース、送受信モジュール、処理および通信モジュールおよびヘッドピースと患者の頭部とを位置合わせするための少なくとも１つの位置合わせ特徴部を含む。ヘッドピースは、制御回路を格納するハウジング、およびハウジング上のディスプレイを含む。送受信モジュールは、少なくとも１つの受信アンテナと少なくとも２つの送信アンテナを含む。処理および通信モジュールは、少なくとも２つの送信アンテナにより送信され少なくとも１つの受信アンテナ内で受信される無線周波数信号内の位相シフトを測定することにより、頭蓋内生体インピーダンス中の位相シフトを測定するように構成されている。

Description

本出願は、２０１８年１１月１２日にＰＣＴ国際特許出願として出願されており、参照として全開示が本明細書中に完全に組込まれている２０１７年１１月１３日出願の米国非仮特許出願第１５／８１０，７６２号の優先権の利益を主張するものである。

関連出願の相互参照
本出願は、２０１２年１月１９日出願の「脳および身体の他の部域における流体変化の検出のための診断デバイス」なる名称の米国仮特許出願第第６１／５８８，５１６号の利益を主張する、２０１３年１月１８日出願で２０１４年５月２０日に米国特許第８，７３１，６３６号として発行された「送信機または受信機として遮蔽伝送ラインを使用する流体変化の検出方法」なる名称の米国特許出願第１３／７４５，７１０号の継続出願である、２０１４年５月１２日出願の「流体の変動を検出し処理する方法」なる名称の米国特許出願第１４／２７５，５４９号の継続出願である、２０１５年４月２０日出願の「流体中の変動を検出し処理する方法」なる名称の米国特許出願第１４／６９０，９８５号の一部継続出願である、２０１５年９月３日出願の「磁気信号を使用した空間的に変動する流体レベルの検出および解析」なる名称の米国特許出願第１４／８４４，６８１号の一部継続出願である、２０１７年１月２０日出願の「流体体積変化の微分法」なる名称の米国特許出願第１５／４１０，８３８号の一部継続出願である、２０１７年６月２８日出願の「連続的流体モニタリング」なる名称の米国特許出願第１５／６３５，９８６号の一部継続出願である。

本発明は、非侵襲性の診断用医療デバイス、システムおよび方法に関する。より具体的には、本開示のいくつかの実施形態は、脳および身体の他の部域における流体の変化をモニタするために体積積分位相シフト分光法（ＶＩＰＳ）を使用するデバイス、システムおよび方法に関する。

多くの異なる医学的環境において、体液の組成および分布の変化が発生するにつれてそれを非侵襲的に検出できることが有利であると思われる。例えば、集中治療室（ＩＣＵ）の患者における頭蓋内流体の内容物または分布の変化をモニタすることは極めて重大である場合が多い。これらの患者のための標準的治療は、頭蓋内に孔を開け、脳内の流体に対する化学的変化を測定するために頭蓋内圧力（ＩＣＰ）モニタまたは微小透析または「ｌｉｃｏｘ（脳組織酸素化）」プローブなどのプローブを挿入することを必要とする侵襲性モニタを含む。現在のところ、出血または浮腫と共に発生するものなどの脳脊髄液の変化を検出するために市販されている連続非侵襲性測定技術は無い。その上、多くの脳傷害は、侵襲性モニタリングのために頭蓋内に孔を開けることを正当化するのに充分なほど深刻なものではない。したがって、脳傷害を有する多くの患者のために、浮腫または出血の潜在的に有害な増加がある場合に臨床スタッフにそれを警告するのに利用可能な連続モニタリング技術は全く存在しない。その代りに、これらの患者は典型的に、臨床的な神経学検査を用いて看護スタッフにより観察され、脳内の流体組成または分布の変化が観察可能な脳機能障害を起こす結果となるまで医師または看護士は対応できない。換言すると、頭蓋内の流体変化自体をモニタするために現在利用可能な方法は全く存在せず、したがってこのような変化を補償する能力は制限されている。

脳流体異常を診断するために、以前に体積積分位相シフト分光法（ＶＩＰＳ）が提案されてきた。（ＶＩＰＳは代替的には、例えば磁気誘導位相シフト分光法（ＭＩＰＳ）などの、他の頭字語により言及される可能性がある）。提案されたデバイスに対して特許が与えられており、プロトタイプデバイスの前途有望な科学的研究が文献中に記載されている。例えばＲｕｂｉｎｓｋｙらは、この目的で米国特許第７，６３８，３４１号明細書（特許文献１）、米国特許第７，９１０，３７４号明細書（特許文献２）および米国特許第８，１０１，４２１号明細書（特許文献３）中にＶＩＰＳの使用について記述しており、これらの特許の開示は参照により本明細書に全体が組込まれている（本明細書中では「Ｒｕｂｉｎｓｋｙ特許」と呼ぶ）。Ｗｙｅｔｈらは、参照により本明細書に全体が組込まれている米国特許第８，７３１，６３６号中で、ＶＩＰＳデバイスの使用および設計の追加の詳細を記載した。しかしながら、脳の治療または他の医療分野を専門とする臨床医に対して保証されたデバイスの利益を提供するためのＶＩＰＳ技術に基づく実践的で大量生産される医療デバイスはまだ全く出現していない。

米国特許第７，６３８，３４１号明細書米国特許第７，９１０，３７４号明細書米国特許第８，１０１，４２１号明細書

したがって、出血および浮腫と共に発生するものなどの頭蓋内流体の変化を検出するための連続非侵襲性測定デバイスおよび方法を得ることが非常に望ましいと思われる。理想的には、このような医療デバイスおよび方法は、現在利用可能なデバイスと比較して改良された性能、使いやすさおよび製造可能性を提供すると考えられる。デバイスおよび方法は、理想的には、非侵襲性であるかまたは比較的侵襲性が低く、経時的に患者の体内の流体変化の連続的モニタリングを提供すると考えられる。同様に、デバイスおよび方法を、脳内および身体の他の部域内での流体変化を検出するために使用できる（または使用のために適応され得る）ことが理想的である。本出願中で説明される実施形態は、これらの目標のうちの少なくともいくつかに対処しようとするものである。

本開示の一態様において、頭蓋内流体の自己調節能検出を補助するために患者の頭部内の頭蓋内生体インピーダンスを測定する方法には、第１に、患者の頭部に対し体積積分位相シフト分光法（ＶＩＰＳ）デバイスをしっかりと固定するステップが関与し得る。このときＶＩＰＳデバイスは、１つ以上の周波数で、ＶＩＰＳデバイスの一方の側で送信機から送信される磁場とＶＩＰＳデバイスの他方の側で受信機において受信される磁場の間の位相シフトを測定することによって、頭蓋内生体インピーダンスを測定するために使用され得る。次に、該方法には、ＶＩＰＳデバイス内のプロセッサを用いて、頭蓋内生体インピーダンス中の自己調節能を検出するステップが関与する。本明細書中の「位相シフト」なる用語は、本出願においては、送信機と受信機の間の位相シフトまたは送信機と受信機間の多数の他の信号変化および／または周波数、例えば非限定的に、生物組織の中の無線周波数の通過によって伝わる位相シフト、電流、電圧、強度、減衰および他の信号変化のうちのいずれかを表わすために使用され得る。「位相シフト」の意味が明確でない本開示中のいずれの事例においても、以上に記載のより包括的な定義が意図された定義となる。

いくつかの実施形態において、頭蓋内生体インピーダンスを測定するステップには、頭蓋内生体インピーダンス中のベースライン位相シフトを測定するステップおよびより後の時点において頭蓋内生体インピーダンス中の少なくとも１つの第２の位相シフトを測定するステップが関与し得る。このような実施形態においては、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスを検出するステップには、プロセッサを用いて、ベースライン位相シフトと第２の位相シフトの間の変化を識別するステップが関与し得る。該方法には同様に、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスに対応する閾値を画定するステップも関与していてよく、ここで、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスを検出するステップには、プロセッサを用いて、ベースライン位相シフトと第２の位相シフトの間の変化が閾値に達したかまたは閾値を超えたことを識別するステップが関与する。方法には同様に、閾値に基づいてインデックスを定義するステップも関与し得る。いくつかの実施形態において、インデックスは、多数の周波数間のまたはただ１つの周波数内の位相シフトが関与する１つの数式（または複数の数式）であり得、あるいは１つの数式に基づくものであり得る。さまざまな実施形態において、識別される変化には、頭蓋内流体、頭蓋内軟組織またその両方が含まれ得る。

いくつかの実施形態において、頭蓋内生体インピーダンスを測定するステップには、患者の頭部の左半分を通る第１の位相シフトを測定するステップおよび、患者の頭部の右半分を通る第２の位相シフトを測定するステップが関与する。（患者の頭部の２つの半分または頭蓋内空間について本明細書で言及される場合、２つの半分は概して、患者の頭部の矢状面の相対する側に存在する右半分と左半分を意味する。患者の脳の２つの半分は、本明細書において概して右脳半球および左脳半球と呼ばれる。）自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスを検出するステップには、プロセッサを用いて患者の頭部の左半分と右半分の間の非対称に対応する第１の位相シフトと第２の位相シフトの差を識別するステップが含まれ得る。いくつかの実施形態において、該方法は同様に、左半分と第２の縦半分の間の非対称の量に対応する閾値を定義するステップも含むことができ、ここで、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスを検出するステップには、プロセッサを用いて、第１の位相シフトと第２の位相シフトの間の差が閾値にあるか、それを超えるかまたは閾値を下回ったことを識別するステップが関与する。該方法は同様に、閾値に基づいてインデックスを定義するステップも含む。いくつかの実施形態において、方法にはさらに、１つ以上の周波数における第１の位相シフトと１つ以上の周波数における第２の位相シフトが関与する数式に基づきインデックスを定義するステップが関与し得る。いくつかの実施形態において、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスを検出するステップは、第１のインデックスと第２のインデックスの間の差を検出するステップを含む。このような実施形態において、検出される異常は、例えば大血管閉塞（ＬＶＯ）などの患者の脳に血液を供給する血管の閉塞であり得る。

一実施形態において、方法には、生体インピーダンスの非対称を測定するステップが関与する。このような実施形態において、インデックス（または「式」）を用いて、非対称を測定することができ、ここでインデックスは、多数の周波数における位相シフトの一関数である。インデックスは、左の送信機から受信機へそして右の送信機から受信機への信号に適用され、左のインデックスと右のインデックスの間の百分率差が計算される。非対称は、百分率値として表示され得、例えばここで非対称０％は完全に対称であり、非対称５０％は、右のインデックスと左のインデックスの間の差を２つの平均で除したものが５０％であることを意味する。

任意には、該方法には、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスの応答を標示するインジケータをＶＩＰＳのディスプレイ上に表示するステップが関与する。方法には同様に、異常と結び付けられる所定の応答のためのアラームをＶＩＰＳデバイス上で発するステップも含まれ得る。いくつかの実施形態において、異常を検出するステップには、患者の脳内の脳自己調節能を損なう可能性のある脳血管抵抗を検出するステップが関与する。このような方法には同様に、任意には、薬剤の投与などの刺激が発生した後で頭蓋内流体を測定するステップも関与し得る。

いくつかの実施形態において、自己調節能および／または頭蓋内コンプライアンスを検出するステップには、患者の脳内で出血性脳卒中が発生したことおよび脳コンプライアンス／自己調節能に対する脳卒中の影響を検出するステップが含まれる。方法は同様に、内部に異常がある患者の脳の脳半球を識別するステップを含む。いくつかの実施形態において、位相シフトを測定するステップには、送信機と受信機の間の頭蓋内流体および何らかの頭蓋内中実組織を測定するステップが関与する。いくつかの実施形態において、頭蓋内流体の体積を測定するステップには、頭蓋内流体の経時的な変化を検出するために多数の位相シフト測定を行なうことによって、流体体積を経時的にモニタするステップが関与する。

患者の頭部にＶＩＰＳデバイスをしっかり固定するステップには、ＶＩＰＳデバイスのヘッドセットの２つの支持アームを患者の耳のすぐ上方で患者の頭部と接触させることにより、患者の頭部にＶＩＰＳデバイスを位置合わせするステップが関与し得る。任意には、患者の頭部にＶＩＰＳデバイスを位置合わせするステップにはさらに、ヘッドセットのノーズピースを患者の鼻と接触させるステップが関与し得る。いくつかの実施形態において、ノーズピースは、調整可能および／または異なるサイズのノーズピースと交換可能である。該方法には同様に、患者の頭部からＶＩＰＳデバイスを取外すステップ、ＶＩＰＳデバイスを患者の頭部に戻してしっかり固定するステップ（ここでしっかり固定するステップにはＶＩＰＳデバイスを患者の頭部に再び位置合わせするステップが関与する）、および測定ステップと決定ステップを反復するステップも関与し得る。

本開示の別の態様において、患者の脳内の脳還流圧内で刺激が発生した後に患者の頭部内で頭蓋内流体を測定する方法には、患者の頭部に対してＶＩＰＳデバイスをしっかり固定するステップ、１つ以上の周波数で、ＶＩＰＳデバイスの一方の側で送信機から送信された磁場とＶＩＰＳデバイスの他方の側で受信機において受信された磁場との間の位相シフトを測定することにより、ＶＩＰＳデバイスを用いて頭蓋内流体を測定するステップ、プロセッサを用いて脳自己調節能の応答性を特徴付けするステップが関与し得る。

いくつかの実施形態において、頭蓋内流体を測定するステップには、刺激の前に第１の位相シフトを測定するステップおよび刺激の後に第２の位相シフトを測定するステップが関与し得る。決定ステップは、第１および第２の位相シフト間の差に対応する刺激の前後の頭蓋内流体の変化を測定するステップを含むことができる。頭蓋内流体を測定するステップは、患者の脳の右脳半球内の第１の生体インピーダンスと患者の脳の左脳半球内の第２の生体インピーダンスを比較するステップを含むことができる。任意には、該方法は同様に、脳の２つの脳半球の脳自己調節能を比較するステップも含むことができる。いくつかの実施形態において、頭蓋内流体を測定するステップは、頭蓋内流体中の変化を検出するために流体体積を経時的にモニタするステップを含むことができる。いくつかの実施形態において、刺激は、投与薬剤および／または手足に対する血圧計カフの適用であり得る。

本開示の別の態様において、患者の頭部内の頭蓋内流体を測定するための体積積分位相シフト分光法（ＶＩＰＳ）デバイスは、ディスプレイを伴うハウジングを含む前方部分と；前方部分の反対側の端部から延在する２つのアームと；患者の頭部の後部の周りおよび両耳上に巻付くように構成された２つのラップアラウンド端部とを含むフレームを含む。ＶＩＰＳデバイスは同様に、患者の頭部とＶＩＰＳデバイスの位置合わせを容易にするためのフレームと結合された少なくとも１つの位置合わせ特徴部と；ハウジング内部に収納された少なくとも１つの受信機と；フレームの２つのラップアラウンド端部のうちの一方にある第１の送信機と；フレームの２つのラップアラウンド端部のうちの他方にある第２の送信機とを含み、ここで、第１および第２の送信機および少なくとも１つの受信機は、頭蓋内流体中の多数の位相シフトまたは多数の振幅のうちの少なくとも１つを測定するように構成されており；さらに少なくとも１つの受信機からデータを受信しこのデータを処理して、ＶＩＰＳデバイスのハウジングのディスプレイ上に表示するための頭蓋内流体を描写する表示データを生成するように構成されたハウジング内のプロセッサ；を含む。

いくつかの実施形態において、プロセッサは、少なくとも１つの受信機から受信したデータに基づいて、脳に供給する血管の閉塞または出血性脳卒中の存在を決定するように構成されている。いくつかの実施形態において、プロセッサは、少なくとも１つの受信機に由来する、所定の閾値に達したまたはこれを超えたデータに基づき、頭蓋内流体中の異常の存在を決定するように構成されている。いくつかの実施形態において、プロセッサにより生成される表示データは、プロセッサにより生成されるインデックス値を含むことができる。例えば、インデックス値は、所定の閾値に達した、これを超えた、またはこの閾値を下回った受信機由来のデータに基づいて決定され得る。いくつかの実施形態において、プロセッサはさらに、少なくとも１つの受信機からのデータが所定の閾値に達した、超えたまたはこの閾値を下回った時点でユーザに警告するためのインジケータを生成するように構成され得る。

いくつかの実施形態において、位置合わせデバイスは、患者の耳と患者の頭部の接点に載置されることにより患者の頭部上でデバイスを支持する一助となるようにフレームから延在する２つの支持アームを含む。例えば２つの支持アームは剛性であり得、フレームとの関係における２つの支持アームの各々の位置は調整可能であってよい。位置合わせデバイスは代替的にまたは付加的に、患者の頭部上でデバイスを支持する一助となるように患者の鼻の上に載るように構成されたノーズピースを含むことができる。例えば、ノーズピースは、取外し可能でかつ、デバイスのフィットを調整するべく異なるサイズのノーズピースと交換されるように構成されていてよく、かつ／または、デバイスのフィットを調整するためにサイズまたは位置を調整することが可能である。

いくつかの実施形態において、デバイスは、少なくとも２つの異なる流体体積を検出するように構成されており、ここで異なる流体体積のうちの１つは、脳の右脳半球内の第１の流体体積を含み、異なる流体体積のうちの別の流体体積は、脳の左脳半球内の第２の流体体積を含む。デバイスは任意には、デバイスと電源を接続するためフレーム上に電力ケーブルプラグを含むことができる。デバイスは同様に、デバイスの少なくとも１つの機能を制御するためにフレーム上に少なくとも１つの制御ボタンを含むこともできる。デバイスの２つのアームの各々は、可撓性部分を含む。デバイスは同様に、患者の動きを検出するためにフレームと結合された加速度計も含むことができ、ここでプロセッサは、受信機から受信されたデータから患者の動きをフィルタリングするように構成されている。いくつかの実施形態において、加速度計は、例えば患者の頭が一方の側から他方の側に傾転しているか否など、患者の頭部の位置に関して記録しユーザに警告する目的で、重力との関係におけるデバイスの配向を標示することができる。

本開示の別の態様においては、患者の頭部内の頭蓋内流体の体積の変化を測定するための方法には、患者の頭部に対してＶＩＰＳデバイスをしっかり固定するステップと；ＶＩＰＳデバイスを用いて流体体積を測定するステップと；流体体積の振幅の周期的変化を測定するステップとが関与し得る。いくつかの実施形態において、該方法には、経時的な振幅の周期的変化を測定するステップも関与し得る。方法には、経時的な振幅の周期的変化の速度を測定するステップも関与し得る。いくつかの実施形態において、該方法は同様に、少なくとも部分的に測定値に基づいて、患者の脳内に脳卒中が発生したことを決定するステップも含む。いくつかの実施形態にはさらに、内部で脳卒中が発生した患者の脳の脳半球を決定するステップが関与する。このような実施形態は同様に、測定値に基づいて、脳卒中が出血性脳卒中であるかまたは虚血性脳卒中であるかを決定するステップも含み得る。いくつかの実施形態において、流体体積を測定するステップには、患者の脳の一方の脳半球内の第１の流体体積と患者の脳の他方の脳半球内の第２の流体体積とを比較するステップが関与する。いくつかの実施形態において、患者は、心肺機能蘇生を受けている可能性があり、該方法にはさらに、測定値に基づいて胸部圧迫率を決定するステップが関与し得る。

本開示の別の態様において、患者の頭部内の頭蓋内流体体積を測定するための体積積分位相シフト分光法（ＶＩＰＳ）デバイスは、患者の頭部の周りで円周方向にフィットするように構成されたヘッドバンド、ヘッドバンドの前面に取付けられたＶＩＰＳ受信機、ヘッドバンドおよびＶＩＰＳ受信機に取付けられた回路、ＶＩＰＳ受信機から離れてヘッドバンドに取付けられた第１のＶＩＰＳ送信機、およびＶＩＰＳ受信機および第１のＶＩＰＳ送信機から離れてヘッドバンドに取付けられた第２のＶＩＰＳ送信機を含むことができ、ここで第１および第２のＶＩＰＳ送信機およびＶＩＰＳ受信機は、患者の頭部内の流体体積中の多数の位相シフトおよび／または多数の振幅を測定するように構成されている。デバイスは同様に、ヘッドバンドおよび回路と結合され、多数の位相シフトおよび／または多数の振幅が血管の閉塞を標示するものであることを決定するように構成されたプロセッサも含んでいる。

いくつかの実施形態において、デバイスは、少なくとも２つの異なる流体体積を検出するように構成されており、ここで流体体積の１つは、脳の右脳半球内の第１の流体体積であり、別の流体体積は、脳の左脳半球内の第２の流体体積である。他の実施形態において、デバイスは、第１の時点における第１のバルク流体体積および第２の時点における第２のバルク流体体積を検出するように構成されていてよく、プロセッサは、第１のバルク流体体積を第２のバルク流体体積と比較するように構成されている。

いくつかの実施形態はさらに、患者の動きを検出するためにヘッドバンドと結合された加速度計を含むことができる。ヘッドバンドは同様に、任意には安定器を含むこともできる。例えば、安定器は接着テープであってよい。いくつかの実施形態において、回路は、ＶＩＰＳ受信機、第１および第２のＶＩＰＳ送信機およびプロセッサと結合されたフレキシブル回路を含む。いくつかの実施形態において、第１および第２のＶＩＰＳ送信機は、ヘッドバンドに沿って移動可能である。いくつかの実施形態において、ＶＩＰＳ受信機は、ヘッドバンドに沿って移動可能である。いくつかの実施形態は、ヘッドバンドに取付けられた少なくとも１つの追加のＶＩＰＳ受信機を含む。デバイスは同様に、ヘッドバンドに取付けられた少なくとも１つの第３のＶＩＰＳ送信機も含むことができる。

これらのおよび他の態様および実施形態について、以下でさらに詳細に説明する。

一実施形態に係る、体内の流体変化をモニタするためのシステムのブロック図である。一実施形態に係る、図１のシステム内で使用するための患者のヘッドピースの斜視図である。一変形実施形態に係る、図１のシステム内で使用するための患者のヘッドピースの分解組立斜視図である。図１のシステム内で使用するための送信機トランスジューサおよび受信機センサのさまざまな実施形態を例示する。図１のシステム内で使用するための送信機トランスジューサおよび受信機センサのさまざまな実施形態を例示する。図１のシステム内で使用するための送信機トランスジューサおよび受信機センサのさまざまな実施形態を例示する。図１のシステム内で使用するための送信機トランスジューサおよび受信機センサのさまざまな実施形態を例示する。図１のシステム内で使用するための送信機トランスジューサおよび受信機センサのさまざまな実施形態を例示する。図１のシステム内で使用するための送信機トランスジューサおよび受信機センサのさまざまな実施形態を例示する。一実施形態に係る、位相シフト検出装置の回路図である。一実施形態に係る、図１のシステム内で使用するための波形平均化プロセッサについての簡略化した論理図である。一実施形態に係る、図１のシステム内で使用するための位相シフト測定値プロセッサの簡略化した論理図である。一実施形態に係る、図１のシステムの動作のための流れ図である。一実施形態に係る、心臓信号に対応する体内の流体変化をモニタするためのシステムのブロック図である。一実施形態に係る、一時的安定器を含む流体変化をモニタするためのシステムの等角図である。一変形実施形態に係る、体内の流体変化をモニタするためのシステムの系統図である。図９のシステムのヘッドピースを装着した患者の左側等角図である。図１０Ａのヘッドピースを装着した患者の正面立面図である。図１０Ａのヘッドピースを装着した患者の右等角図である。別の実施形態に係る、体内の流体変化をモニタするためのシステムの正面等角図である。一実施形態に係る、時間の関数としての較正位相シフト測定値を例示するグラフである。一実施形態に係る、バルサルバ試験の適用中の時間の関数としての位相シフト読取り値の変化を例示するグラフである。変形実施形態に係る、体内の流体変化をモニタするためのヘッドピースの斜視図である。体内の流体変化をモニタするためのヘッドピースの変形実施形態の、それぞれ上面斜視図および底面斜視図である。体内の流体変化をモニタするためのヘッドピースの変形実施形態の、それぞれ上面斜視図および底面斜視図である。脳血管閉塞の治療が行なわれた後の、経時的な患者の脳脊髄液体積の測定値を例示する図表である。一実施形態に係る、体内の流体変化をモニタするために所定の場所にヘッドバンドデバイスを伴う患者の頭部の側面図である。一変形実施形態に係る、体内の流体変化をモニタするためのヘッドセットまたはヘッドバンドの一例としての、頭部の周りに位置付けされた送信機および受信機を伴う患者の頭部の図式的上面図である。一実施形態に係る、流体モニタリングシステムのためのモジュール式デバイスの相互接続性のブロック図である。一実施形態に係る、流体モニタリングデバイスのための送信モジュールの図である。一実施形態に係る、流体モニタリングデバイスのための受信機モジュールの図である。一実施形態に係る、流体モニタリングデバイスのインテロゲータ／トランスポンダ部分内のシステムシーケンシングを例示する図式的表現である。一実施形態に係る、流体モニタリングデバイスのインテロゲータ／トランスポンダ部分内のシステムシーケンシングを例示する図式的表現である。一実施形態に係る、インテロゲータモジュールブロック図である。一実施形態に係る、トランスポンダモジュールブロック図である。

以下では、本開示のある特定の実施形態を充分に理解できるようにするために、いくつかの詳細を記載する。しかしながら、本開示の一部の実施形態は、これらの特定の詳細無しで実践することができる。その上、本開示の特定の実施形態は、一例として提供されており、この開示の範囲をこれらの特定の実施形態に限定するために使用されるべきものではない。いくつかの事例では、説明を不必要に複雑にすることを避けるために、周知の回路、制御信号、タイミングプロトコルおよびソフトウェア動作は、詳細に示されていない。

システム全体のアーキテクチャ
図１は、人間の脳内の流体変化を検出するために使用できるシステム１００の一実施形態のブロック図である。この説明は多くの場合、脳内の流体変化を検出するためのシステム１００の使用に焦点をあてているが、システム１００のこの実施形態または変形実施形態は、身体の他の任意の部分における流体の変化を検出／モニタするために使用されてよい。したがって、脳に向けられている本明細書中で提供されている例示的説明は、クレーム中に記載されている通りの本発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

システム１００は、いくつかの例において、ラップトップ型コンピュータ１０２または他のコンピュータデバイス、処理ユニット１０４および患者ヘッドピース１０６を含むことができる。システム１００は、例えば、ラップトップ型コンピュータ１０２上で実行するウィンドウズ（登録商標）ベースのｌａｂｖｉｅｗ言語によって制御され得る。プログラムは、ラップトップ１０２のスクリーン上に表示されるグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）を生成する。システム１００を動作させる臨床医は、弾性ヘッドバンドまたは包帯に類似したものであり得るヘッドピース１０６を患者に設置した後、マウス制御によるモニタリングを開始することができる。モニタリングの開始後、プログラムはラップトップ１０２上の位相シフトデータをロギングするにつれて、無人で実行でき、臨床医に対しアラームおよび提案される是正アクションを生成するために適切な方法を適用する。

患者のヘッドピース１０６との関係において外部コンピュータであってよいラップトップ１０は、処理ユニット１０４に対するＵＳＢシリアルリンクを有することができる。このＵＳＢリンクは、適用可能な医療デバイス要件に適合するように、電気的に絶縁され得る。処理ユニット１０４は、国際規格と一貫性のある標準的な汎用ＡＣライン電力接続から電力を導出することができる。患者の絶縁、ラインからニュートラル、シャーシおよび患者への漏出についての適用可能な規格ならびにアース端子と地面の連続性、ＥＭＩ感受性および発出、そして他の標準的な医療デバイス要件を満たす、処理ユニット１０４の内部電子機器の全てに電力を供給するための医療用低電圧ＤＣ電源が存在し得る。

ラップトップ１０２は、位相シフトデータ収集を開始し、他の関連性のあるデータおよびステータス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ロギングすることができる。

ラップトップ１０２上のＧＵＩは、システム１００の動作を制御することができ、患者のヘッドピース１０６の設置およびシステム１００全体の予備セルフテストを通して臨床医を誘導する制御およびステータス標示を含み得る。セルフテストに合格すると、臨床医には、モニタリングを開始するよう命令が与えられる。モニタリング中、位相シフト角度対周波数データはＵＳＢインタフェースから収集され、適切なステータスおよびアラート方法がデータに適用される。追加のアクションまたは緊急応答が標示された場合、臨床医にはそれが知らされる。位相シフト対周波数データおよび追加のステータス情報は、後で参照できるように、ラップトップ１０２内にロギングされる。データの「健全性チェック」および他のビルトインテスト機能は、バックグラウンド内で連続的に実行でき、障害に遭遇した場合、さまざまな重大度レベルが警報を生成するかまたはシステム１００の動作を中断する。

処理ユニット１０４および患者ヘッドピース１０６内のハードウェアおよびファームウェアのアーキテクチャは、いくつかの例中のそして図１に例示されているようなカスタム電子機器コンポーネントの使用数を最小限に抑えながら、所望の位相測定精度および安定性を達成するように最適化されてよい。例えば一実施形態において、そして図１を参照すると、システム１００は、複数の高度に統合された小型化された既製のコンポーネントを含むことができる。システム１００は、処理ユニット１０４内に３つのフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）１１０、１１２、１１４を含むことができ、３つのＦＰＧＡは、適切なファームウェアを用いてプログラミングされる。１つのＦＰＧＡ１１０は、磁場を生成するために送信機（送信機は代替的にはエミッタとも呼ばれる可能性がある）１２０に提供されるべき時変信号を合成することができ、第２のＦＰＧＡ１１２は、送信および受信磁場のデジタルサンプルを収集し平均化することができ、第３のＦＰＧＡ１１４は、送信および受信磁場を表わす送信および受信信号間の位相シフトを測定することができる。

処理ユニット１０４には、マイクロコントローラ１１８も含まれていてよく、このマイクロコントローラが、３つのＦＰＧＡ１１０、１１２、１１４の活動を監視し、ラップトップ１０２と通信する（例えば位相データ結果を転送することによる）。マイクロコントローラ１１８は、外部ラップトップ型コンピュータ１０２と、ヘッドピース１０６からのデータの実時間信号処理のために使用されるＦＰＧＡ１１０、１１２、１１４との間の（電気的に絶縁されたＵＳＢインタフェースを介した）インタフェースを提供することができる。マイクロコントローラ１１８は、電源投入、データ収集の開始、周波数合成器１１０のセットアップ、内部温度のモニタリング、給電モニタリングおよび他のシステムステータスモニタリングおよび障害検出タスクなどを含めた基本的ユーザ制御に対するインタフェースといった他の補助機能も果たすことができる。

処理ユニット１０４は、いくつかの実施例において、さらに大きい統合されたコンポーネントから製造されてよい。一実施形態において、処理ユニット１０４は、ＴｅｃｈｔｒｏｎｉｘＡｒｂｉｔｒａｒｙＷａｖｅｆｏｒｍＧｅｎｅｒａｔｏｒ３２５２型などの既製の電子信号発生器および、ＬｅＣｒｏｙ４４ｘｉ型などのデジタルオシロスコープを含むことができる。逆に、処理ユニット１０４は単一のＡＲＭプロセッサ中に統合可能と考えられる。

図１に示されているシステム１００のアーキテクチャは、比較的柔軟性が高く、データ収集、データ処理、およびデータ解釈（例えば臨床アラート）の全ての段階における改善を比較的単純なソフトウェアまたはファームウェアの修正を通して行なうことができるようにする。ＦＰＧＡ１１０、１１２、１１４は、ほぼ実時間でデータ収集および処理を進行させるための並列型プロセッサとして効率的に機能することができる。こうして、マイクロコントローラ１１８を介してラップトップ１０２に送信され後に参照するためにアーカイブされる位相データの数量を削減することができ、これにより、データを処理するためにラップトップ１０２上で必要な計算時間はより短縮される。このことは、それ自体、データの一貫性をチェックし、是正処置の必要性に関して臨床医に警告するのに必要とされる方法を適用するために、ラップトップ１０２を開放することができる。

図１中の処理ユニット１０４は、比較的柔軟性ある実施形態として例示され説明されてきたが、他の実施例では、診断システム１００は、診断システム１００内での使用のために特別に設計されたカスタム電子機器コンポーネントを伴う埋込み型システムであってよい。例えば、ヘッドピース１０６とは物理的に明確に異なり、別個であり得るかまたはヘッドピース１０６と一体を成すものであり得る（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、位相シフト情報を捕捉し処理するのに必要とされる電子機器および処理設備の全てを含み得る）１つ以上のアナログ−デジタル（Ａ−Ｄ）変換器を、処理ユニット１０４中に位置設定することができる。同様に、３つのＦＰＧＡによって実行される機能を１つのＦＰＧＡへと組合わせることもできる。概して、任意の好適なアーキテクチャを使用することができる。

再び図１を参照すると、システム１００は同様に、以下でさらに詳細に説明する伝送モジュール、例えば１つ以上の送信機１２０および１つ以上の受信機１２４を伴うヘッドピース１０６も含み得る。一実施例において、ヘッドピース１０６は単一の送信機１２０と単一の受信機１２４とを含み、一方、他の実施例では、ヘッドピース１０６は複数の送信機１２０および／または複数の受信機１２４を含む。例えば、ヘッドピース１０６は、１つの送信機１２０と２つの受信機１２４を含むことができる。患者の頭部上の異なる位置に多数の受信機１２４が設置される場合、これらの受信機は、臨床医が流体変化の場所（例えば血管または腫瘍からの脳内出血）を三角測量しかつ／または患者の脳の生体インピーダンスを画像化できるようにすることができる。他の実施例において、ヘッドピース１０６は、異なるまたは類似の周波数で磁場を生成できる多数の送信機１２０を含み得る。異なる周波数が使用される場合、単一または多数の受信機１２４が複数の送信済み周波数を区別して、例えばさらに流体変化のタイプを区別することができる。以下でさらに詳細に論述するように、時間伝送、波形、周波数、減衰、振幅および／または追加波の変動などの他のタイプの伝送特性を用いて、特定の信号のための特定の送信機を識別することができる。

いくつかの実施例においては、患者の頭部上の他の場所に位置付けされた受信機１２４に加えて、患者の頭部の送信機１２０と同じ側に追加の受信機を位置付けして（例えば、受信機は、送信機１２０の内部で同心であるかこの送信機を囲んでいてよく、あるいは送信機１２０とは別個の平面内に位置付けされてもよい）、送信機（図１には図示せず）からの送信された磁場の測定値を得ることができる。他の実施例においては、発出された磁場を、例えば送信機１２０上に存在する電流および／または電圧を測定することによって、別の形で送信機１２０からサンプリングすることができる。いくつかの実施例において、図１を参照すると、患者のヘッドピース１０６は、それぞれの送信機１２０および／または受信機１２４自体の近傍に、送信機１２０および／または受信機１２４の１つ以上のためのＡ−Ｄ変換器１２２、１２６を含む。例えば、Ａ−Ｄ変換器は、いくつかの実施例においてそれぞれの送信機１２０または受信機１２４と同じプリント回路板上に位置付けされてよい。

しかしながら他の実施例においては、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）に接続された１つ以上の同軸ケーブル（または他の伝送ライン）内を通過した後まで、デジタル信号へと変換されない。これらの実施例においては、例えば送信機１２０からの送信された磁場を表わす信号を搬送する同軸ケーブルと受信機１２４からの測定された磁場を表わす信号を搬送する同軸ケーブルとの間の交差結合を削減するために、さまざまな技術を利用することができる。例えば、２つのケーブル間の絶縁を強化するために、比較的可撓性のあるＲＦ−３１６二重遮蔽ケーブルを使用することができ、他の実施例では、三重遮蔽ケーブルを使用することができる。別の選択肢として、受信機１２４および／または送信機１２０からの同軸ケーブルの周りに可撓性の高いＰＶＣまたはシリコーン製チューブを設けることができる。

再び図１に例示されたヘッドピース１０６を参照すると、反復可能な読取りのためには、システム１００の動作中に送信機１２０および受信機１２４が移動すると位相シフト測定に誤差が入り込むことから、このような動きを無くすることが重要である。このような誤差を克服する目的で、送信機１２０および受信機１２４は、いくつかの実施例において、例えば、図１Ａとして一例が示されているヘルメット１４０に似た装置の中に、剛性的に組付けられてよい。ヘルメット１４０は、送信機１２０および受信機１２４が互いとの関係においておよび患者の頭部との関係において固定された状態にとどまることを保証するのに必要な支持および剛性を提供することができる。しかしながら、このようなヘルメット１４０は、患者が横たわっている間に患者の身体上に使用するには快適でないかまたは実用的でない可能性がある。同様に、いくつかの臨床的状況において所望され得るように、患者がヘルメット１４０を数日間にわたり装着することは実際的ではない。

したがって、変形実施形態において、図ＩＢを参照すると、送信機１２０および受信機１２４は、弾性バンド１２９などのヘッドセット１２９を用いて患者の頭部に接して保持される。送信機１２０および受信機１２４は、例えばヘッドセット１２９のポケットの内側にしっかり固定することによってかまたはステッチ、リベットまたは他の締結具を用いることによって、ヘッドセット１２９上に組付けることができる。プラスチックまたは織物などの非導電性スペーサ材料１２７を組込むことによって、送信機１２０および受信機１２４を皮膚の表面から定距離のところに離隔させることができる。スペーサ１２７は、例えば送信機１２０／受信機１２４と皮膚の間のキャパシタンスの可変性を削減するために、送信機１２０と受信機１２４の間で皮膚からの定距離を維持する目的に役立つことができる。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ディスクであり得る。スペーサ１２７のためには、ゴム、医療用接着剤または他の材料も同様にまたは代替的に使用でき、使用中に動かないように保持する上で一助となるように、送信機１２０および受信機１２４の皮膚界面表面に設置してよい。

いくつかの実施形態において、額を横断しておよび頭の背面の周りで、患者の頭部上にヘッドセット１２９を設置することができ、または、患者の胸部、腕または脚の周りを含め、他の構成で異なるバンドまたは他のデバイスを設置することができる。換言すると、調査中の患者の身体の部域の近傍に、送信機１２０および受信機１２４を適切に位置付けするために、任意の好適な位置付け用デバイスを使用することができ、本明細書中に記載されているヘッドセット１０６、１２９およびヘッドバンド１２９はその一例にすぎない。あごひもまたは頭頂部全体にわたる接続などの追加の特徴部をヘッドセット１２９に追加して、付加的な安定性を提供し、追加の送信機１２０または受信機１２４を上に組付けるための特徴部を提供することが可能である。患者は多くの場合、枕の上に横たわっているため、電気的コンポーネントおよびケーブル終端のための適切な場所は、頭頂部であるかもしれない。例えば、各耳の近くの点からのブリッジを創出して、患者が横たわる可能性のある表面から離れて、頭頂部に電子機器を組付けることができる。快適性を最大にし、ひとたび所定の場所に設置された時点でヘッドセットが患者の頭部上を移動する傾向を最小限に抑えるために、軽量薄型のコンポーネントを使用することができる。

ヘッドセット１２９の設計において、ヘッドバンド１２９は、伸縮素材、ゴム、アクリル、ラテックスまたは他の可撓性材料でできおり、弾性または非弾性であり得る。ヘッドセット１２９は、廉価な材料で製造され得、したがってヘッドセットはシステムの使い捨てコンポーネントであり得る。代替的には、ヘッドセット１２９は再利用可能であってもよい。再利用可能である場合、バンド１２９は洗浄可能で、患者と別患者の間に洗浄するかまたは同じ患者のために定期的に洗浄することができる。洗浄可能な材料としては、プラスチック、ゴム、シリコーン、織物または他の材料が含まれ得る。ヘッドピース１０６は同様に、電子コンポーネントをしっかり固定するためおよびケーブルを取回して患者または臨床スタッフの経路内にケーブルが入らないように保つための組付け用手段を含むこともできる。

ヘッドバンド１２９が使用される実施形態を含めたいくつかの実施形態において、送信機１２０／受信機１２４と患者の間の相対的動きを削減するために、１つ以上の安定器１２８を使用することができる。安定器１２８は、送信機１２０および／または受信機１２４を所定の場所に保持するため、患者の身体に合わせてカスタム成形されてよい。安定器１２８の一例として、熟練した臨床医は、同じ材料で作られる整形外科用ギプスと類似の低融点プラスチックを用いて、送信機１２０／受信機１２４を設置することができる。経時的に重合する材料、または熱または化学反応による活性化を用いて重合する材料、例えば整形外科用ギプスまたはスプリントを作るために使用される材料などの、他のカスタム造形可能な材料および方法を使用することができる。

ここで、図ＩＢの分解組立図を参照して、ヘッドセット１２９を使用する一つの実施形態の動作について説明するが、脚または腕の周りに巻付けられた包帯などの、身体の他の部分の流体変化を監視するために類似のバンド１２９を使用することができるということが理解されるものである。各々の送信機１２０／受信機１２４は、ネジまたは例えば、膠などの他の締結具によってそれぞれのスペーサ１２７に最初に結合され得る。送信機１２０およびそれぞれのスペーサ１２７は次に患者の頭部上に位置付けされ得、送信機を安定化し動きを防ぐ一助とするために送信機１２０／スペーサ１２７の周りに安定器１２８を位置付けすることができる。安定器１２８は、送信機１２０／スペーサ１２７の周りに位置付けする前に、水中に浸漬されるかまたは他の形で適用の準備をする必要があるかもしれない。ひとたび安定器１２８が送信機１２０／スペーサ１２７をしっかりと固定したならば、同様に受信機１２４およびスペーサ１２７を安定化するために別の安定器１２８を同様に使用することができる。安定器１２８は、凝固するかまたは完全に乾燥して、安定化機能を果たすことができる。その後、ヘッドバンド１２９などのヘッドセットを安定器１２８および送信機１２０／スペーサ１２７および受信機１２４／スペーサ１２７の周りに巻付けることができる。しかしながらいくつかの実施形態においては、いかなる安定器も使用しなくてよく、代りにヘッドバンド１２９を使用して受信機１２４／スペーサ１２７および送信機１２０／スペーサ１２８を患者の頭部上に直接位置付けしてもよい。さらに他の実施形態においては、上述の通り、ヘッドバンド１２９は、送信機１２０および受信機１２４のためのポケットを含むことができ、このヘッドバンド１２９の材料自体がスペーサとして作用する。同様に、いくつかの実施形態において、ヘッドバンド１２９は、患者の頭部上のヘッドバンド１２９の滑りを防ぐ一助となるようにヘッドバンド１２９の内部側に適用される滑り止め材料を有し得る。

ヘッドセット１２９の他の実施例も同様に使用可能である。図８は、ヘッドセット１２９の等角図を例示している。この実施形態において、ヘッドセット１２９は実質的に図ＩＢに示されたヘッドセット１２９と類似したものであってよい。しかしながら、この実施例では、ヘッドセット１２９と共に安定器８００を内含させることができる。さらに、ヘッドセット１２９は、処理ユニット１０４と送信機および受信機１２０、１２４の間に延在し得るフレキシブル回路８０２または他の配線メカニズムを含んでいてよい。ヘッドセット１２９は同様に、患者の頭部の周りにヘッドセット１２９をしっかり固定するために曲げたりかつ／または伸ばしたりすることのできるヘッドバンド、伸縮素材などの固定用要素８０４も含み得る。

安定器８００はユーザの頭（または他の所望される場所）にヘッドセット１２９を一時的にしっかり固定するが、モニタリングがもはや所望されなくなった時点でヘッドセット１２９を除去することを可能にし得る。安定器８００は概して、皮膚適合性接着剤であってよい。安定器８００は、両面接着テープであり得、ここで一方の側はヘッドセット１２９に対して（例えばフレキシブル回路８０２または固定用要素８０４に対して）固定され得、もう一方の側は患者の頭部に対して固定され得る。別の実施例として、安定器８００は、膠などの接着剤または接着特性を有する別の類似の流体またはゲルであり得る。具体例として、安定器８００はヒドロゲルであってよい。

安定器８００を含む実施形態において、安定器８００はヘッドセット１２９のさまざまなコンポーネントを患者の身体の特定の位置に安定化し係止する。このことは、たとえ患者が動いても電子機器（例えば送信機および受信機）および回路８０２は実質的に同じ配向および位置にとどまることができるため、正確な読取りを保証する一助となる。さらに、送信機および受信機の可撓性延長部分（例えばフレックス回路８０２）は患者の頭部（または他のモニタリング対象部域）の１つの寸法の周りで曲線を描くかまたは巻付くように整形され得るものの、他の寸法においては実質的に曲がりも伸びもしないことから、安定器８００はさらに電子機器のひずみを防止する一助となり得る。一例として、送信機および受信機１２０、１２４の側方位置（すなわち前から後ろへ）およびフレキシブル回路８０２の位置は、患者の頭部の表面に対して押圧されたとき安定した状態にとどまり得る。

さまざまな実施形態は、患者の身体の特定の位置に対する正しい設置、整列または取付けを決定するための機械的メカニズムを含む。例えば、図１Ａ中のヘルメット１４０、図ＩＢ中のヘッドバンド１２９、図９のヘッドセット９０６および図１１のヘッドセット９５０である。これらのメカニズムは、設置の正確さおよび再現性を保証する一助となり、このことが今度は、読取りの正確さおよび精度を保証する一助となる。機械的安定性および再現性のさらなる改善は、患者の身体に対する接触または一連の接触の箇所を検出しモニタリングするためのセンサを用いて増強することができると考えられる。例えば、患者の耳と頭皮が遭遇する場所とアーム９６２が接触している場合にそれを検出するような形で、図１１のヘッドセット９５０のアーム９６２の上にセンサを設置することができると考えられる。付加的にまたは代替的に、センサはレンズ９６０の裏側またはフレームの内側頂縁部が額に対し正しい場所にある場合にそれを検出するように、センサを位置設定することができると考えられる。その上、センサは、測定シーケンス中ヘッドセットの連続的に最適な設置をモニタすることができると考えられる。いつ何時であれヘッドセットが所望される位置から離れるように移動した場合、センサは、処理ユニット１０４に対して信号を送ることになり、このことにより今度は、ヘッドセットの設置を補正し、かつ／または設置に起因して理想的でないものとして測定データを識別するためにユーザに情報が提供されることになる。これらの実施形態において使用可能と思われるセンサータイプの非網羅的リストには、インピーダンス、容量、導電性、光学、熱および距離センサが含まれる。

身体の中の流体体積を検出するためのシステムの別の実施例についてここで論述する。図９は、身体の中の流体体積を検出するためのシステム９００の図である。図ＩＯＡ〜ＩＯＣは、システム９００のヘッドセット９０６を装着した患者のさまざまな様子を例示する。図９〜ＩＯＣを参照すると、システム９００は、ヘッドセット９０６または支持構造、１つ以上の外部デバイスと通信するためのネットワーク／通信インタフェースを有する処理ユニット１０４、１つ以上の送信機／受信機１２４、１２４およびコンピュータデバイス９０２を含み得る。コンピュータデバイス９０２は、ヘッドセット９０６および／または処理ユニット９０４とネットワーク９２０を介して通信状態にあってよい。ネットワーク９２０は例えばＷｉＦｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ、無線などであり得、多くの実施形態において、処理ユニット９０４およびヘッドセット９０６からコンピュータデバイス９０２までケーブルなど無しでデータを伝送できるようにするよう、無線であり得る。これらの実施形態において、コンピュータデバイス９０２は、それが無線通信経路を介してヘッドセット９０６と通信状態にある独立型デバイスであるという点において、ヘッドセット９０６から外部のものであってよい。他の実施形態において、１つ以上の有線経路を介してネットワーキングインタフェースは、外部コンピュータおよび／またはネットワークに対し通信状態にあり得る。

コンピュータデバイス９０２は、図１のコンピュータ１０２と実質的に類似である。いくつかの実施形態において、コンピュータデバイス９０２は、治療する臨床医が異なる患者間でコンピュータデバイス９０２をより容易に輸送できるようにするため、携帯型であってよい。しかしながら、携帯性が必要でない実施形態においては、コンピュータデバイス９０２は実質的に任意の他のタイプのコンピュータ、例えば非限定的にサーバ、デスクトップコンピュータ、ワークステーションなどであり得る。コンピュータデバイス９０２、処理ユニット９０４および／またはヘッドセット９０６は、各々のそれぞれのデバイスからネットワーク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み得る。

図ＩＯＡ−ＩＯＣを参照して、ここでヘッドセット９０６についてさらに詳細に論述する。この実施例におけるヘッドセット９０６は、処理ユニット９０４と送信機／受信機１２０、１２４を含む。処理ユニット９０４および送信機／受信機１２０、１２４を信号デバイスに統合することによって、検知ユニットはより携帯性が高く、患者の身体により容易に位置付けできるものとなり得、デバイスを装着している間の患者の可動性は高くなる。さらに、以上でより詳細に論述した通り、処理ユニット９０４が送信機／受信機１２０、１２４の近くでデータ処理の実質的部分を行なうことができる実施形態においては、誤差のリスクが削減され、信号対ノイズ比も同様に低減できる。

一実施形態において、ヘッドセット９０６は、検知デバイスの前面を画定する前面支持構造またはフレーム９１０を含む。前面支持構造９１０は、処理ユニット９０４を支持し、例えば患者の左眼および右眼用などの２つのレンズのためのフレームを画定する。患者が眼鏡をかける必要がないかまたは他の眼用の保護物を有している場合などのような、レンズが不要である実施形態においては、ユーザに明瞭性を提供するべく、レンズを削除することができる。前面支持構造９１０は、処理ユニット９０４のサイズおよび構造に基づいて所望通りに変更可能である。

図ＩＯＡ−ＩＯＣをひき続き参照すると、ヘッドセット９０６は同様に、前面支持構造９１０の各端部から延在する２つのアーム９１２を含むこともできる。アーム９１２は、患者の頭部９３０の周りに巻付き患者の耳９１２の上方および／または上で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および／または耳９１２により良くフィットし患者の頭部９３０上の所定の位置でデバイスを保持するのをさらに補助できる曲線をつけて作られた部分を含むことができる。ヘッドセット９０６は調整可能であり、いくつかの実施形態においては、各アーム９１２の端部に連結された固定用ストラップ９２２を含んでいてよい。固定用ストラップ９２２は、患者の頭部９３０の周りで固く締まりヘッドセット９０６を所定の位置にしっかり固定するように構成されている。例えば、締結具または他のデバイスが、固定用ストラップ９２２の長さを選択的に調整し、それを頭部９３０の周りにしっかり固定するのを補助することができる。

上述の通り、この実施例において、ヘッドセット９０６は、携帯式であるように構成されており、伝送モジュール、例えば送信機／受信機１２０、１２４は、ヘッドセット９０６に接続される。図１０Ａ〜１０Ｃに示されているもののような一実施例において、送信機／受信機１２０、１２４は、ヘッドセット９０６が患者の頭部９３０の上に位置付けされた時点で送信機／受信機１２０、１２４が互いに相対して位置付けされユーザの頭部９３０を通って信号を受信し送信するように配向されることになるような形でフレームのアーム９１２に接続され得る。送信機および受信機は、互いに通信状態にあるように構成され、対応するデバイスへの信号をそれぞれ送信または受信するように位置付けされる。

送信機／受信機１２０、１２４または伝送モジュールは、処理ユニット９０４と通信状態にあり、処理ユニット９０４から電力を受け取ることができる。例えば、複数の接続ワイヤ９３４が処理ユニット９０４から延在し、送信機／受信機１２０、１２４を処理ユニット９０４に電気的に接続することができる。接続ワイヤ９３４は、処理ユニット９０４からのデータおよび／または信号と共に、処理ユニット９０４上のバッテリスロット９３６内に収容されたバッテリなどの電源から電力を伝送することができる。さらに、送信機および受信機１２０、１２４は、処理ユニット９０４にデータを伝送することができ、この処理ユニットは次にデータをコンピュータデバイス９０２に伝送することができる。例えば、受信機１２４は、受信した信号を処理ユニット９０４に伝送することができ、この処理ユニットは次に信号を処理し、ネットワーク９２０を介してコンピュータデバイス９０２にデータを伝送することができる。

ヘッドセット９０６および処理ユニット９０４の配設および構成は所望される通りに変更可能であるということを理解すべきである。例えば、別の実施例においては、通信線９３４を削減するかまたはヘッドセット９０６の支持構造またはフレーム内に組み込むことができる。図１１は、ヘッドセット９０６の別の実施例の等角図である。図１１を参照すると、この実施例において、ヘッドセット９５０は、図１ＯＡ−１ＯＣで例示されているヘッドセット９０６と実質的に類似していてよいが、通信線９３４は、フレーム９１０の材料内および／または構造内に組込むことができる。さらに、この実施例において、ヘッドセット９２０は、患者のニーズに基づいて修正され得るレンズ９６０を前面支持構造内に含むことができる。ヘッドセット９５０のアーム９６２は、フレーム９１０の各端部から延在でき、アーム上に送信機／受信機１２０、１２４を支持するように構成され得る。さらに、この実施例においては、額に隣接して９０４の裏側に、第３の送信機／受信機１２０、１２４を構成させることができる。ここで分かるように、処理ユニット９０４はより小さくフレーム９１０上に心出しされていてよく、これにより、ヘッドセット９０６を装着している間の患者のより良い可動性が提供される。同様に、処理ユニット９０４は著しく小さくなっていることから、所定の位置にとどまることがより容易にでき、コンピュータデバイス９０２および／または送信機／受信機１２０、１２４に対しておよびこれらから、より正確にデータを伝送することができる。

いくつかの実施形態において、処理要素９０４またはユニットは、ネットワークインタフェースに対して、送信機／受信機により受信された受信磁場データの１つ以上に対応する伝送データを提供するように構成されており、このネットワークインタフェースはそれ自体、伝送データを外部のコンピュータデバイス９０２に伝送する。これらの実施形態においては、処理要素９０４は、送信機および受信機から受信したアナログデータを、外部コンピュータデバイス９０２にデータを送る前にデジタルデータへと変換することができる。こうしてヘッドセットとコンピュータデバイス９０２の間のデータ伝送の速度を増大させより信頼性の高いものにすることが可能になる。

本明細書中に記載されている装置および方法は、さまざまな実施形態において、身体の全ての部分の中の流体測定（多くの場合流体変化の測定）のため、そして多数の医療診断的応用のために使用可能である。エミッタおよび検出器（検出器は代替的には受信機なる語でも言及され得る）コイルの構成は、さまざまな実施形態において、関与する身体の部域および／または診断的応用にとって適切なものとなるように修正可能である。例えば肢、例えば腕が関与する応用のためには、または組織内の浅い深度のところで液体含有量を測定することがより重要であり得る場合には、エミッタコイルおよび検出器コイルは、対象組織の同じ側に設置され得る。共平面配設が適切である場合もある。コイルははるかに短かい距離だけ離隔され得ることから、受信信号強度ははるかに大きいものであり得、コイルのサイズは縮小され得る。さまざまな代替的実施形態において、コイルは、並置した共平面配設であってよく、または異なる直径のコイルを用いて同心的な共平面配設であってもよい。いくつかの実施形態においては、研究対象の身体部分の形状に適合するようにわずかに角度を付けてコイルの平面を設置することがより適切であり得る。

システムのさまざまな実施例が説明されてきたが、ここでシステムの動作方法についてより詳細に説明する。ここで図６を参照しながら、システム１００の動作の一例について簡単に説明するが、図６に例示されているさまざまな動作が以下でより詳細に説明されると同時に、さまざまな代替的方法および動作モードも以下で説明される、ということが理解される。動作５０１から始まって、システム１００に電源が投入され、セルフテストが行なわれる。システム１００がテストで不良であった場合、動作５０２においてラップトップ１０２上に、停止または不良インジケータが表示される。システム１００が、電源投入セルフテストに合格した場合、動作は、動作５０４まで移動する。同様に、システム１００の動作全体を通して、連続ステータスモニタが動作５０３において作動でき、万一システム１００が不良であることをステータスモニタが決定した場合、システムは動作５０２において停止または不良インジケータを表示できる。

ひとたびシステム１００が電源投入セルフテストに合格し、動作が動作５０４まで移動したならば、周波数合成ＦＰＧＡ１１０は初期化され、動作５０４において送信機１２０に対する伝送信号の提供を開始することができる。波形平均化器ＦＰＧＡ１１２は、動作５０５において送信機１２０および受信機１２４からの波形（例えば流体データ）の収集と平均化を開始することができる。平均化された波形は、位相シフト測定ＦＲＧＡ１１４に提供され得、この位相シフト測定ＦＲＧＡが、動作５０６で始まった送信機１２０および受信機１２４の波形の間の位相シフトを決定でき、対象の最終的位相計算は、動作５０７において計算される。位相計算は、動作５０８においてラップトップ１０２に提供され得る。動作５０５後の任意の時点で、周波数合成器ＦＰＧＡ１１０は、送信機１２０に対し別の周波数を提供することができ、プロセスは次の周波数について反復可能である。こうして、多くの周波数を送信機１２０から発出でき、後続する位相シフトを計算できる。例えば、周波数合成ＦＰＧＡ１１０は、位相シフト測定ＦＰＧＡ１１４が先の周波数からの波形の間の位相シフトを測定している間に、反復動作５０４で次の周波数を提供することができ、あるいは周波数合成ＦＰＧＡは、これらの計算が動作５０８でラップトップに提供されてしまうまで第２の周波数を提供しない可能性もある。一変形実施形態において、エミッタは、高調波周波数と同時に、または多重周波数発生器の使用を通して、ＦａｓｔＦｏｕｒｉｅｒＴｒａｎｓｆｒｏｍ（ＦＦＴ）などの技術を用いて後で分離する目的で単一の周波数を発出することができる。ノイズキャンセル、動き拒否および他の目的では、多重周波数の発出が有利であり得る。

送信機および受信機
脳流体診断のための誘導型位相シフト測定に基づくシステム１００に適切な１つの電磁周波数範囲は約２０ＭＨｚから３００ＭＨｚまでの無線周波数（ＲＦ）範囲であるが、１ＭＨｚ〜５００ＭＨｚ、３ＭＨｚ〜３００ＭＨｚなどの他の周波数も同様に使用可能である。選択される周波数は、ヒト組織内で比較的低い吸収率、例えば容量結合および信号線クロストークなどのノイズ因子との関係において優れた信号、および正確な位相測定を行なう容易さ、を提供することができる。

以前は、これらの周波数範囲内の磁場を発出（および検知）する送信機（および対応する受信機）の一定の実施例は、コイルの平面が頭の円周に平行となるように設置された数個の円形巻回の薄い誘導コイルで構築されていた。これらの以前の送信機および受信機のコイルは、１０ｃｍ以上の直径および５回以上の巻回を有していた。しかしながら、これらの比較的大きい送信機および受信機コイルは扱いにくく、さらには人間の脳内の流体のＶＩＰＳ検出のための対象の周波数の範囲内で共振を有していた。送信機および受信機コイルがその固有共振周波数の１つに近い周波数で動作している場合、測定された位相シフトは主に、コイル自体の寄生キャパシタンスの強度の一関数であり得、コイルのいずれかの動きおよび／または環境効果に起因する非常に小さい変化が、位相シフトの大きな変化をひき起こし、位相シフトの測定において許容できないノイズを創出する可能性がある。

したがって、本開示のいくつかの実施形態において、送信機１２０および／または受信機１２４の最低固有共振周波数は、伝送されるべき磁場の意図された周波数よりも高いものであってよい。いくつかの実施例において、送信機１２０は、磁場発生器またはトランスジューサとしてコイルを含み得る。対称性を考慮すると、この同じまたは類似のコイルは、受信機１２４内の磁場センサとして作用することができる。いずれの場合でも、コイルの直径および巻回（すなわちループ）の数が削減されるにつれて、第１の自己共振周波数は概して増大する。したがって、単一のループを有するコイルについて、限界は、小さな直径を有するループである。しかしながら、ループの直径が減少するにつれて、ループにより中断される磁束の量は、直径の二乗の比に等しい係数だけ削減される。同様にして、ループ内の誘導電圧も削減され、その結果、受信機１２４内の磁場センサとして作用するループからの信号は小さくなる。したがって、直径削減には実用上の限界がある。しかしながら、いくつかの実施形態において、送信機１２０／受信機１２４の構造において伝送ライン技術を使用することによって、自己共振周波数の追加の増大を達成することができる。

広い帯域幅にわたる比較的恒常な位相シフト用に設計されたコイルの使用に対する代替案は、単一周波数でまたは少数の離散周波数で位相シフトを同調するために、直列−並列ネットワーク内に外部の反応性コンポーネントを追加することである。この概念は、システム全体の設計に先立ち個別の周波数の近似値が分かっており離散周波数の数が少ない場合に最もうまく機能する。切替型またはモータ駆動の同調可能なコンポーネントを使用することによって、位相シフトの同調を自動化し、ソフトウェアで制御することができる。恒常な位相シフトに同調させることの利点は、それによってコイルのサイズおよび形状の選択がより自由になるということにある。より大きなコイルを使用すると、検出される信号の強度を増大させることができ、サンプリングされている脳の部分または他の身体部分に最適に合致した磁場の形状を得ることができる。

一実施形態において、図２Ａを参照すると、高い自己共振周波数および自己共振周波数よりも低い付随する安定した位相応答を伴う単一ループ２５０を、遮蔽伝送ライン、例えば同軸ケーブル、プリント回路板上の埋設ストリップライン、ツイストペア遮蔽線、ツインアキシャルケーブルまたはトライアキシャルケーブルを用いて構築することができる。ループ２５０は、送信機１２０内の磁場発生器としてか、または受信機１２４内の磁場センサとして使用され得る。遮蔽伝送ラインは、少なくとも部分的に第２の導体を包囲する遮蔽２５１としての第１の導体を含み得る。第１の導体または遮蔽２５１は接地され得、第２の導体の周りにファラデー箱を形成し得る。第２の導体は、変化する磁場に応答する出力信号を提供することができ、ファラデー箱に起因して、第２の導体は、外部の静電効果からおよび容量結合から遮蔽され得る。例えば、一実施形態においては、埋設ストリップラインの単一ループ２５０を、プリント回路板内の２つの接地された平面の間に挟み込むことができる。複数のビアが２つの接地されたラインの間に延在でき、ビアの間隔は、送信および／または受信される電磁場の波長によって決定され、ビアは２つの接地された平面と共に、埋設ストリップラインループ２５０の周りに有効な静電またはファラデー箱を形成する。他の実施形態においては、外側遮蔽を伴う他のタイプの伝送ライン（例えば同軸ケーブル）を使用してファラデー箱を形成し、こうしてループ２５０に対する外部の静電効果を低減させることができる。

送信機１２０または受信機１２４の単一ループ２５０実施形態において、ループ２５０の電圧は、単一ループ２５０の誘導性に起因してループ２５０の電流と同相でない可能性がある。この位相誤差は、以下で記述する通り、診断システム１００の初期化中に検出され説明され得る。しかしながら、単一送信機ループ２５０のいくつかの実施形態においては、図２Ｂを参照して、この位相誤差を補正する必要性を未然に防ぐため、バラントランス２５４を追加することができる。さらに他の実施形態においては、図２Ｃを参照して、伝送された磁場を検知し、それを表わす電流をＡ−Ｄ変換器に提供するために第２の独立した、より小さい同心ループ２６０が使用される。第２の同心送信機ループ２６０は、いくつかの実施例において対応する受信機ループ（例えば受信機１２４内）と同じサイズであって、これらの間の優れた均一性および比例信号を得るようになっていてよく、一方、他の実施例では、受信機ループは、受信する磁場に対する感応性をより良くする目的で第２の同心送信機ループ２６０よりも大きいものであり得る。第２の同心送信機ループ２６０を伴うこれらの送信機１２０においては、図２Ｄを参照して、検知された電圧および電流を平衡化するために、この第２の同心ループ２６０上にバラントランス２６４を同様に使用することができる。さらに、一巻回受信機ループ２５０については、図２Ｂ中に送信機ケーブルについて図示したものと類似のバラン２５４を追加して同様にその性能を平衡化することができる。

ここで図２Ｅを参照すると、別の実施形態において、伝送ラインの概念を、受信機１２４としての使用のため（または対称的に、平衡化された送信機１２０としての使用のため）に、単ループ、シングルエンド型デバイスの構造からダブルエンド型のまたは「平衡化された」ものであり得るデュアルループ２７０の構造へと拡張させることができる。図２Ｅでは、図示されているプリント回路板上に４つの導電（例えば銅）層２７１、２７２、２７３、２７４を形成することができ、ここで垂直に積み重ねられた場合に４つの導電層２７１、２７２、２７３、２７４の間に誘電材料の３つの層（図２Ｅには図示せず）が、結合されている。最上層と最下層２７１、２７４は接地され、こうして電気遮蔽を形成し得る。さらに、接地平面２７１、２７４が追加の短絡した巻回のように作用しないように、最上層と最下層２７１、２７４の両方の中に、小さい線形破断２７１Ａ、２７４ａが存在し得る。最上および最下接地層２７１、２７４の間には、＋ループ２７３および−ループ２７２が位置付けされ得、２つのループ２７２、２７３からのリード線は、平衡増幅器（図２Ｅには図示せず）に結合されている。＋ループ２７３および−ループ２７２は、いくつかの実施例においては、中心タップされていてよい。２つのループ２７２、２７３の内径は、およそ１インチであり得、２つの接地平面２７１、２７４内の円形隙間の内径よりもわずかに大きいものであり得る。いくつかの実施形態において、誘電材料の厚みおよび誘電率、ループ２７２、２７３を形成する導電材料の幅および厚み、接地平面２７１、２７４の間隔などは、２重ループ２７０がおおよそ５０オームのインピーダンスを有しそれが結合される予定の伝送ラインに合致するような形で選択され得る。このようにして、デュアルループ構造２７０の自己共振周波数は、いくつかの実施例において２００ＭＨｚを超える可能性がある。

なおも図２Ｅを参照すると、受信機１２４内の磁場センサとして使用されるデュアルループ２７０について、近傍の導体または磁性材料の動きまたは環境的ＥＭＩ源に起因する磁場内の環境変化由来のシステム１００内に結合される外部ノイズは、２つのループ２７２、２７３が結合されている差動増幅器の同相分除去に起因して低減され得る。受信機１２４として使用される場合にループ２７２、２７３に差動増幅器を結合させることにより、こうして、遠隔処理ユニット１０４に対する伝送のため（例えば１つ以上のＡ−Ｄ変換器がヘッドピース１０６内に直接位置設定されていないシステムのため）に好適なレベルに出力信号レベルを保ちながら、ループ２７２、２７３の直径を削減することを可能にすることができる。増幅器の電力利得は、いくつかの実施形態においておおよそ４０ｄｂであり得る。２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの周波数範囲にわたる無視できる程度の位相シフト変動で、多数の供給業者から小型化されたパッケージで、対象の電力レベルのための４０ｄｂの利得を提供する低コストの広帯域幅の増幅器が容易に入手可能である。

図２Ｆを参照すると、示唆されている通り、平衡型受信機１２４のために使用されるデュアルループ２７０は、磁場発生送信機１２０と類似の利用分野を有する。送信機１２０を構築するためのバランスのとれたアプローチは、結果として、デュアルループの相対する巻線方向に起因して伝送された磁場内のノイズのコモンモード相殺をもたらし、こうしてそうでなければ環境因子由来の静電または磁気ピックアップの結果としてもたらされ得る伝送された磁場内のノイズが削減されることになる可能性がある。

なおも図２Ｅおよび２Ｆを参照すると、いくつかの実施形態において、２つのループ２７２、２７３は、異なる平面内に形成されてよく、あるいは、他の実施形態において、２つのループは同心円形ストリップライントレースを伴って同じ平面内に製造されてよい（こうしてプリント基板を製造する上で必要とされる層の数は削減される）。この同心設計は、送信機１２０および／または受信機１２４のために使用可能である。

同様に、図２Ａ〜２Ｆのいずれかを参照すると、アナログ−デジタル変換が送信機１２０または受信機１２４の近傍で行なわれない実施例において、抵抗減衰器を表面実装型抵抗器と共にプリント基板に追加して、アナログ信号を伝送するケーブル内の受信機信号に対する送信機信号の交叉結合を削減する一助とすることができ、これにより、位相測定の正確さおよび安定性の増大を助けることができる。搭載型減衰器は、嵩高い別個のモジュール式減衰器と比べて実質的なサイズおよびコストの削減を結果としてもたらすことができる。同様に、ひき続きアナログ−デジタル変換が送信機１２０または受信機１２４の近傍で行なわれない実施例において、なおも図２Ａ〜２Ｆのいずれかを参照すると、外部のアナログ−デジタル変換器１２２、１２６に対するケーブルを通した信号の減衰を削減する目的で送信機１２０および／または受信機１２４からの信号を増幅するために、１つ以上の増幅器を提供することができる。ひき続き、アナログ−デジタル変換が送信機１２０または受信機１２４の近傍で行なわれない実施例の場合、送信機および受信機上の電圧は、図２Ｅおよび２Ｆ中に例示された「平衡型」送信機および受信機が同軸ラインの５０オームの特徴的インピーダンスで終結されていることを理由として、それぞれの送信機および受信機上の電流と同相であり得る。

ここで図３を参照すると、代替的設計は、ループ２５０と同じプリント回路板上に増幅器２５６を含み得る。（例えば受信機１２４として使用される）ループ２５０と同じプリント回路板上に増幅器２５６を含み入れることは、信号対ノイズ比を増大させる一助となり得、これは、アナログ−デジタル変換がヘッドピース１０６から遠隔で行なわれる実施形態にとって極めて有用であり得る。信号のアナログ−デジタル変換がループ２５０の近くで行なわれる実施形態において、増幅器２５６を使用することもできる。上述のように、ループ２５０と増幅器２５６の間でプリント回路板上にバラントランスを含み入れてもよく、これは、「平衡」モードでコイルを動作させる一助となり得る。平衡モードでは、容量結合された電磁干渉ピックアップまたは動きに誘発される信号レベル変動は、典型的に平衡差動信号の負および正の両方のリード線内に同等に結合することから、削減または相殺可能である。

初期化：固定位相誤差を除去するためのエアスキャン
以上で示唆されたように、診断システム１００は、いくつかの実施例において、送信機１２０を個別に、受信機１２４を個別に、送信機１２０と受信機１２４を互いと共におよび他の結び付けられた電子機器と共に、といった形で較正するために初期化可能である。例えば、送信機１２０および受信機１２４からのリード線の長さおよび信号経路内の増幅器の時間遅延の変動は、初期化中に検出され、信号処理中に信号から除去されて、データ内の固定オフセット誤差を防止することができる。同様に、一巻回ループ２５０内の（測定された）電圧および電流の間のあらゆる位相シフトを検出することができる。

初期化は、一実施形態において、送信機１２０および受信機１２４が間に空気だけがある状態で位置付けされ、送信機１２０および受信機１２４が平均的患者の頭部上に位置付けされた場合とほぼ同じ程度に離隔して位置付けされている「エアスキャン」であり得る。ひとたびこのように離隔されたならば、（誤差は異なる周波数間で恒常であるかまたは異なる周波数の間で変動している可能性があるため）異なる周波数の範囲について位相シフトデータが収集され、収集されたエアスキャン値はその後、（例えばシステム１００の動作中に得られた値から減算することによって）システム１００のあらゆる位相シフト誤差を補正するために信号処理中に使用され得る。初期化は、Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６が送信機１２０および受信機１２４の近傍のヘッドピース１０６内にあるとき、Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６がヘッドピース１０６の外部にあるときなどに行なわれ得る。

駆動およびサンプリング信号の生成
上述のように、さまざまな組織タイプおよび体液が寄与する位相シフトは周波数と共に変動し得ることから、診断システム１００は、多数の周波数における伝送された時変磁場についての位相シフトデータを収集する。図１に例示された診断システム１００は、処理ユニット１０４内部に柔軟な周波数合成器１００を提供しているが、他の実施形態においては、周波数合成器１１０を、例えばヘッドピース１０６内に提供することができる。この周波数合成器１１０は、いくつかの実施例において、約２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの範囲（または代替的に、約２０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚまたは約１０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚまたは他の多くの好適な範囲のいずれか）にわたり最低１ＭＨｚの分解能を有し得る。単安定水晶クロック発振器から選択可能な周波数を誘導するために、標準デジタル位相ロックループ技術を使用することができる。上述のように、合成器１１０のデジタル部分を、処理ユニット１０４内のＦＰＧＡ１１０の１つにおいて実装することができる。合成器１１０は、送信機１２０内に磁場を生成するための基本方形波クロック信号ならびにサンプリング信号の両方を生成することができる。サンプリング信号は、いくつかの実施形態において信号を生成する磁場からわずかにオフセットされた（例えば１０ＫＨｚ）周波数にあり得る。磁場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、そのレベルを補正するために増幅され得、かつより高次の高調波を除去し１つ以上の基本周波数で低ひずみの正弦波を達成するためにフィルタリングもされてよい。

他の事例では、位相を計算するためにタイムドメインデータのＦＦＴ処理などの周波数ドメイン技術が使用される場合、基本周波数の高調波を強調することが有利であり得る。これらの実施形態のためには、正弦波またはパルス波形状の立ち上がり時間または立ち下がり時間をはるかに速くして、より高次の高調波の相対的振幅および数を増大させるために、基本周波数合成器の後に追加の回路を追加することができる。先に言及したように、この実施形態は、ＲＦの単一のバーストを伴う周波数「コム」の生成を可能にし、フーリエ技術を用いたエミッタおよび検出器からの捕捉されたタイムドメインデータの処理は、「コム」内の各周波数のための時間相関ある同時位相差データセットを生み出す。多数の周波数からの位相データのこの同時捕捉は、患者の脳流体についての所望される情報を、各周波数のための位相データが異なる時点で測定される周波数の個別スキャンに影響を及ぼすと思われる動きのアーチファクトまたは他の効果から分離するための重要な利点を生み出し得る。この場合、異なる時点での各周波数のサンプリングは、検出または除去が困難であり得るノイズを導入する。

磁場を生成するために使用される信号は典型的に周期信号であることから、波長の単一サイクルから位相情報を捕捉するための信号の周波数よりも何倍も大きいサンプリング周波数を使用することは必要でない可能性があり、その代り、いくつかの実施例ではアンダーサンプリング技術を利用することができる。アンダーサンプリングは、増幅器利得の大部分およびオーディオまたはビデオ信号の復調が電子機器のはるかに低い中間周波数（ＩＦ）で行なわれる、現代のラジオにおいて使用されているヘテロダイン法に類似している。アンダーサンプリングは実際、信号の位相情報を外乱することなく、より長時間にわたり同じまたは類似の数のサンプル点をシステムが収集できるようにする。

アンダーサンプリングを使用することにより、そうでなければ位相角を正確に測定するために波形の単一サイクルから充分な位相サンプルを捕捉するのに必要とされ得る高速Ａ−Ｄ変換器（高価で、多くの異なる有線接続が関与する）を不要にすることができる。より低速のＡ−Ｄ変換器が使用可能である場合、上述のように、Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６を送信機１２０および受信機１２４ループ２５０、２７０の近傍に位置付けすることが商業的かつ物理的に実施可能であり得る。

したがって、いくつかの実施形態においては、送信されたおよび受信された磁場信号のうちの一方または両方をアンダーサンプリングすることができ（例えば各サイクルについて１つ以下のサンプル）、こうして１サイクルに比較してはるかに長い時間的間隔にわたり取り上げたサンプルを用いて、波形の平均的記録を捕捉することができる。アンダーサンプリングを完遂するために、送信信号およびサンプリング信号の両方を共通のクロック信号から導出することができ、ここでサンプリング信号は、送信信号周波数（または分数調波周波数）から少量だけ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１の高調波周波数から１０ＫＨｚである場合、１００マイクロ秒の周期後の結果は、ｆ／１００００の個別サンプルを伴う反復的送信波形の１サイクルの有効ピクチャとなる。１００ＭＨｚの送信信号周波数および１００．０１０ＭＨｚのサンプル周波数について、送信波形の単一サイクルの１００００個のアンダーサンプリングされた個別のサンプルは、３６０／１００００つまり０．０３６度の分解能で離隔される。アンダーサンプリングの一代替案として、Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６の前に標準非線形混合技術を用いる周波数変換も利用可能である。

他の実施例では、磁場発生器信号の周波数およびサンプリング信号の周波数を他の形で関係付けすることができ、その一例について以下で、周波数ドメイン信号処理技術に言及する際に説明する。さらに他の実施例においては、サンプリング周波数は比較的恒常であり得る（例えば２１０ＭＨｚ、一方生成周波数は広範囲にわたり変動し得る）。

送信およ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、送信信号と受信信号の間の電子的位相シフト測定を、アナログ信号処理技術を用いて行なうことができ、一方他の実施例においては、上述のように１つ以上のＡ−Ｄ変換器１２２、１２６を通してアナログデータをデジタルデータに変換した後で位相シフト測定を行なうことができる。次に、デジタル波形を処理して、関連する位相シフト情報を得ることができる。アナログデータよりもむしろデジタルデータを処理することで、例えばランダムノイズの効果を削減しかつ適切な技術を用いて６０Ｈｚに近い周波数でのＡＣラインピックアップなどの非ランダムノイズさえ削減するために波形の多くのサイクルをサンプリングし平均化することが容易になり得る。同様に、波形データ内のノイズを削減した後、デジタル信号処理を用いた正確な位相測定を得るために利用できる、相関などの多くの方法が存在する。

本明細書に記載の診断システム１００のいくつかの実施例において、送信信号および受信信号両方のＡ−Ｄ変換は、可能なかぎり磁場の生成および／または検出点の近くで行なわれる。例えば、Ａ−Ｄ変換は、それぞれに送信機１２０および受信機１２４を格納するプリント回路に一体化して位置設定された小型モノリシック単一チップＡ−Ｄ変換１２２、１２６によってヘッドピース１０６内で行なわれてよい。例えば送信機１２０用のＡ−Ｄ変換器１２２は、一実施例において送信機１２０の平衡出力端を横断する電圧を微分サンプリングすることができる。例えば受信機１２４用のＡ−Ｄ変換器１２６は、受信機１２４に結合された広帯域幅信号増幅器の出力端に位置付けされ得る。Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６を遠隔処理ユニット１０４内に（ただしこれは本明細書中に記載の他の実施形態では行なわれ得る）ではなくヘッドピース１０６上に位置設定することによって、Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６がアナログ信号を搬送するケーブル上の動き、屈曲または環境の変化と結び付けられる位相シフトの効果を削減するかまたは削除することが可能であり得る。削減また削除可能な他の誤差原因としては、終端における小さいインピーダンスのミスマッチに起因するケーブル長関連の定在波共振、および波形ひずみに起因する位相誤差を生成する相互接続ケーブル上の送信信号と受信信号の間の交差結合がある。Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６が送信機１２０および受信機１２４の近傍に位置設定されていない実施形態において類似の利点を実現するためには、処理ユニット１０４内の送信機および受信機Ａ−Ｄ変換器１２２、１２６にサンプリング信号を運ぶために単一ケーブルを使用することができ、かつ／または、いくつかの実施形態においては２つのＡ−Ｄ変換器１２２、１２６の間に高品質の半剛性ケーブルを使用することができる。

全体的動作およびパイプライニング
再び図１を参照すると、送信された磁場および受信された磁場の両方について波形データ（これはいくつかの実施形態においてアンダーサンプリングされ得る）を捕捉することができ、捕捉された波形は少なくとも部分的に実時間で（または実質的に実時間で）処理され得る。本明細書で説明されているように、１つのＦＰＧＡ１１２が、ノイズ削減のため多くのサイクルにわたり２つの波形の各々についてのデータを平均化し得る。別のＦＰＧＡ１１４は次に相関技術を使用して、平均化した波形データを用いた位相シフト測定を行なうことができる。多数の周波数サンプル全体にわたる位相データの収集のためのデータスループットを加速するために、いくつかの実施形態においてはパイプライニング技術が使用され得る。送信機１２０は、第１の所望された周波数において時変磁場を生成でき、この第１の周波数において、波形平均化器ＦＲＧＡ１１２により、必要な数の波形平均が行なわれ得る。

平均化器ＦＰＧＡ１１２は、送信機１２０および受信機１２４からのサンプルデータ点の全てを収集し平均化した後、それを位相シフト測定ＦＰＧＡ１１４に転送することができる。いくつかの実施形態においては、患者体内の流体変化を診断する上で単一送信周波数のみが使用されるが、他の実施形態においては、所望される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得、対応するデータが収集され得る。多数の送信周波数を伴う実施形態において、第１の送信周波数のための位相決定は、位相シフト測定ＦＰＧＡ１１４において（第１の送信周波数中に収集したデータを用いて）進行してよく、その間周波数合成器ＦＰＧＡ１１０は送信機１２０にスペクトルスキャンの第２の所望される周波数を有する磁場を生成させ、第２の送信周波数からの波形データは、波形平均化器ＦＰＧＡ１１２（ひいてはパイプライニング）によって平均化される。他の実施形態においては、１つの送信周波数についての波形平均化は、第２の周波数のための複数のサンプルの記録と実質的に同時に発生し得る。概して、多くの異なるタイプのパイプライニング（例えば信号生成、収集およびデータ処理の２つ以上の部分を実質的に同時に行なうこと）を使用することができる。しかしながら、他の実施形態においては、いかなるパイプライニングも存在しなくてよく、診断システム１００は、第２の送信周波数に移動する前に、単一の送信周波数に関するデータの全てを伝送、収集、平均化そして処理することができる。

パイプライニングが使用されるか否かに関わらず、異なる送信周波数を使用するプロセスは、所望されるスペクトル周波数スキャンで任意の数の送信周波数について反復されてよく、スペクトルスキャン内で１つ以上の周波数について反復されてもよい。いくつかの実施例においては、各周波数についての計算された位相シフトを、位相シフト測定ＦＰＧＡ１１４から直接ラップトップ１０２に転送することができる。

信号の処理−平均化
送信機１２０および受信機１２４のサイズが比較的小さいことならびに伝送される磁場のパワーが比較的低いことから（このパワーが低いのは、なかでも患者をＲＦ放射に対する過剰曝露から保護する必要がありかつシステム１００からの電磁場発出を最小限に抑える必要があるからである）、送信機１２０および／または受信機１２４における測定された磁場は、その比較的小さい振幅に比べて相対的に大きいノイズ量を有する可能性がある。ノイズには、増幅器の入力熱ノイズ、ＥＭＩピックアップからの背景ノイズなどが含まれ得る。いくつかの実施形態において、ノイズは、実際の位相シフトに関連する位相シフト測定に有意な割合で影響を及ぼし得る。例えば、１ｍｌの流体変化は、０．３度の位相シフトに対応し、したがって送信および受信信号内のノイズが予測される位相シフトの実質的部分であるかさらにはこれを上回る場合、ノイズによりデータが許容不能なものになる可能性がある。

ノイズを削減するために、本明細書に記載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、送信および受信された磁場の多くのサイクル（例えば１００００サンプルの多数倍、例えば３２０００サンプル）をサンプリングすることができ、かつ個別のサンプルを平均化してランダムノイズを実質的に削減するかまたは特定の周波数をフィルタリングすることができる。いくつかの実施例においては、合計サンプリング時間間隔は、６０Ｈｚの関連する電磁干渉ピックアップの効果を削減する目的で、６０ＨｚＡＣ電力一周期のおおよそ整数倍となるように延長されてよい。以下で説明する通り、これらの波形は、タイムドメイン内でそれらを互いに乗算することならびに他の周波数ドメイン平均化技術を含めた任意の適切な平均化技術によって平均化され得る。

ここで図４を参照すると、波形平均化器ＦＰＧＡ１１２の簡略化された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、他の実施形態においては、データを平均化するためにカスタム回路を利用することができ、このカスタム回路は、ヘッドピース１０６内、処理ユニット１０４内、ラップトップ１０２内または別の好適な場所に位置設定され得る。しかしながら、図４は、Ａ−Ｄ変換器によりデジタル化されたれた後の送信済み波形サンプルを平均化するために波形平均化器ＦＰＧＡ１１２内で実装され得る論理の一例を示している。デジタル化された後の受信済み波形サンプルを平均化するために、類似の論理３００を使用することができる。波形平均化器ＦＰＧＡ１１２に対する入力は、Ａ−Ｄ変換器からのフォーマットの低電圧差動シグナリング（ＬＶＤＳ）タイプであってよく、こうして、Ａ−Ｄ変換器と波形平均化器ＦＰＧＡ１１２の間に必要とされる配線を削減している。ＬＶＤＳフォーマットでは、単一波形データ点を表わすデジタルデータの各ワードは、まず直列データから並列データへと、以下で説明する非直列化論理によって変換され得る。

図４に例示される論理は、Ａ−Ｄ変換器からデータ転送クロックによって計時される周期的直列入力並列出力シフトレジスタ３０１を含む。並列データワードはこのとき、送信される波形の１つの完全なサイクルを構築するために必要とされる最大数の個別波形サンプルを取扱うのに充分な容量を有するメモリバッファ３０２内へと転送される。データワードがレジスタ３０１から出るにつれてまたはメモリバッファ３０２が完全に移入された後、メモリバッファ３０２内の全ての波形サンプルの総和を蓄積するために、加算器３０３を使用することができる。各々の波形総和記憶場所は、オーバフローすることなく総和のために予期される最大数を収容できるビット単位のワードサイズを有し得る。例えば、１２ビット分解能のＡ−Ｄ変換器および４０９６の波形総和には、２４ビットのメモリワードサイズが必要である。送信済み信号サンプル用の波形メモリ内に意図された数の波形の総和を蓄積した後（そして別個に受信機信号サンプルは同様にして波形平均化器内で合計される）、両方の波形のためのメモリコンテンツは、位相シフト測定ＦＰＧＡ１１４に直列転送される。処理の次のステップでは平均化済み波形内のデータ点の相対的強度のみが関連し得ることから、いくつかの実施形態においては、平均化中の波形の数で除する必要はないかもしれない。この理由から、全体的位相シフト決定の正確さに対する有意な影響無く、平均化済み波形データ点の各々から適切な数の最下位ビットを消去することも可能である。

信号処理−位相シフトの決定
ここで図５を参照すると、位相シフト測定ＦＰＧＡ１１４は同様に、２つの回転シフトレジスタ４０１、４０２、乗算器４０３および加算器４０４を格納することもできる。同様に、これは、２つの波形の間の調整可能な位相シフトを伴う個別の送信および受信平均波形データ点の積の総和を計算するように構成された論理を含むこともできる。ＦＰＧＡは、積の総和がゼロに最も近く、積の総和対位相シフトの勾配も同様に負である位相シフトを発見するために使用され得る。

周波数をｆ、位相シフトをφとして、２つの正弦波の積についての以下の三角関数の公式を考慮されたい：
Ｓｉｎｕｓｉｎｖ＝１／２［ｃｏｓ（ｕ−ｖ）−ｃｏｓ（ｕ＋ｖ）］、式中ｕ＝２πＡ＋φ、ｖ＝２ｕｆｔ（等式１）
＝１／２［ｃｏｓ（４＞）−ｃｏｓ（２π（２Ｆ）ｔ＋（４））］（等式２）

積の第１の項は位相シフトのみに左右されるＤＣ項である。第２の項は、もとの周波数の１つの完全なサイクル全体にわたりゼロを平均とする周波数の２倍における別の正弦波である。第１の項（余弦波）も、位相角（φ）が＋９０°かまたは−９０°のいずれかである場合にゼロであるという点に留意されたい。さらに、位相角変化との関係における積の勾配（ｓｉｎｕｓｉｎｖ）／ｄφは、φ＝＋９０°の場合負であり、φ＝−９０°では正である。

反復によりＦＰＧＡは、送信波と受信波が＋９０°の位相シフトに最も近い_{ｎｏｆｆｓｅｔ}の値を決定することができる。_{ｎｏｆｆｓｅｔ}サンプルおよび１回の完全な３６０°波形についての_ｎｔサンプルについて、位相シフトはこのとき、以下の等式を用いて計算される：
位相シフト＝９０°＋（ｎ_{０ｆｆｓｅｔ}／ｎ_ｔ）＊３６０°（等式３）

決定の分解能は、サンプルの数に限定され得る（分解能＝３６０°／ｎｔ）。この分解能が測定に必要とされる精度にとって不充分である場合には、積項の総和が正確にゼロを通過する_{ｎｏｆｆｓｅｔ}の小数値を見い出すために補間を使用することができる。

位相シフト測定のための周波数ドメイン信号処理方法
以上で説明した通り（例えば波形を共に平均化し乗算して位相シフトデータを得るステップについてのセクションを参照のこと）、送信機１２０および受信機１２４の両方に由来する、測定されデジタル化された磁場トレースの信号処理は、タイムドメイン内で進行し得る。しかしながら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）などを用いて、周波数ドメイン内で処理され得る。

フーリエドメイン解析の一実施形態において、送信機１２０および受信機１２４からの信号は、比較的高い分解能（例えば１４ビット）で約２００ＭＨｚのサンプリングレートでデジタル化される。Ａ−Ｄ変換器およびデータ捕捉電子機器は、比較的小さいプリント回路アセンブリパッケージング内に内含され得る。捕捉データは、高速ＵＳＢシリアルリンクを介して、ラップトップ型コンピュータ１０２に転送され得る。このとき、タイムドメイン処理の代りにラップトップ１０２上の周波数ドメイン処理に置き換えて、波形間の位相シフトを計算することができる。

ひとたびデータがラップトップ１０２上に入った時点で、送信機および受信機のタイムドメイン波形の各々についてのＦＦＴを計算することができる（しかしながら、他の実施形態においては、ＦＦＴを、ＦＰＧＡかまたはＡ−Ｄ変換器の近傍の他のプロセッサによって計算することができる）。抵抗性および反応性周波数ドメインデータを表わす結果として得られた実数解および虚数解は、このとき、デカルト座標から極座標へと変換され得、こうして、波形の強度および位相の周波数ドメインプロットを生み出す。各波形の位相は、対象周波数についての位相の周波数ドメインプロットから得ることができる。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伝送された波動場周波数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の周波数範囲のＦＦＴを生み出し、伝送された波動場周波数がこの範囲内にある場合、位相シフト測定のために基本周波数が用いられる。差周波数は、伝送された波動場周波数が、例えば１０５ＭＨｚ〜３１５ＭＨｚの範囲の高い方の端にある場合に使用される。

送信および受信波動場信号の両方についてのＦＴＴが計算された後、対象である特定の周波数についての位相シフトを、変換された送信機および受信機波形から得られた位相値の差から計算することができる。シフトを計算するときには、さまざまな周波数領域内の位相情報についてのいくつかの符号逆転が必要になるかもしれないという点に留意されたい。

送信機１２０および受信機１２４に由来するサンプルについてＦＦＴを計算できるようにするため、サンプリングのために使用される周波数および送信された波形を決定して、送信された波形および受信された波形の両方が反復波形の整数の完全な時間的周期を含み、波形のために収集されるサンプル数が２の偶数乗となるような形で、コヒーレントサンプリングを可能にするように決定され得る。コヒーレントサンプリングを実装するための１つの方法は、ｐｒｉｍｅｉ／ｆｔｒａｎｓｍｉｔ＝ｐｒｉｍｅ２／ｆｒｅｃｅｉｖｅとなるような送信機および受信機サンプリング周波数を選択することにある。素数ｐｒｉｍｅｉおよびｐｒｉｍｅ２ならびにサンプルの数は、いくつかの実施形態においてにおいて非常に大きいものであり得、こうして信号周波数のための許容可能な値の間の間隔が削減される（例えば同期分解能は、おおよそ１Ｈｚであり得る）。これは、例えば整数周波数逓倍器、整数周波数分周器および位相ロックループの適切な組合せと安定した周波数源とを組合わせることなどによって、デジタル周波数合成技術を用いて達成可能である。

コヒーレントサンプリングの場合、位相計算の理論精度は、タイムドメイン波形のサンプル数およびＡ−Ｄ変換器のデジタル分解能によってのみ制限され得る。Ｄｃノイズおよび低周波数ノイズ源、例えば１／ｆノイズは、周波数ドメイン処理技術によって本質的に拒否され得る。コヒーレントサンプリングを使用することにより、高調波および相互変調積周波数成分が位相を計算するために対象周波数の頂部にある確率も減少する。その上、位相決定にＦＦＴ周波数ドメイン解を使用することで、測定された送信および受信磁場の強度または振幅に関する情報が提供され得る。強度値の比を使用して、対数ｄＢ電力比単位で表現し得る送信磁場の減衰を決定することが可能である。

タイムドメイン内での代替的信号処理
タイムドメイン内での１つの追加の代替的信号処理技術として、１つ以上の相対的に低コストのアナログ位相検出器を介して、または送信および受信波動場信号のゼロ交差間の時間遅延を測定することによって、位相シフト測定を行なうことができる。例えば、集積位相検出器回路は、（例えば超高利得で）正弦波をクリッピングすることによって、送信および受信波動場の正弦波を方形波に変換し、次に、ＸＯＲゲートにより提供されるパルス幅が送信磁場と受信磁場の間の位相シフトを表わすものとして、アナログ排他的ＯＲ（ＸＯＲ）ゲートを用いて、送信機からのクリッピングされた波／方形波を受信機からのものと比較する増幅器を含むことができる。

動きに起因する位相測定誤差の削減
位相測定誤差に寄与する全ての因子の中でも、多くは動き、例えば患者の動き、送信機１２０の運動、受信機１２４の運動、接続または伝送ケーブルの屈曲などに関係するものである。例えば、患者と送信機１２０／受信機１２４の間の相対的動きは、患者の頭部を通過するにつれての磁場ラインの経路長および場所の変動を結果としてもたらす。送信機１２０および／または受信機１２４の近くを移動する導電性または磁性物体もまた、送信機１２０から受信機１２４へと通過するにつれての磁場ラインの形状を変化させ得る。

いくつかの実施形態において、患者の運動に起因し得るアーチファクトを削減するための方法を展開することができる。例えば、これらのアルゴリズムは、変化率または他の特性によって決定されるように、生物学的変化の結果でない可能性があると考えられる対象周波数スペクトル（例えば約３０ＭＨｚ〜３００ＭＨｚまたは約２０ＭＨｚ〜２００ＭＨｚ）を横断した差動位相シフトデータの統計的変動を検出し得る。したがって、この閾値化タイプの方法は、真の生物学的変化以外の手段により破損されたデータを削除するために使用可能である。

別の実施例として、ＦＦＴ処理の強度部分から得られる減衰データは、位相シフトデータ内の動きアーチファクトの検出および補正を補助するために、周波数スペクトルを横断したこのデータの変動の様子を調べることによってアルゴリズム内で利用可能である。

さらに別の実施例として、電子加速度計を付加的に、または代替的に使用して、送信機１２０、受信機１２４、患者または伝送ケーブルの１つ以上の動きを検出することが可能である。いくつかの実施例においては、加速度計を送信機または受信機として（例えばＭＥＭＳタイプの加速度計を用いて）同じプリント回路板に結合することができる。

閾値レベルより上のあらゆる動きを検出することに加えて、送信機／受信機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、相対的差異について調べることができる。例えば、患者および送信機／受信機の両方において検知された小さな振幅変化は、わずかな影響しかもたらさない可能性がある。幾分かの患者の動きは、ほぼつねに存在する（例えば昏睡状態の患者でも呼吸はしているため）。しかしながら、より大きいまたは無相関な加速度計の読取り値を使用して、データの拒否または補正をトリガすることができる。患者の近くの完全に独立した物体の別個の動きも同様にデータ内に動きアーチファクトを提示し得ることから、このとき、いくつかのタイプの位相データの統計的解析に基づく動きの検出および補正がなおも求められる可能性がある。

臨床医に警告するための医療診断方法
本明細書中で説明されているシステム１００は、中でも、例えば患者の頭部内の流体含有量の変化（「頭蓋内流体」）によって誘発される位相シフトの変化を測定するために使用可能である。さまざまな実施形態において、システム１００は、頭蓋内空間内部の多くの物のうちのいずれを測定するためにも使用可能である。例えば、いくつかの実施形態においては頭蓋内流体が測定される。他の実施形態においては、頭蓋内軟組織または流体と軟組織が一緒に測定される。概して、システム１００は、頭蓋内空間を横断して全ての組織にわたって生体インピーダンスを測定することができる。本出願において、「生体インピーダンス」なる用語は、概して、頭蓋内流体、軟組織またはその両方の生体インピーダンスを意味するように使用されるものである。方法を利用して、位相データを分析し、流体変化が臨床ユーザにとって厄介である組織変化を表わしているか否かに関する決定を下すことができる。例えば、患者が最初に病院に到着した時に、１つ以上の周波数において患者の頭部の一方の側に位置付けされた送信機１２０から送信された磁場と患者の頭部の他方の側に位置付けされた受信機１２４で受信された磁場の間の位相シフトのベースライン読取り値を記録することができる。その後、後続するスキャンの間に発生する測定済み位相シフトのあらゆる有意な変化が、患者の臨床的身体条件を理解するのを補助する目的で臨床医によって追跡され、傾向付けされて、或る一定の閾値、パターンまたは傾向によってアラームがトリガされ得る。臨床医に最も有用な流体変化情報を提供するために、多くの方法を利用し最適化することができる。例えば、一定の度数を超えて位相がシフトした場合、システムは、患者が臨床的に有意な出血または浮腫を有している可能性があることを臨床医に警告するためにアラームを出すことができる。いくつかの身体条件については、臨床医に位相シフトの変化率が閾値を超えているか否かを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、全ての目的のために全体が参照により本明細書に組込まれている米国特許第７，６３８，３４１号に記載されている通り、異なる流体変化と共に変動し得る。一定の位相シフトのパターンを一定の臨床的身体条件と相関させることができる。例えば、出血または浮腫などの身体条件は、１つの周波数における位相角の増大と異なる周波数における減少によって証明され得る。異なる周波数における位相シフトの比率を用いることで、流体のタイプおよびそれらがどのように変化しているかについての追加の情報を得ることができる。例えば、第１の周波数における位相シフトと第２の周波数における位相シフトの比は、血液含有量を査定するかまたは出血または他の流体変化と浮腫を分離するための優れたパラメータであり得る。例えば、生理食塩水の位相シフト周波数は、血液の位相シフト周波数応答とは異なる可能性があり、したがって臨床医は、患者の脳腔内の血液および生理食塩水の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、いくつかの事例において位相シフトに対して比較的わずかな効果しか与えないかもしれないが、イオン溶液中の電解質の濃度は、より明白な効果を及ぼし得る。

位相シフトパターンは時間依存型でもあり得る。仮説上の臨床的身体条件は、一定の時間周期にわたる位相シフトの増大、次に安定化、そして次にさらにもう一回の一定の時間的周期の後のベースラインへの復帰、によって特徴付けできる。起床、飲食、採血または見舞い客との会話などの患者の活動といったノイズ因子が、ベースラインからの位相シフト読取り値に対する変化をひき起こし得る。異なる活動と結び付けられるパターンを調べることにより、臨床的に意味のある液体変化をノイズと区別することができる。

さまざまな周波数における位相シフトおよび／または減衰データの組合せを使用して、これらの位相シフトおよび／または減衰の比率または他の関数および／または時間ベースの方法を、さまざまな実施形態において全て組合せ、最適化して、組織および／または流体変化についての一定範囲の有用な情報を臨床医に対して提供することができる。臨床医はこのとき、臨床的問題を診断するため医用画像診断などのより特異的な診断技術を使用することによって、組織変化に対応することができる。

いくつかの事例においては、流体および／または組織変化情報に応答して療法を変更することができる。例えば、本明細書中に記載の診断システムは、大脳動脈内の凝血塊を溶解させるために抗凝血剤治療を受けている患者の体内の流体変化をモニタすることができる。システムが脳内出血を検出した場合、抗凝血剤は、出血を管理するため削減または停止され得、あるいは、出血を止めるために血管手術などの他の介入が行なわれる可能性がある。別の実施例として、脳浮腫の発症を示した患者は、浮腫を制御または削減するために医学的介入を受ける可能性があり、または流体をドレンする外科的処置を受けるかさらには浮腫に起因する脳内圧を低下させるために片側減圧開頭を受ける可能性がある。

臨床医は、いくつかの事例においては、診断システムから実際にフィードバックされた内容を調べることによって、投薬量を管理するために流体変化情報を使用することができる。例えば、脳から水を抜出すことにより脳内圧を低下させるためにマンニトールが使用される場合、治療にあたる臨床医は、本明細書中に記載の診断システムを用いて、患者の脳の水が投薬に応答してどのように変化しているかに関するフィードバックを受け取ることができる。

同様にして、本明細書中に記載の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場合、血圧管理、電解質濃度および他のパラメータのための薬をより有効に投与することができる。例えば、脳のナトリウム濃度は、静脈内高張または低張塩溶液を用いて制御され得る。イオン濃度に対する変化は、１つ以上の周波数における位相角のシフトまたは位相角のシフトの何らかの関数として検出され得る。このような情報は、患者をより良く管理するための医師へのフィードバックとして使用可能である。

追加の実施形態
頭蓋内流体／脳流体をモニタするためのＶＩＰＳシステムの一実施形態は、電子機器の全てをヘッドピース１２９内に収容する。ヘッドピース１２９は、ヘルメットまたはハードハットのように構築され得ると考えられる。無線周波数発振器は、エミッタまたは多重エミッタ１２０／１２４の近く、潜在的には同じプリント回路板上に設置され得る。１つの発振器は、送信機信号を生成でき、別の発振器は、サンプリング信号を生成するために使用され得る。以下で論述するように、多数の送信機または受信機を使用してよく、異なる送信機のために異なる発振器を有することが望ましい可能性がある。したがって、多数の発振器を使用することができる。別の実施形態において、ヘッドピース１２９は、一対の眼鏡のように構築され得ると考えられる。このような実施形態の１つの利点は、デバイスが鼻および両耳に機械的に位置合わせされ、アンテナの場所の優れた再現性でデバイスを取り外し再度設置することを可能にしていることから、位置がより良く制御できるという点にある。アンテナは、両耳のすぐ上方かつ前方で、眼鏡のテンプル上に設置されて、脳のほぼ中心の位置設定を提供し得る。両耳の近くにアンテナを設置することには、機械的基準点が近くにあるという特徴があり、したがって、優れた位置再現性が得られる。

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多数の送信機を使用することができる。例えば、３つの送信機アンテナを使用することができ、各アンテナは、他のものとは数ＫＨｚ異なる周波数を送信し得る。３つの発振器すべての周波数は、別個の発振器の位相ノイズおよび熱周波数ドリフトの差異に起因する位相誤差を削減するためにデジタル位相ロックループ合成技術を用いて、同じ安定した基準発振器から導出されなければならない。各送信機のためにわずかに異なる周波数を有することの１つの利点は、そのときシステムが、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて各送信機から生成された信号を識別し分離できると考えられる、という点にある。この技術を用いると、全ての送信機は短期間で同時に電源投入可能であり、送信機／受信機の各組合せについて受信された位相情報の全てを、同じ極めて短かい時間的間隔について送信および受信波形のＦＦＴを用いて同時に決定できると考えられる。この情報は、システムが組織内部の流体変化の場所を決定すると同時に、患者の動き、組織流体の流れまたはアンテナの動きまたは環境内の動く物体から生成される場の動きによってひき起こされる位相変化と区別することを可能にすることができる。例えば、このようなシステムは、患者の脳の内部の血腫の場所または虚血の体積を特異的に識別するために使用可能である。

医学的応用のためには、産業用、科学用および医療用の無線帯域（本明細書中では「ｉｓｍ帯域」と呼ぶ）内で信号を伝送することが望ましいかもしれない。しかしながら、ｉｓｍ帯域内で動作する他のデバイス由来のより多くの周囲無線周波数ノイズに対する曝露を削減するために、この帯域外で伝送するようにシステムを設計することも望ましい可能性がある。

周囲無線周波数ノイズに対するシステムのロバスト性を改善する目的で、システムは、発振器がいかなる信号も伝送していない期間中に周囲無線周波数ノイズを検出することができる。一定の周波数におけるノイズが過度に高い場合には、システムは、異なる周波数での信号の生成にシフトして、信号対ノイズ比を改善することができる。いくつかの利用分野においては、位相を測定するためにスペクトル拡散技術を使用し、より広い周波数範囲にわたり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ことが望ましい可能性がある。周波数の変更を容易にするため、デバイス内に多数の水晶発振素子を設置できると考えられ、システムは、ノイズ環境を所与として、最も適切な周波数の選択を可能にするため、水晶発振素子間で選択を行なうことができると考えられる。代替的には、デジタルＲＦ周波数合成器は、単一の基準水晶発振器からの新規の周波数のための急速な周波数合成を容易にするために充分な帯域幅および分解能を有することができると考えられる。必要な場合には、基準水晶発振器は、穏やかなドリフトからの位相誤差をさらに削減するためにオーブン安定化され得ると考えられる。

信号を生成する場合、さまざまな波形を利用することができる。方形波は、基本周波数の高調波でより多くの電力を提供するものである。正弦波およびゆがみ方形波は、より高い周波数へと無線周波数電力のより多くを押し込み、またはさまざまな高調波周波数で電力を提供するために使用可能である。代替的には、ベース周波数およびそれ以上の周波数は共に、異なる周波数での追加の電力のために合計され得る。アナログ−デジタル変換のためのサンプル信号には同時に、別個のＲＦ周波数が求められる可能性がある。位相測定における適切な分解能のためには、コヒーレントサンプリングを可能にするべく、サンプリング周波数に求められる分解能も非常に高いものであり得る。デジタル周波数合成器は、多数の送信機のためのわずかにオフセットされた周波数も生成しながら、コヒーレントサンプリングに必要とされる高い分解能を達成するため、位相ロックループ安定化された周波数逓倍器および周波数分周器のさまざまな組合せを利用することができる。高い利得と優れた位相安定性を有する受信機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る。いくつかの実施形態において、受信機増幅器は、２つ以上の利得段、例えばアンテナ上の２０ｄＢおよびアナログ−デジタル変換基板上の追加の２０ｄＢを利用することができる。

信号を最適なレベルまで増幅するのに適切であるあらゆる増幅器と共に、エミッタおよび受信機アンテナと同じプリント回路基板上に、アナログ−デジタル変換器も同様に含み入れることができる。

さまざまな高速ケーブル接続およびプロトコルを用いて、ヘルメットからコンソールまでデータを転送することができる。金属ケーブルを使用すると、磁場の形状を変更することによって、誤差の原因が誘発される可能性がある。この問題を回避するために、金属ケーブルに対する代替案として、光ファイバケーブルを使用することができる。

データは、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ、ＷｉＦｉ、無線または他の好適なプロトコルを用いて、患者のヘッドセットまたはヘルメットからコンソールまで無線で伝送され得る。伝送されるデータは、タイムドメインデータであり得、あるいは、ヘッドピース内のプロセッサによりＦＦＴを行なうことができ、結果として得られたデジタルデータは無線でコンソールへ送られてよい。ＦＦＴで周波数ドメイン内のデータを送ることの主たる利点は、データ量が削減され、結果として所要データ伝送速度がより低速になるということにある。ＦＦＴは、ヘルメットの内部でＦＦＴを行なうために配線接続されたフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）などの処理要素によって行なわれ得る。代替的には、多目的マイクロプロセッサを含めた他のタイプのマイクロプロセッサを使用して、ＦＥＴを行なうことが可能であると思われる。これらの電子機器の全てがヘルメットまたは他のヘッドピース１２９内に組付けられることから、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および電力消費を最小限に抑え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必要性をさらに削減するために、ヘルメット内に、携帯型の充電式バッテリに基づく電力システムを含み入れることができる。

一実施形態において、システムは、患者の心拍数を測定するかまたは他の有用な情報を提供するためにデータを分析できるような形で、毎秒多数のサンプルを連続的にかまたは短かいバーストとして取り上げるように設計されている。この技術は、パルスオキシメトリのごとく、静脈血液体積測定と動脈血液体積測定を区別する一助となり得る。別の実施形態において、システムは、ＥＫＧ、パルスオキシメトリまたは他の心臓信号に同期化するように構成されていてよい。これにより、心臓周期の特定の部分と同時に動脈および静脈血液体積を測定するための非常に正確なタイミングのトリガが提供され得る。ＶＩＰＳ読取り値を外部心臓信号に同期化することにより、心臓律動との関係におけるアンダーサンプリングが可能となり、ＶＩＰＳ読取りを数秒間隔で行うことができる。心臓周期の異なる部分におけるＶＩＰＳ読取り値を比較することによって、心臓律動と結び付けられる流体組成の変化を再構築するために一連のＶＩＰＳ読取り値を処理することができ、脳内の大域的還流の尺度が明らかになる。

ＶＩＰＳ読取り値を心臓信号に同期化するための例示的システムについてここで論述する。図７の実施形態は、患者の体内の変動を検出するための実質的に任意のタイプの生理学的センサを用いて修正され得、特定的に論述された心臓信号に限定されるべきではないことが理解されるはずである。図７は、患者の心臓周期に起因してかまたはそれと共に発生する体液体積を検出しモニタするためのシステム７００のブロック図である。図７のシステム７００は、実質的に図１のシステム１００と類似のものであり得る。しかしながら、図７の実施形態では、システム７００は、心臓モジュール７０１を含み、このモジュールは心臓周期センサ７０２およびトリガ７０４を含み得る。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あらゆるタイプのセンサまたはセンサの組合せであり得る。例えば、心臓周期センサ７０２は、心臓組織の分極および脱分極を検出するように構成されていてよい。心臓周期センサ７０２はさらに、処理ユニット１０４、マイクロコントローラ１１８またはさまざまな信号を心臓波形または他の所望される形態に変換し得る他の処理要素と通信状態にあってよい。特定の実施例において、心臓センサ７０２は、心臓周期の特性を検出するために患者の体内の圧力変化を検出する圧力センサであってよい。別の実施例において、心臓センサ７０２は、心臓系の特性を検出するために音の変化を検知する音響センサであってよい。心臓周期センサ７０２は、ヘッドピース１０６と一体として形成されてよく、あるいは、ヘッドピース１０６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、信号を受信および／または送信できる実質的に任意のタイプのデバイスであり得る。トリガ７０４は、心臓センサ７０２と電気通信状態にあってよく、信号、例えば赤外線パルス（オープンエアまたは光ファイバ）、無線周波数パルスおよび／または無線周波数デジタル通信ベースのタイミングパルスを処理ユニット１０４および／またはヘッドセット１０６に伝送するように構成され得る。

図７のシステム７００を使用すると、ＶＩＰＳ測定をトリガ７０４によって、無線でまたは有線でトリガすることができる。例えば、特定の心臓事象の検出（例えばパルスオキシメトリ）に基づいて、トリガ７０４は、ＶＩＰＳ読取りを活動化するように処理ユニット１０４に指示して、心臓周期の特定の部分においてデータを検出し収集できるようにすることができる。この実施例において、ＶＩＰＳ検出は、心臓事象に基づくものであり得る。しかしながら、他の実施形態では、心臓センサ７０２上検出アンテナまたは配線は、ＶＩＰＳ無線伝送周波数に対する感応性を有していてよく、ＥＫＧ記録内部の各々のＶＩＰＳデータ収集パルスの瞬間を捕捉する目的でＶＩＰＳによって活動化されるように構成されていてよい（心臓周期データに対するＶＩＰＳデータの非常に正確な相関関係を保証する増加手段および／または代替的手段）。

各心拍と共に、脳内の動脈血、静脈血および脳脊髄液の体積は変動し、ＶＩＰＳモニタリングによって検出されるこれらの変化は貴重な診断情報を生み出し得る。一実施形態において、システムは、患者の心拍数を測定するかまたは他の有用な情報を提供するためにデータを分析できるような形で、毎秒多数のサンプルを連続的にかまたは短かいバーストとして取り上げるように設計されている。別の実施形態において、システムは、ＥＫＧ、パルスオキシメトリまたは他の心臓信号によってトリガされこれに同期化するように構成されていてよい。これにより、動脈血体積、静脈血体積および心臓周期の特定の部分における脳脊髄液体積を含めた流体条件を測定するための非常に正確なタイミングのトリガが提供され得る。この技術は、パルスオキシメトリのごとく、静脈血液体積測定と動脈血液体積測定を区別する一助となり得る。

さらに別の実施形態において、ＶＩＰＳ測定は、ＥＫＧまたは他の外部心臓信号に同期化するようにはトリガされず、各測定値が収集された心臓周期の部分に対して各測定値を割当てるために充分な精度で時間タグ付けされる。同期収集か後続する分析のいずれかにより心臓周期の異なる部分におけるＶＩＰＳ読取り値を比較することによって、心臓周期と結び付けられる流体組成の変化を再構築するために、一連のＶＩＰＳ読取り値を処理することができる。ＶＩＰＳ測定値のこのような分析は、脳内部の大域的還流の尺度、ならびに（本明細書中で後程詳述する）シャントの不良などの、身体条件の診断にとって貴重な情報を明らかにすることができる。これらの方法（ＶＩＰＳ読取り値と外部の心臓信号との同期化または外部の心臓信号との時間ベースの相関）は、心臓律動との関係におけるアンダーサンプリングを可能にし、こうして、個別のＶＩＰＳ読取り値は、何秒間でも離隔され得るようになる一方で、心臓周期と結び付けられる流体変動に関する貴重な情報をなおも提供する。他の実施例には、カプノグラフィ信号などの換気信号に対する同期化（または不規則性の隔離）が含まれ得る。

離散型フーリエ変換（ＤＦＴ）および高速フーリエ変換（ＦＦＴ）解析などの周波数ドメインアプローチを含めたさまざまな信号処理解析技術をＶＩＰＳ測定値に適用して、患者の心拍数に由来する脳流体内の振動の周波数分布を明らかにすることができる。これらの技術は、単独でまたは組合せの形で、多数の無線周波数についての測定されたＶＩＰＳ位相および／または強度データに対して適用可能である。分析のための有用な組合せには、血液体積、脳脊髄液、浮腫または他の関連する流体特性と相関するインジケータを創出するためにＶＩＰＳ位相およ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および経験的に導出された式が含まれる。相関のために外部の心臓信号が利用可能である場合、心臓周期の周期および周波数は、心臓周期の測定された部分の各々においてＶＩＰＳ測定値に対し平均、中央値または他の統計値を適用し、次に心臓周期と結び付けられた流体変化の強度を決定するためビン間の差異を計算することなどの処理アプローチを用いて提供され、これらのアプローチと共に使用され得る。

別の実施形態において、システムは、毎秒多数のサンプルを取上げるように設計され、各々の動脈パルスから結果としてもたらされる頭蓋内血液体積変化の強度に対応する信号を生成するように構成される。頭蓋内血液体積中の誘発された変化を理由としてＩＣＰが心臓周期の心臓拡張期の間増大し、心臓収縮期の間減少することは、頭蓋内圧（ＩＣＰ）の測定という技術分野においては周知である。したがって、ＩＣＰモニタを用いてプレチスモグラムを生成することができ、これは、反復する心臓周期を通して変動するにつれて経時的な頭蓋内血液体積を近似的にプロットする。

心臓拍動に起因するＩＣＰ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においては著しく減衰される。これは、流体がカテーテル内を前後に移動するにつれて圧力パルスが緩和されるからである。ＩＣＰプレチスモグラムの同じ減衰は、慢性脳水腫を有する患者において一般的に使用されるように、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場合、脳脊髄液はシャントカテーテル内を前後に移動し、心臓周期中ＩＣＰ偏位運動を減衰させる。しかしながら、シャントが詰まるかまたは他の形で機能不全を起こした場合、液体は心臓周期中移動することができず、ＩＣＰ変動の振幅は増大する。本発明は、心臓周期中に結果として生じる血液および脳脊髄液の体積の変化をモニタし、シャントの詰まりまたは機能不全を検出するように構成され得る。

ひとたびプレチスモグラムが生成されたならば、患者の身体条件を診断するのを補助するためにさまざまな形で情報を使用することができる。例えば、心臓の脈圧拍／容積脈拍のピーク後、波形の後続する部分は、流体体積がベースラインに戻る回復期間を表わす。心臓周期内のピークから別の後続点までにかかる時間は、頭蓋内コンプライアンスまたは頭蓋内圧についての情報を提供することができる。それは、脳内シャントの性能または不良の特異的特性を識別する一助となることができる。さまざまな臨床的身体条件および生理学的パラメータを標示するために、心臓周期に沿ったさまざまな時点におけるプレチスモグラムの振幅の比率、差異および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）の施術中、心臓圧迫の有効性についてのフィードバックを提供するニーズが存在する。現在、心臓圧迫および誘発された血液体積変化と相関する変位距離を測定することのできるデバイスが存在する。しかしながら、これらのデバイスは、ＣＲＲの主たる最終目的である脳に対する血液流の誘発における圧迫の有効性を直接測定することはない。本発明は、ＣＰＲを受けている患者の頭部に適用でき、ＣＰＲ中脳内の血液体積変化の振幅を検出するために、直接読取りを行なうことができる。本発明のこの実施形態において、ＣＰＲの有効性は、各心臓圧迫に伴う実際の血液体積変化に関して、ＣＰＲ施術者に対し直接フィードバックを提供することによってモニタされ改善され得る。

頭蓋内流体変化のプレチスモグラムを生成するためにＶＩＰＳ技術を使用することに加えて、本発明は同様に、他の技術を用いて実装することもできる。例えば、近赤外分光法（ｎｉｒｓ）を用いて、あるいはさまざまな波長における光の吸収を測定することによって、プレチスモグラムを生成することができる。一例として、パルスオキシメトリデバイスは典型的に、光の２つの波長を使用し、心拍動中のこれらの波長の吸収を迅速にサンプリングして、プレチスモグラムを作成する。これは同様に、１つの波長でも達成することが可能である。このタイプの光吸収技術は脳に適用でき、シャントの機能不全を評価するために使用可能なプレチスモグラムを生み出す。プレチスモグラフィの当業者であれば、頭蓋内流体のプレチスモグラムがさまざまな技術により作成可能であるということを認識するものであり、本発明は、プレチスモグラムを生成するいずれか特定の技術的手段に限定されるものではない。

ＩＣＰモニタリングの技術分野では、熟練した神経科医および他の専門家が、ＩＣＰプロットの形状を調べ、重要な臨床的身体条件を識別することができる。高いサンプルレートで、本発明により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でき、侵襲性のＩＣＰプローブを必要とすることなく、臨床医に対して類似の診断情報を提供することができる。動脈および静脈血液流および体積、頭蓋内コンプライアンス、浮腫、ＣＳＦの体積および拍動についての情報は全て、高分解能のプレチスモグラムから導出可能である。いくつかの事例においては、特に多数の明確に異なる流体についての情報が必要とされる場合に、患者の臨床的身体条件をより良く理解するためにＩＣＰモニタとＶＩＰＳプレチスモグラムを組み合わせることが有用であり得る。この技術は、同様に、頭蓋内コンプライアンスについて臨床医に情報を提供するためにも使用可能である。

別の実施形態においては、経時的な、またはバルサルバ操作、頸静脈圧迫、脳脊髄液注入または使用中止（脊椎穿刺の場合など）、過換気、低換気または患者の位置の変更などの外部刺激に応答した、１つ以上の頭蓋内流体体積の変化を調べることにより、頭蓋内コンプライアンスの検出を達成することができる。初期刺激後の回復も同様に、頭蓋内コンプライアンスおよび自己調節の標示であり得る。本発明は、圧力と体積の間の関係を確立するため、ひいては頭蓋内流体コンプライアンスおよび自己調節についての情報を提供するために、ＩＣＰモニタと組み合わせた形で使用可能である。該デバイスは、他のモニタリング技術、例えば非限定的にＥＣＧ、ＥＥＧ、パルスオキシメトリ、超音波、経頭蓋ドップラおよび／または赤外線分光法と、分光法に組み合わせて、疾病の診断、管理または治療において有用であり得る他の生理学的パラメータと頭蓋内流体体積を相関させることができる。

別の実施形態においては、ＣＳＦの漏出を検出するために、現下のデバイスを使用することができる。例えば、ＣＳＦ漏出のリスクのある患者、例えば硬膜外麻酔を伴う手技を受けている患者を、現下のデバイスでモニタリングすることができると考えられ、このデバイスは、ＣＳＦの体積に変化があった時点でそれを医師に警告することができると考えられる。現在、脊椎麻酔または硬膜外麻酔中またはその後のＣＳＦ漏出を直接検出する方法は全く存在しないことから、麻酔専門医は典型的に、数時間または数日後に漏出の症候が出現する前にその場を離れている。大部分の患者は、手術直後の回復期中、なおも臥位にあることから、概して、外科手術からかなり経過して立ち上がるまでいかなる神経学的症候も経験しない。頭蓋骨内部のＣＳＦの枯渇のため、脳は、適切な量のＣＳＦによって供給される正常な浮力の不在および重力に起因して垂下する。一般に、この下垂が脳に供給を行なう血管のいくつかに対する応力を誘発し、その結果「脊髄性頭痛」として一般的に知られている重度の頭痛をもたらすという仮説が立てられている。不慮の硬膜穿刺の結果であるこのタイプのＣＳＦ漏出に対する１つの一般的な治療は、穿刺の近くの硬膜上腔内に患者の自己血液を注入することである。これは、血液パッチと呼ばれる。他の治療には、この空間内への生理食塩水または他の流体の注入、または硬膜裂傷の外科的修復が関与する。現下のデバイスを適切に応用して、以下のステップを含む患者の新規の治療方法を策定することができる。ＣＳＦ漏出を結果としてもたらし得る手技を受け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、ＣＳＦ漏出を検出するステップ、および同じ手術セッション中に漏出を修復するステップ。この方法に対する変形形態には、頭蓋内流体モニタを用いて患者の体内のＣＳＦ漏出を検出するステップ、および漏出の結果として、漏出を修復するステップが含まれ得ると考えられる。あるいは、ＣＳＦ漏出をひき起こす可能性のある手技に先立ち患者の頭蓋内ＣＳＦ体積の測定を行なうことができ、手技の間または後に頭蓋内ＣＳＦ体積の第２の測定を行なうことができ、有意な減少が検出された場合には、手技完了前に修復を行なうことができる。代替的には、手技後の任意の時点で第２の測定を行なうことができ、漏出の検出後に修復を行なうことができる。

現下の発明の別の実施形態においては、呼吸速度および呼吸気体積、心拍数または陰茎勃起機能を検出するために、プレチスモグラフィが使用される。例えば、センサは、呼吸周期に起因する胸郭の可動域の程度を検出するように胴体に接着するような形で設計され得ると考えられる。センサは同様に、その後数学的変換を介して心臓周期および呼吸周期に関係付けされることになる下層組織の血液体積の変化をモニタするため、アームバンド、イヤホンまたは腕時計用バンド内に統合され得ると考えられる。陰茎の付け根に接着するセンサは、勃起応答に結び付けられる体積変化を測定することができると考えられる。

一実施形態に係るＶＩＰＳシステムのコンソールは、ディスプレイを伴うカスタム電子デバイスを含み得る。ラップトップ型コンピュータまたはタブレット、例えばｉＰａｄを代替的に使用することができると考えられる。これらの既製のコンピュータの１つを使用することには、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）またはＷｉＦｉを含めたすでに統合された無線通信能力を有するという利点がある。しかし、既製のまたはカスタムコンポーネントで構成されたカスタムコンソールも使用可能である。

脳内の流体の非対称性（または他の対称なまたは非対称の特性）を検出するためには、多数の送信機および受信機を戦略的に位置設定することができる。送信機および受信機は、送信機が患者のバルク組織の異なる部分を通して送信し、受信機が組織を通して信号を受信するために送信機とは概して反対側に位置設定されるような形で、位置設定され得る。例えば、単一の送信機（または受信機）を患者の額の上またはその近くに位置設定できると考えられ、２つの受信機（または送信機）が互いから空間的に離隔され、頭のいずれかの側に、好ましくは背に向かって位置設定され得、こうして時変磁場が各脳半球を通って伝播するかまたは２つの送信機の場合には時変磁場の各々が脳の異なる側に一意的に付勢されて伝播することになる。この実施例において、受信機により受信された磁場（または２つの送信機が使用される場合には、単一の送信機によって受信された２つの磁場）は、実質的に、組織サンプル全体の異なる部分（例えば第１の部分および第２の部分）を通って送信される。送信機／受信機の配向に応じて、組織部分の中には幾分かの重複が存在するかもしれないが、概して、送信機はバルク組織全体の離れた断面を通って送信されるように配設されている。

ひきつづきこの実施例の場合、２つの受信機と１つの送信機の間または１つの受信機と２つの送信機の間の不均一な信号は、卒中または出血が片側に存在することの標示であり得ると考えられる。このことは、大部分の脳病変が直接脳の中心にあるわけではないことから有用である。したがって、非対称性の検出は、病変の標示であると考えられる。送信機の各々から送られた信号を識別するために、信号は、識別子としての送信特性、例えば同期化パルス、振幅または周波数変調を含むことができ、かつ／または各送信機は、異なる基本周波数でまたは異なる一連の周波数で送信することができると考えられる。例えば、第１の送信機から送られた信号は、第２の送信機から送られる信号とは異なる周波数を有していてよい。別の実施例として、第１の送信機から送られる信号は、第２の送信機から送られる信号と比べて時間的にシフトされ得る。さらに別の実施例として、各々の信号または信号の１つは、それを送信した特定の送信機に対応するデータビット（例えば振幅値など）を含むことができる。

単一のアンテナまたはコイルが、異なる時点で送信機または受信機のいずれかとして作用できるようにし、こうして送受信機を創出することが可能である。アンテナを受信機である状態から送信機である状態へ、およびその逆に切換えるために、スイッチを実装することができると考えられる。例えば、ガリウムヒ素ＦＥＴまたはＰＩＮダイオードスイッチの使用を用いることができる。代替的には、同じプリント回路基板または他の基板の上に２つの同心ループアンテナを位置設定することができると考えられる。

位相シフトを測定するにあたっては、電子的コンポーネントのいくつかは、温度変化に対して感応性を有する可能性がある。温度により誘発される変動の影響を最小限に抑えるためには、送信機からアナログ−デジタル変換器へのケーブルを受信機からのケーブルと同じ長さになるように設計することが望ましい可能性がある。抵抗器、コンデンサおよび誘導子の直列／並列ネットワークの形での補償用電気抵抗またはリアクタンスの追加もまた、温度の影響を最小限に抑えることができる。さらに、本質的に温度感応性が高いものである増幅器または他のコンポーネントを温度安定化するために、ヒータまたはサーモエレクトロクーラおよび断熱を使用することができる。

ＲＦ送信信号を送出するケーブルに対する送信アンテナのミスマッチの影響を削減するため、ケーブル反射を除去し、アナログ−デジタル変換のために利用され得る送信信号の純粋なサンプルを提供するべく、指向性結合器を使用することができる。

アンテナ近くまたは磁場内の人間または他の物体の運動に対するシステムの感応性を低下させるためには、磁場を誘導するためのアンテナの遮蔽が有用であり得る。フェライト、他の磁性材料または導電体から形成されたさまざまな磁場整形用の受動的デバイスをアンテナと共に組込んで、ヒトの脳腔と電界プロファイルを最適に整合させることができる。

アルゴリズム
すでに説明した通り、ＶＩＰＳデバイスは、多数の周波数で電気特性データを捕捉することができる。このデータは、エミッタと検出器の間の電圧または電流信号の位相シフトおよび減衰の測定値を含み得る。いくつかの実施形態においては、多数のエミッタおよび検出器間の位相シフトまたは減衰の測定値が存在することになる。

異なる生物学的組織は、変動する電気特性を有し、したがって異なる位相シフトおよび減衰を誘発する。電気特性変化、例えば位相シフトの周波数応答を調べることによって、各々の流体タイプの体積変化を調べることが可能である。頭蓋骨は剛性の閉鎖した体積であることを理由として、血流、細胞内流体、細胞外流体および脳脊髄液などの異なる流体の体積変化は、合計流体体積が本質的に恒常にとどまらなくてはならないことから互いに影響し合う。頭蓋内圧と頭蓋内流体体積の間の基本的関係は、２世紀以上も前にＭｏｎｒｏおよびＫｅｌｌｉｅ両教授によって最初に公表された。ＭｏｎｒｏおよびＫｅｌｌｉｅは、頭蓋骨が本質的に剛性の閉鎖された体積であるため、頭蓋内へ動脈血液流を許容するのには頭蓋から外への血液の静脈還流が必要であるという原理を確立した。この現象は、他の頭蓋内流体にも同様にあてはまる。

頭蓋内流体に対する変化を高い信頼性で検出するために、さまざまなアルゴリズムを生成することができる。一定の流体について一定の周波数における位相シフト、減衰または他の電気的パラメータから、式を導出することができる。頭蓋内流体体積と強い相関関係をもつ１つの式Ｂ（ｐ（ｆ１）、ａ（ｆ２））を経験的に導出することができる。この実施例においては、式Ｂは、特定の周波数（ｆ１）における位相シフト（ｐ）および同じまたは別の周波数ｆ（２）における減衰（ａ）の一関数である。生きた患者または動物の体内では、血液体積が増大するにつれて、脳脊髄液の体積が減少することが予期されると考えられる。したがって、脳脊髄液のための式を導出しそれをＣと呼ぶならば、そのとき、Ｂ／Ｃ比の上昇は、静脈血貯留または脳内出血の優れたインジケータであり得る。別の実施例として、脳浮腫が発生するにつれて、細胞内および細胞外の流体体積の増加により、頭蓋骨から外へ頭蓋内血液の幾分かが押し出されるということが周知である。したがって、細胞流体のための式を導出しそれをＣＦと呼ぶならば、そのとき、ＣＦ／Ｂ比を測定基準として用いて浮腫を定量することができる。比率式を使用することは、分子と分母の両方に影響を及ぼし得るノイズ指数を割り切れるまで除するために極めて有用である。

この一般的方法をさらに用いると、当業者であれば、１つ以上の特定の頭蓋内流体および／または脳の脳半球内の流体の場所と強い相関関係をもつ式を活用するこのようなアルゴリズムを数多く開発することができる。２つ以上の流体の間の関係は、比率、積、和、差、またはさまざまな他の数学的関係を含み得る数式の形で表現可能である。

本発明は、脳出血または浮腫などの身体条件を診断するために使用可能である。しかしながら、本発明は同様に、これらの身体条件のいくつかのための治療の施術を制御する一助となるように使用することもできる。例えば、デバイスを、脳組織内の細胞流体を測定するために使用できると考えられる。危険な浮腫の場合、医師は、多くの場合、脳から水を引き出すためにマンニトールのような静注薬および高張食塩液を投与するものである。適切にかつ正しい用量で投与されなかった場合、これらの薬は危険であり得る。治療する医師にとっては、脳組織からどれほどの流体が除去されたかを知ることが有用であると思われる。したがって、ここで説明されているもののようなデバイスの使用には、頭蓋内流体体積を減少させるための治療についてのフィードバックを提供するための手段としての有用性があると考えられる。別の実施例は、脳傷害を有する患者を治療するために時として使用される、血圧および流速を改変させる薬の投与についてのフィードバックとして頭蓋内血液体積の尺度を提供するためにこのようなデバイスを使用することにあると考えられる。フィードバックとして頭蓋内流体測定値を使用できると思われる他の実施例としては、マラソンを走るといった激しい運動の間の水分補給；激しい運動中のナトリウム濃度；またはナトリウムレベルが不適切な患者の治療の場合；が含まれる。

ここで使用される実施例は、頭蓋内流体に焦点があてられているが、異なる流体タイプを区別できるデバイスを用いるアルゴリズムおよび治療方法は、他の医療分野でも使用することができる。以上で説明されているもののようなアルゴリズムおよびフィードバック技術は、身体の他の部分における異なるタイプの流体の比率を高い信頼性で測定するために、使用することができる。例えば、うっ血性心不全を患う患者の肺組織の内部に蓄積した流体を調べる場合は、同じ領域内の肺液対血液比の変化として読み取ることができる。乳ガン手術後の患者の腕の中に一般に発生するリンパ浮腫は、細胞外流体対血液または筋肉組織体積の比率として測定可能である。組織流体体積に影響を及ぼす患者の治療、例えばリンパ浮腫のための圧迫帯、またはうっ血性心不全患者のための利尿薬などは、以上で説明したようなフィードバックを用いて投薬することができる。

臨床的利用
血液透析中、血液は患者の静脈から抜取られ、ナトリウムおよび尿素を含む物質が濾過して取り除かれる。血液脳関門は、オスモルと呼ばれるこれらの比較的大きな分子が脳から急速に離れるのを防ぐ。これにより、血液脳関門を横断して水を抜取るために浸透圧を提供する濃度勾配が樹立されて、結果として脳浮腫がもたらされる。極端な事例においては、この脳浮腫は、透析不均衡症候群と呼ばれる身体条件をひき起こし、脳機能の劣化をひき起こすのほどに深刻な場合があり、さらには永久的な脳傷害さえも起こり得る。一部にはこのような理由から、透析は、典型的には約４時間という長い時間をかけて行なわれる。多くの患者は、より高速な透析プロトコルを受けることができるものの、どの患者がより早い速度に耐えられるかを突き止めるのは困難であると考えられている。新しい透析プロトコルは、本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムによって、透析中の頭蓋内流体をモニタすることにより可能となり得ると考えられる。この方法のステップには、透析の開始に先立ち患者の身体の上に流体モニタを設置するステップ、比較的速い速度で透析を開始するステップ、および脳浮腫の兆候をチェックするステップが関与する。浮腫が進行するにつれて、流体読取り値に応答して透析を減速することができ、これにより、プロセスに耐える能力に基づいて各患者のために透析速度がカスタマイズされる。

ナトリウム平衡異常を患う患者については、本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムを用いて、高ナトリウム血症および低ナトリウム血症などの身体条件を結果としてもたらし得るナトリウムレベルに対する変化を検出することができる。このような身体条件が疑われる患者においては、身体条件を検出し診断するかまたは、流体または薬物療法の投与中に実時間フィードバックを提供することにより患者のナトリウム平衡を是正する上で患者の治療にあたっている臨床医を補助するために、システムを展開させることができる。

心臓外科手術中には、脳に充分な血液が届かなくなるリスクがある。これは、塞栓症または脳への循環欠如または低血圧の結果であり得る。この問題について論述する１つの論文は、ＪｏｕｒｎａｌｏｆＡｍｅｒｉｃａｎＣｏｌｌｅｇｅｏｆＣａｒｄｉｏｌｏｇｙ，２０１２中の、Ｓｕｎらによる「ＳｉｌｅｎｔＢｒａｉｎＩｎｊｕｒｙＡｆｔｅｒＣａｒｄｉａｃＳｕｒｇｅｒｙ」である。流体モニタが、脳内の血液の量の減少を検出でき、脳組織内の虚血を検出することができると考えられる。こうして、新規のモニタリング技術には、本明細書中に記載のシステムなどの流体モニタを心臓手術の開始時点で患者に設置するステップおよび外科手術中患者をモニタするステップが関与し得ると考えられる。脳虚血または脳内の血液体積の減少をデバイスが検出した場合、医師はアラートを受け、さまざまな臨床的手段を通して問題を是正しようと試みることができる。

ＶＩＰＳデバイスは、非侵襲的に頭蓋内圧をモニタするように構成され得る。神経学の分野では、頭蓋内流体が身体独自の頭蓋内流体制御システムによって適正に調節されているとき、頭蓋内圧および頭蓋内体積はおよそ線形的に関連しているということが周知である。臨床研究において、ＶＩＰＳデバイスは、圧力変化に正比例する流体シフトを検出することが立証されてきた。

特に新生児において、消化管内の虚血を検出することのニーズが存在する。本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムは、連続的なモニタリングまたは即時測定のいずれかを用いて、虚血を検出するために使用可能である。

交通事故の犠牲者、フットボール選手、軍隊における頭部傷害、および他のタイプの頭部傷害の予防および検出は、極めて重要なニーズである。フットボール用ヘルメットには、衝撃に起因する加速度をモニタするために加速度計が追加されており、Ｎｉｋｅ，Ｉｎｃのような会社は、キャップに統合された加速度検出器を有している。しかしながら、加速度計はせいぜい、頭部傷害の尤度を決定する一助とするための間接的方法でしかない。脳震盪または脳傷害を導くのは、外部加速度力に応答した頭蓋骨内の脳の運動である。ＶＩＰＳは、ヘルメット、キャップ、ヘッドバンドに追加するかまたは頭に直接適用することもでき、衝撃中の頭蓋骨内の脳の運動を検出することができる。これは、加速度計の代りに使用することができるが、加速度計と併用した場合にも最も有効であると思われる。ＶＩＰＳを用いて頭蓋骨内部の脳の運動をモニタリングすることで、加速度計単独の場合よりも優れた脳傷害の潜在的可能性の尺度が得られると思われる。フットボールが、１つの利用分野である。衝突試験も、もう１つの利用分野である。車両の安全性の調査は、衝撃中の頭の運動をより良く理解することによる恩恵を大きく受けることができると考えられる（例えばＶＩＰＳで死体をモニタリングしながらの衝撃試験）。

脳震盪の検出は、特にスポーツ傷害において重要である。或る人が脳震盪を発症した場合、最初のものが消失する前の第２の脳震盪が、セカンドインパクト症候群と呼ばれる非常に深刻な傷害が結果としてもたらされ得る（「ｓｅｃｏｎｄｉｍｐａｃｔｓｙｎｄｒｏｍｅ」、Ｂｅｙ＆Ｏｓｔｉｃｋ、ＷｅｓｔＪＥｍｅｒｇＭｅｄ．２００９Ｆｅｂｒｕａｒｙ；１０（１）：６−１０」）。脳震盪の科学および頭蓋内流体に対するその効果は、なおも進化しつつあるが、組織の生体インピーダンスに影響を及ぼす頭蓋内腫張、充血、静脈貯留、出血、虚血、血液流速変化または他の生物学的変化の早期段階を検出するために、ＶＩＰＳを使用できると考えられる。ＶＩＰＳデバイスを用いて、試合に先立ちまたはいくつかの他のベースライン時点において読取りを行なうことができ、可能性ある傷害事象の後の読取り値をベースラインに比較して、傷害の存在または程度を立証することができる。

本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムを用いて、さまざまな他の医学的身体条件をモニタリングすることができる。末梢浮腫は、さまざまな医学的身体条件によってひき起こされる可能性がある。足および脚における腫張は、うっ血性心不全患者の間では一般的なものである。腕内の腫張は、乳ガン手術後、患者がリンパ浮腫を発生させた場合に一般的である。腫張は、外科手術後に、手足、または身体の他の部分で一般的である。いくつかのタイプの外科手術においては、虚血、浮腫または静脈貯留のリスクがある組織弁が存在する。傷害の後、腕、脚または身体の内部のあらゆる包囲された空間などのコンパートメント内部の圧力上昇に起因して筋肉および神経に対する血流の不足が存在する場合に、コンパートメント症候群が結果としてもたらされ得る。現下のデバイスは、組織に貫入し圧力を読み取るために針が関与する最低限の侵襲性のデバイスを用いて、コンパートメント症候群圧力を測定する（「ａｃｃｕｒａｃｙｉｎｔｈｅｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｏｆｃｏｍｐａｒｔｍｅｎｔｐｒｅｓｓｕｒｅｓ：ａｃｏｍｐａｒｉｓｏｎｏｆｔｈｒｅｅｃｏｍｍｏｎｌｙｕｓｅｄｄｅｖｉｃｅｓ」、Ｂｏｏｄｙ＆Ｗｏｎｇｗｏｒａｗａｔ、ＪＢｏｎｅＪｏｉｎｔＳｕｒｇＡｍ．２００５Ｎｏｖ；８７（１１）：２４１５−２２）。うっ血性心不全または他の身体条件を患う患者は、その肺または胸腔内に流体の蓄積を有し得る。本明細書中に記載のＶＩＰＳデバイスは、これらのまたは他の身体条件のいずれかに起因する手足および身体の他の部分の腫張、血流、還流および／または他の流体特徴に関係する変化をモニタリングするために使用することができる。ベースライン読取りを行ない、後続する測定値をこのベースラインに比較して、例えば組織の腫張または還流に対する変化をモニタし検出することができる。腫張の連続的モニタリングは、浮腫、血流または他の臨床的パラメータを制御するために医学療法のためのフィードバックを提供し得る。

脱水症は、生命を脅かす医学的身体条件であり得、マラソンランニングなどの運動活動中、およびさまざまな医学的身体条件を有する患者において発生し得る。本明細書中に記載のＶＩＰＳデバイスは、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ため、治療の有効性をモニタするためおよび／または患者の身体条件の悪化に対するアラームとして、使用可能である。

戦闘機のパイロットおよび他の極度の加速度を受ける人は、時として、その脳内の突然の流体シフトの結果として、意識を喪失する可能性がある。類似の身体条件が、頭蓋内流体に影響を及ぼし得る極限条件に曝露される深海ダイバー、宇宙飛行士、スカイダイバーおよび登山家においても発生する可能性がある。本明細書中に記載のＶＩＰＳデバイスは、頭蓋内流体に対する変化が実時間でモニタされ得るように、身体リスクのある活動中、ヘルメットの内部に設置されるかまたは他の形でその人の頭部に貼付され得る。流体の危険な変化が万一発生した場合、本人または第三者に、介入を提供するためのアラートが発せられ得る。

脳内およびその周囲の血管の拡張によって、片頭痛がひき起こされることは良く知られている。片頭痛を診断するかまたはその生理をより良く理解するために、頭蓋内血液の定期的または連続的モニタリングを使用することが可能である。個々の片頭痛患者は、投与中のさまざまな片頭痛治療の効果を定量化することができ、その情報をフィードバックとして用いて、投薬を滴定するかまたは他の形で療法を調整することができる。片頭痛患者による定期的なモニタリング、例えば、毎夜のおよび朝の覚醒時の簡単なＶＩＰＳスポットチェック読取りにより、患者は、片頭痛に先立つ特徴的な頭蓋内流体変化を検出し、そうして症候をより効果的に削減するより早期の介入を容易に行うことができるようになると思われる。

前立腺切除の前後の勃起機能を評価するため、泌尿器科的手術において、陰茎プレチスモグラフィが一般的に使用される。現在、これは、典型的に周方向ひずみゲージトランスジューサを介して達成される。陰茎充填の直接的容積測定を提供するために、ＶＩＰＳセンサを利用することができる。このようなデバイスは、勃起障害の病因、すなわち生理学的なものか心因性のものかを評価するため、または夜間の性的興奮をモニタするために、外来環境内でこのようなデバイスを使用することもできると考えられる。

上述のように、体液を（直接的または間接的のいずれかで）検出するためにシステム１００、７００を用いるさまざまな方法が使用可能である。例えば、１つの方法においては、非同期的なＥＫＧおよびＶＩＰＳ読取り値をタイムスタンピングすることができ、後続する解析のために心臓周期内の位置の関数としてＶＩＰＳ読取り値をビニングすることができる。例示的解析には、いくつかの例として、統計値、例えば各ビン内の中央値または平均値が含まれ、このとき心臓の拡張期および収縮期部分と結び付けられたビンについての平均値間の差異が、流体交換の程度を標示し得ると考えられる。

方法の別の実施例として、心拍数（周波数）および／または心臓周期と結び付けられる流体変化の振幅を決定するために、信号処理アルゴリズム、例えばＦＦＴ、ＤＦＴが、処理ユニット１０４および／またはコンピュータデバイス（例えばラップトップ、デスクトップ、サーバ）によって、測定された位相、振幅および／または重み付けされた組合せ、例えば血液、ＣＳＦなどと相関する計算されたインジケータに対し適用され得る。

生理学的モニタリングは、さまざまな医療現場において、心拍数および呼吸数などのパラメータを含み入れるために一般的に利用されている。現在、これらの値を導出するための電気的、光学的その他のさまざまな方法が存在するものの、ＶＩＰＳはこれらのバイタルサインについてのデータを提供するためにも使用でき、こうして、頭蓋流体の監視のためまたは同じ情報の追加の供給源としてすでにＶＩＰＳデバイスが使用されている場合には、追加のモニタの必要性は無くなる。すなわち、患者の体内の流体流または他の身体条件の１つ以上の特性を直接的にまたは間接的に検出するために、生理学的センサを使用することができ、次にこれらの条件を用いてＶＩＰＳシステムからのデータを較正またはフィルタリングすることができる。

頭蓋内流体の自己調節は、血管拡張、血管収縮、脳のさまざまなコンパートメントと脊柱の間の脳脊髄液（ＣＳＦ）の運動、およびＣＳＦの産生が関与する複雑な生物学的プロセスである。さまざまな神経学的障害を有する患者は自己調節が不良であり得、これが頭蓋圧の上昇または低下を導き得る。本明細書中に記載のＶＩＰＳデバイスは、特定の患者の自己調節および頭蓋内コンプライアンスを評価するために使用可能である。手技または姿勢の変更の結果として発生する流体変化を測定するための試験を開発することができる。例えば、患者は仰向けに横たわることができ、臨床医は流体体積を読取り、患者の脚を高い位置に上昇させ、発生する流体変化を測定することができる。他の試験は、バルク流体の静脈内注入、薬剤の投与、および／または患者を平らな位置から垂直な位置まで移動させることを含み、それらの全てが血液、ＣＳＦおよび脳内の他の流体に対する変化を誘発することになる。特定の患者試験からの結果は、異なる時点において行なわれる同じ患者のベースライン測定に対して、または公知の正常な応答および病的な応答のデータベースに対して比較され、臨床医が患者の自己調節および頭蓋内コンプライアンス状態をより良く理解する一助となることができる。患者の頭蓋内流体の機能をより良く理解することによって、臨床医は、患者にとって最も有益な治療コースを選択するより優れた能力を有することができる。

脳への血流の自発的な操作の後の対象の体内における正常な脳血管反応性（ＣＶＲ）への復帰を比較する研究は、脳震盪を有する対象と健康な対象の間で差異を示している。健康な対象とは異なり、脳震盪を有する対象は、過換気試験の後正常なＣＶＲに復帰することができなかった。この身体条件は、脳震盪の後数日間続いた。対照的に、健康な対象においては、ＣＶＲは、はるかに短時間で正常条件に復帰した。我々の実験は、脳の電磁特性のバルク測定値が、バルサルバ操作および頸静脈圧迫などの、ＣＶＲに影響を及ぼす試験中の測定可能な変化を有するということを示している。結果は、時間および強度両面における正常状態への復帰が、まさに本特許出願に記載のデバイスおよび方法を用いて検出可能であるということを示している。このことは、このデバイスおよび方法が、血流中に充分に制御された自発的変化を生成する操作に起因する正常なシグネチャからの偏位の時間的および強度的パターンを評価することにより、脳震盪などのさまざまな疾病を検出するために使用可能である、ということを例示している。

実験例
この実験は、組織条件の自発的変化に対する電磁シグネチャ応答の中に実質的な洞察を見い出すことができるという考えに基づくものである。これにより、生物学的組織条件の電磁的測定値に基づいて、はるかに高度に制御された診断方法が導かれ得ると考えられる。我々の実験では、問い合わせ対象の器官および組織内で自発的変化が生成され、自発的に生成された変化に応答してこれらの器官または組織内に発生した電磁特性の変化を評価し、これらの変化を自発的行為と相関させることによって、診断が行なわれた。

方法の一実施例は、スポーツ医学における重要な医学的問題である脳震盪に関する。スポーツによって誘発される脳震盪または軽度外傷性脳傷害（ｍＴＢＩ）は、スポーツ医学において増々懸念されるようになっている。ｍＴＢＩを検出するためには、神経心理学検査が主要な診断ツールである。しかしながら、ｍＴＢＩは同様に、心拍数の変化および圧反射感受性、細胞代謝および脳血流の減少を含めた生理学的効果を生み出す。脳血管流の尺度である脳血管反応性（または「脳血管応答」、ＣＶＲ）は、脳外傷により損なわれる。ＣＶＲを査定するためにさまざまな方法が用いられる。これらの方法には、過換気、呼吸保持、ＣＯ２吸入およびアセタゾールアミドの投与が含まれる。頸動脈上でのドップラ超音波測定を使用してＣＶＲの変化をモニタすることができ、次にこれをｍＴＢＩと相関させて身体条件の診断に使用することができる、ということが示されてきた。本明細書中に記載の方法およびデバイスは、ＣＶＲの変化を測定するための代謝的手段を提供し、ｍＴＢＩの診断において実際に応用される。

この実験は、身体に対する自発的行為を通してＣＶＲを査定するために使用されるさまざまな方法が、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、強度および時間における明確に異なるシグネチャを生成し、したがって、脳の診断のために、我々のデバイスと共に使用可能である。

実験システム：誘導分光器
実験用多重周波数誘導分光器を設計し、製造した。このシステムは、４つのモジュール、すなわち関数発生器、送受信機、デュアルチャネル復調器およびアナログ−デジタル変換器で構成されている。システムを制御しデータを処理するためには、パーソナルコンピュータを使用した。関数発生器モジュールは、発振器として２つの同一のプログラマブル合成器（ＮＩ５４０１合成器、ＮａｔｉｏｎａｌＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｉｎｃ．，Ａｕｓｔｉｎ，ＴＸ）を使用した。第１の発振器は、予備プログラミングしたステップで、１〜１０ＭＨｚの範囲内でおおよそ２０ｍＡの励起信号Ｉｃｏｓ（ｃｏｅｔ）を供給した。第２の発振器により、変調信号Ｉｃｏｓ（ｃｏｍｔ）を生成させた。処理および復調のために恒常な低い中間周波数上で挟帯域の測定された電圧信号を生成するために、全帯域幅において、差分ωｅ−ωｍ＝ωｏ＝１００（２π）を維持した。

励起および変調信号を、それぞれ送受信機およびデュアルチャネル復調器モジュールに接続した。送受信機は、ｄ＝１８ｃｍ未満の距離で同軸的に心出しされた励起コイルと検知コイル、および２つの差動受信機増幅器ＡＤ８１３０で構成されていた。両方のコイル共、半径ｒ＝２ｃｍの円筒形塑性加工機上に５回巻かれたマグネットワイヤＡＷＧ３２を用いて構築されたものである。ファラデーの法則から計算されるコイルのインダクタンスは、おおよそ４０ｍＨであった。励起コイルは、一次発振磁場を生成した。検知コイルは、一次磁場および近位導電性サンプルを通したその摂動を検出した。誘導ピックアップを回避するため、コイルのリード線を捩った。増幅器は、従来の運用可能な増幅器として接続され、それぞれ励起および検知コイル内で基準電圧（Ｖｒｅｆ）および誘起電圧｛Ｖｍｄ）を収集した。増幅器の利得を調整して、全帯域幅を通して＋５Ｖのダイナミック範囲を得た。

デュアルチャネル復調器モジュールは、ミキサおよび挟帯域フィルタを使用して、任意の励起および検知周波数の情報を同じ低周波数（ωｏ）に転送した。このモジュールは、基準信号および誘起信号の復調のために２つの類似のチャネルを使用した。回路内の追加のインダクタンスおよび浮遊容量を回避するために、金属製ボックス内に増幅器およびデュアルチャネル復調器を遮蔽し、短い同軸ケーブル（長さ０．８ｍ未満）を用いてコイルに接続した。電流は、回路とコイル間相互のあらゆるインダクタンスを最小限に抑えるために、遮蔽を通過した。

アナログ−デジタル変換モジュールは、恒常な低い周波数上で基準電圧および誘起電圧信号をデジタル化した。アナログ−デジタル変換器として、１．２５ＭＳａｍｐｌｅｓ／ｓｅｇのサンプリングレートおよび１２ビットの分解能を有するデータ収集カード（ＮＩ６０７ＩＥ，ＮａｔｉｏｎａｌＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｉｎｃ．，Ａｕｓｔｉｎ，ＴＸ）を使用した。

ＬＡＢＶＩＥＷＶ６．１（ＮａｔｉｏｎａｌＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓＩｎｃ，Ａｕｓｔｉｎ，ＴＸ）で入手可能な抽出信号トーン機能によりおおよそ５サイクルにわたり、ソフトウェア上で基準電圧および誘起電圧の位相を計算する。基準電圧と誘起信号の間の位相シフトを、△Θ＝θ（Ｖｒｅｆ）−Ｑ（Ｖｍｄ）として推定した。位相シフト測定のための信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は、２０のスペクトルにわたり平均化することによって改善された（１ＭＨｚで３９ｄＢ）。

実験プロトコル
外頸静脈圧迫
首の両側面にある２つの外頸静脈は、脳静脈ドレナージの主経路の１つである。首の両側に軽く圧力を加えることによって、人はドレナージを阻害することができる。これを行なう際に、頭蓋内流体体積は２０〜３Ｏｃｃ増大する。この実験の目的は、本特許出願中で説明されている位相シフト頭蓋内流体モニタリングデバイスの、血液体積のこれらの変化を検出する能力を評価することにあった。

この実験は、圧迫後の頸静脈解放の後、読取り値の指数関数的減衰が見られるということを示した。同様に、２回目の圧迫および解放の後、読取り値はもとの値に復帰しないということも示された。これは、部分的虚血に起因して代謝が消耗したときのＣＶＲに典型的なことである。それは、この方法が、ＣＶＲを評価しそれにより脳震盪を査定するための別の技術を提供し得るということを示唆している。

図１２を参照すると、実験の結果がグラフで提示されている。図２に示されているように、較正された位相シフト測定値が時間の関数としてプロットされ、位相シフトの増大は、静脈の圧迫によってひき起こされ、解放中に減少がひき起こされる。さらに、血管の解放後、読取り値の指数関数的減衰が存在し、これはもとの値に復帰しない。これは、部分虚血に起因して代謝が消耗したときのＣＶＲに典型的であり、該方法がＣＶＲを評価し脳震盪を査定するための別の技術を提供できることを表わしている。

バルサルバ操作
バルサルバ操作は、閉鎖された気道に対して適度に力強く呼気を試みることで行なわれ、これは通常、あたかもバルーンを膨らませるように圧迫しながら口を閉じて鼻をつまむことによって行なわれる。バルサルバ操作は、心臓に戻り（予負荷）頭部内へおよび頭からの血流に影響を及ぼす血液の量の変化を補償する身体の能力を試験する。操作を通した循環系の動的応答は、ＣＶＲを含めた複数の生理学的機能を表わすものである。この手技により評価可能な身体条件は、他にもある。例えば、自律神経機能障害を患う患者は、健康な患者において予期されるものとは異なる心拍数および／または血圧の変化を有する。

バルサルバ操作に対する時間的応答を、本明細書中に記載のデバイスを用いて測定した。測定値は、診断目的で使用可能な複数の典型的な時間相を有していた。これらには、読取り値の増加の時定数、ピーク値、減衰の時定数および最終的な短期および長期値が含まれる。

図１３は、バルサルバ手技の間の時間の関数としてのシフト読取り値の変化を示すグラフを例示する。図１３に示されているように、読取り値は、診断のために使用可能な複数の典型的な時間相を有し、これらには、読取り値の増加の時定数、ピーク値、減衰の時定数、ならびに最終的短期および長期値が含まれる。

脳震盪の検出
脳への血流を自発的に操作した後の対象の体内における正常ＣＶＲへの復帰は、脳震盪を起こした対象と健康な対象の場合で異なる。脳震盪を起こした患者は、脳震盪後の数日間、過換気後に正常ＣＶＲへ復帰することができなかった。一方、健康な対象においては、ＣＶＲは遥かに短い時間枠内で正常な状態に戻った。我々の実験は、脳の電磁特性についての我々のバルク測定値が、バルサルバ操作および頸静脈圧迫などＣＶＲに影響を及ぼす試験中に測定可能な変化を示す、ということを示している。結果は、まさに我々の測定値で正常への復帰を検出できるということを示している。このことは、我々のデバイスが、充分に制御された自発的な血流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的および強度的パターンを評価することによって、脳震盪などのさまざまな疾病を検出するために使用可能であるということを証明している。

大血管閉塞の検出
虚血性脳卒中のほぼ５０％が、臨床的に脳血栓症または脳硬塞のいずれかと呼ばれている。これらの脳卒中は、小血管閉塞（または「血栓症」）および大血管閉塞（ＬＶＯ）という２つのカテゴリに入る。大血管閉塞は、頸動脈、中大脳動脈または脳底動脈などの脳のより大きな血液供給動脈の１つの中に遮断が存在する場合に起こる。小血管閉塞には、脳のより小さく深い動脈の１つが関与する。１つ以上の脳血管の閉塞の影響は、閉塞を超えて流れる動脈酸素富有血の減少または消失にあり、結果として、「下流側の」脳組織内の低酸素症（すなわちこの組織への不充分な酸素送出）がもたらされる。検出されずしたがって治療されない場合、ＬＶＯは脳細胞死を結果としてもたらし、持続的な脳損傷そして一部の事例においては死をひき起こす。検出がなされたならば、動脈再疎通を行なって、閉塞により血流から遮断された脳の部分へ再び血液が流れることができるようにすることができる。再疎通のための２つの方法は、ｔＰａ（組織プラスミノゲン活性化因子を用いた静脈内（ＩＶ）血栓形成と機械的再疎通である。ＬＶＯを治療する上での主要な課題の１つは、有効な治療を提供できるのに充分早期にＬＶＯを検出することである。

ＬＶＯのより早期の検出は、結果としてより早期の臨床的介入をもたらし、したがって脳細胞損傷を最小限に抑えることになると考えられる。ＬＶＯの兆候について連続的に非侵襲的にモニタすることができれば、患者を覚醒状態に保つ必要がなくなるかもしれず、病院スタッフが連続的視覚モニタリングおよび患者との対話を行なう必要性が削減または削除されるかもしれず、かつ多数回にわたるＣＴ（コンピュータ断層撮影）スキャンによる患者の放射線曝露を制限することができる。さらに、いくつかの事例において、ＬＶＯは実際には、一次的脳傷害から数時間かまたは数日後に発生し得る二次的脳傷害である。二次的ＬＶＯについて脳傷害患者を、特に眠っている状態でモニタできることが、転帰を改善するために極めて重要である。

ＬＶＯの検出を目的として脳または身体の他の部分の変化をモニタするために、以上で説明した非侵襲性の診断用ＶＩＰＳシステムおよび方法の実施形態のいずれかを使用することができる。任意の所与のＬＶＯ事例において、閉塞が発生した後にＬＶＯに罹患した脳の領域内に流体の検出可能な変化が存在し得る。したがって、ＬＶＯを検出する１つの方法は、経時的に患者の脳流体をモニタし、ＬＶＯの可能性を標示すると考えられる変化を注意深く見守ることによるものである。このような検出方法には、さまざまな実施形態にしたがった、経時的な流体の多数の「スナップショット」または連続的モニタリングが関与し得る。ＬＶＯが持続するにつれて還流不足のため脳細胞は死滅を始め、このことが浮腫および腫張を結果としてもたらす。この浮腫および腫脹は、本出願中に記載のＶＩＰＳシステムおよび方法を用いて検出可能である。

ＬＶＯを検出するための別の方法は、本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムを用いて脳の「スナップショット」を１つだけ撮り、脳の右脳半球内の血液体積と脳の左脳半球内の血液体積と比較することである。例えば、脳の右側にＬＶＯが発生している場合、右側に存在する血液の方が左側よりも少なく、こうして右側でのＬＶＯの可能性が標示される。この検出方法は瞬時に行なうことができ、この方法の１つの利点は、比較のためのベースライン流体測定を必要としないということにある。したがって、この「単一スナップショット」方法は、ＬＶＯを迅速に検出するため救急車または救急診療部などの多くの異なる環境において行なうことができる。同様にこれは、例えば、以前に初回の脳卒中を患った患者における２回目の脳卒中を迅速に検出するために病院環境内で使用することもできる。当然のことながら、一部の患者については、２つのＬＶＯ検出方法、すなわち経時的流体モニタリングおよび単一スナップショット法を併用してもよい。本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムおよび方法は、任意の所与の患者に対してこのような方法のあらゆる組合せを適用できるようにしている。

ここではＬＶＯ検出での使用向けにこれらの技術が説明されているものの、脳卒中の検出のための他の利用分野もあり得る。例えば、いくつかの実施形態において、該技術は、動脈瘤破裂によってひき起こされるものなどの出血性脳卒中または小血管閉塞を検出するために使用することができる。

ここで図１５を参照すると、患者の管理においては、閉塞除去の検出も同様に重要であり得る。再疎通（例えば機械的または静脈内ｔＰａ）に成功した後に脳血管反応性が発生し、これは、枯渇した動脈血管系内に血液がなだれ込むにつれて流体変化をもたらすことになる。経時的に、脳内の流体（血液、浮腫、実質流体など）は恒常性に達し、こうして有効性についての追加の臨床的フィードバックを提供する。ここでもまた、本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムおよび方法のいずれかを、脳血管閉塞の除去と結び付けられる流体変化の検出のために使用することができる。本出願中で詳述されているように、ＶＩＰＳシステムは同様に、血液、ＣＳＦ、浮腫などの脳内の１つ以上のタイプの流体を識別するためにも使用することができる。図１５は、閉塞除去を受けている患者をモニタするために本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムを使用する１つの臨床例を示すチャート６８０である。チャート上の各ドットは、本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムを用いた脳内の流体体積のスナップショット測定を表わす。チャートの左側最下部の最初のドットは、ベースライン測定を表わす。第２のドット（ベースラインから右側の次のドット）は、閉塞除去手技を行なった直後に測定された流体体積の変化を表わす。チャート上を右に移動して後続するドットは、フォローアップＶＩＰＳ流体測定を表わし、流体体積のより緩慢な上昇とその後の漸減を示す。これは、閉塞除去手技の後の流体変化を測定するために本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムを使用する方法の一例にすぎない。

ＬＶＯの存在の検出に加えて、本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムおよび方法は、脳血管構造内部でＬＶＯの所在場所を決定する一助となるために使用可能である。ＬＶＯの所在場所、例えばそれが脳のどの脳半球内にあるかなどを決定することで、優先的な治療のための重要な臨床診断フィードバックが提供され得る。例えば、脳の特定の領域内の流体変化を判別するために、空間的に分離された２つの送信機と１つの受信機を伴うＶＩＰＳデバイスを使用することによって、流体変化が存在する脳半球を検出することができる。上述のように、この方法は、ＬＶＯの存在を検出するために使用でき、同様に、脳内のＬＶＯを位置特定する一助となるためにも使用可能である。閉塞または他の病理が右脳半球にあるか左脳半球にあるかを決定する能力は、ＬＶＯの状態にも増して重要である。さらに、他の実施形態においては、脳の他の解剖学的部域、脈管構造などの中の閉塞または病変の場所を決定することも可能であり得る。

両側検出
ＬＶＯの位置特定または他の利用分野のいずれのためであれ、右脳半球対左脳半球内の流体変化の空間的検出能力は、患者の診断およびケアにおいて決定的に重要な意味を持ち得る。例えば、どのタイプの脳卒中が発生したか（虚血性対出血性）およびどの脳半球内にそれが発生したかを決定することにより、適切な療法を投与するための極めて重要な情報が臨床医に対して提供される。脳のプレチスモグラフ（器官内の体積変化を測定）を検出する能力は、患者の心拍数の決定にも増して有用である。例えば、脳の一方の側での血流が他方の側での血流に比べて制限されている場合に、頸動脈狭窄を検出する上で、この能力を使用することができる。この結果として異なるプレチスモグラフ振幅がもたらされ、こうして臨床的に関連性ある情報を提供することができると考えられる。同様に、急性虚血性脳卒中（狭窄症、血栓症、梗塞症）を検出する上でこの能力を使用することもでき、これによりプレチスモグラフ振幅の差の検出を導くことができる。いくつかの事例においては、一方の脳半球内の出血性事象が、一方の脳半球のみでプレチスモグラフ振幅を減衰させ得、こうして追加の臨床的に関連性あるデータが提供されることになる。プレチスモグラフ情報内の「非対称」を検出する能力は、適切な介入のための極めて重要な臨床的に有意なフィードバックを提供することができる。

ＶＩＰＳ技術は、「容積統合型位相シフト分光法」として、これまで論述され開示されてきた。この技術は、それが身体の一部分（例えば胸部または脳）に向けて周波数の１スペクトル（範囲）を生成し誘導し、身体部分の内部の物質（例えば流体）に起因する電磁放射線の効果（例えば吸収および／または伝播位相遅延）を測定／検出するという点において、分光法の原理に基づくものである。しかしながら本出願の範囲内では、単数または複数のスペクトルではなく、単一の周波数の生成および検出の概念が開示されている。さらに、例えば「ＶＩＰＳ技術」「ＶＩＰＳシステム」および「ＶＩＰＳデバイス」のように、ＶＩＰＳという頭文字が使用され、この文脈におけるＶＩＰＳは、単一の周波数または複数の周波数の複数のスペクトル／単数のスペクトル／範囲を表わし得る。

本出願全体を通して説明されているように、多くの実施形態において、ＶＩＰＳ技術（容積統合型位相シフト分光法）を用いて、脳などの身体の器官または部分の中の流体変化を測定するために、多数の周波数、位相および／または強度を使用することができる。実際に、以上の説明の焦点は、所与の空間内の異なるタイプの流体を区別するために使用されることの多い、１つのシステム内での多数の送信機および／または受信機の使用にあてられている。しかしながら、いくつかの実施形態において、本明細書中に記載のシステムは、一定数のタイプの測定のいずれかを行なうために１つの周波数、位相または強度のみを使用することができる。直前で言及したプレチスモグラフィは、通常血液または空気の体積変化の結果としてもたらされる一器官または身体全体における体積変化の測定である。いくつかの実施形態において、本明細書中に記載のシステムは、例えば、脳の一方の脳半球が他方の脳半球よりも少ない血流しか受け取っていないか否かを決定するために、脳または頭蓋内の血液体積の変化を測定するのに１つの周波数を使用し得る。同様にして、脳への血流の全体的変化を測定するために１つの周波数を使用することができる。これは、本出願中の説明が多数の周波数、位相および強度の使用に焦点をあてているものの、いくつかの実施形態は１つの周波数、位相および／または強度しか利用しない可能性があるということを例示するために提供されているほんの一例にすぎない。

図１４Ａは、上述のような両側検出を提供し得る流体モニタリングシステム内で使用するためのヘッドピース６００の一実施形態を例示している。さまざまな実施形態において、ヘッドピース６００は、図８のヘッドセット１２９、図９、１０Ａ〜１０Ｃのヘッドセット９０６、図１１のヘッドセット９５０、または図１４Ｂおよび１４Ｃのヘッドセット６５０などのヘッドセットの先に説明した実施形態のいずれかと類似の形をしていてよい。これらの実施形態のいずれかの特徴を、他のいずれかの実施形態において組合せかつ／または修正して、患者の頭部上に設置して頭蓋内流体およびその変化をモニタするためのヘッドセット、ヘッドピース、ヘッドバンド、ヘルメットまたは他のウェアラブルデバイスを作製することができる。したがって、「ヘッドセット」「ヘッドピース」、「ヘッドバンド」、「ヘルメット」および他の類似の用語は、本出願全体を通して互換的に使用可能であり、所与の実施形態を説明するにあたってのこれらの用語のうちの特定の１つの使用は、本発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

これを序として、図１４Ａに例示された実施形態において、ヘッドピース６００（または「ヘッドセット」）は、フレーム６０５およびその内部に収納された送信機、受信機および電子的要素（見えず）を含む。フレーム６０５は、前面のハウジング６０４から、両側で頭部の周りを回って、各々の側のフレキシブルアーム６１２、６１３およびラップアラウンド端部６０２、６０３に至るまで延在する。ラップアラウンド端部６０２、６０３の各々は、送信機を格納し、各送信機は、優先的に脳の一方の脳半球を通って、ハウジング６０４および／またはフレーム６０５内の他の場所に位置設定された１つ以上の受信アンテナへと送信する。フレキシブルアーム６１２、６１３およびラップアラウンド端部６０２、６０３は、ヘッドピース６００を頭部上にぴったり保持する一助となるため、患者の頭部の後部の周りに巻付くように設計されている。

ハウジング６０４は、ヘッドピース６００用の制御回路および少なくとも１つの受信アンテナを収納する。ハウジング６０４は同様にディスプレイ６１０も含んでおり、その上に、例えば非限定的にオン／オフインジケータ、所与の測定の持続時間、測定された値などのヘッドピース６００に関するあらゆる関連情報が表示され得る。いくつかの実施形態において、ディスプレイ６１０は、ヘッドピース６００がコンピュータなどの二次的デバイスと通信する必要のない完全に自己充足的な独立型デバイスとして機能できるように充分な情報を提供し得る。代替的には、このような独立型実施形態または他の実施形態は、無線で、または有線接続を介して、デスクトップコンピュータ、ラップトップ型コンピュータ、タブレット、スマートホンなどと通信し得る。２つの支持アーム６０８、６０９も同様にフレーム６０５と結合されてよく、これらのアームはヘッドピース６００が頭部上に設置されたとき患者の耳上に載り、こうして患者の頭部上にヘッドピース６００を保持する一助となる。フレーム６０５には、ヘッドピース６００が患者の鼻の上に載りこうして追加の安定性を提供するための表面、ならびに患者に対するヘッドセット６００の後続する設置のための一貫性ある整列／位置合わせ基準を提供するために、ノーズピース６０６も結合されてよい。変形実施形態において、両側検出においては、かなり前の部分で例示し説明した他のデバイスも使用する（または使用のため修正する）ことができる。

図１４Ｂおよび１４Ｃは、図１４Ａのヘッドピース６００と類似の形態および多くの同じ特徴を有するヘッドセット６５０の一変形実施形態のそれぞれ上面斜視図および底面斜視図である。ここでもまた、ヘッドピース６５０は、フレーム６５５およびその内部に収納された送信機、受信機および電子的要素（見えず）を含む。フレーム６５５は、前面のハウジング６５４から、両側で頭部の周りを回って、各々の側のフレキシブルアーム６６２、６６３およびラップアラウンド端部６５２、６５３に至るまで延在する。ラップアラウンド端部６５２、６５３の各々は、送信機を格納し、各送信機は、優先的に脳の一方の脳半球を通って、ハウジング６５４および／またはフレーム６５５内の他の場所に位置設定された１つ以上の受信アンテナへと送信する。ハウジングはここでもまた、ディスプレイ６６０を含み得る。フレーム６５５は同様に２つのアーム６５８、６５９を含む。フレーム６５５にはノーズピース６５６が取付けられる。ヘッドピース６５０は同様に、例えばハウジング６５４内部に収納されたバッテリを再充電する目的で、電源と接続するための電力ケーブルプラグ６６４を含むこともできる。フレーム６５５は、ヘッドピース６５０の電源を入れる／切るためおよび／または他の機能を制御するための１つ以上の制御ボタン６６６を含むこともできる。

２つのヘッドピース６００、６５０のいずれかを使用する場合、（１）多くの異なるサイズおよび形状の頭部上に適切にヘッドピース６００、６５０をフィットさせること、そして（２）患者の頭部とヘッドピース６００、６５０を位置合わせすることができることが多くの場合非常に重要であり得る。本出願の目的のためには、患者の頭部との位置合わせとは、単に、ヘッドピース６５０、６５５を、正確に同じまたはほぼ同じ配向および位置で頭部上に設置し、頭部から取り外し、次に頭部上に再度設置することを可能にする何らかのタイプのメカニズムまたは方法を提供することを意味する。この位置合わせは、読取りの一貫性を維持しかつこれらの読取りが頭部上のヘッドピース６００、６５０の異なる位置付けによる影響を受けないようにしながら、ヘッドセット６００、６５０を取り外し、再度設置し、多数回多数の読取りのために使用できるようにする。サイズ調整の問題に対処するため、ヘッドピース６５０、６５５は当然のことながら異なるサイズで提供され得る。ヘッドピース６５０、６５５は同様に、サイズ調整および／または位置合わせを助ける１つ以上の特徴部も含むことができる。例えば、ヘッドセット６５０、６５５は、特定の患者に最適な形でフィットするようにノーズピースを選択できるように、取り外しおよび再設置可能な多数のノーズピースまたは調整可能なノーズピースを含んでいてもよい。フレキシブルアーム６１２、６１３、６６２、６６３も同様に、調整可能であり、かつ／またはさらなる調整機能を可能にするため展性を有してよい。耳支持アーム６０８、６０９、６５８、６５９は安定しておりかつヘッドセット６００、６５０の装着中つねに患者の耳の頂部に位置付けされていることから、同様に位置合わせの一助となり得る。これらの支持アームも同様に、いくつかの実施形態においては、サイズ調整および／または位置合わせを助けるため、調整可能であり得る。

ヘッドピース６００、６５０のいずれか、または本明細書中に記載の他のヘッドピースまたはヘッドセット実施形態のいずれかを用いて、患者の体内での頭蓋内（または他の）流体のモニタリングの１つの最終目的は、多くの場合、長時間ＩＣＵ滞在などの比較的長い期間にわたる流体の連続的モニタリングを提供することにある。したがって、ヘッドピース６００、６５０は、より長期間にわたりより装着性、快適性および有効性の高いものにするための多くの特徴部のいずれかを含むことができる。実際、ヘッドピース６００、６５０の変形実施形態は、著しく小さいものであり得、いくつかの実施形態において、運動用ヘッドバンドなどのヘッドバンドに似ていてよい。図１６は、頭蓋内流体モニタリングシステムの一部であるヘッドバンド６７０の一実施形態を例示する。ここでもまた、「ヘッドピース」および「ヘッドバンド」などの用語は、本出願において多くの場合互換的に使用されているが、図１６のヘッドバンド６７０などのヘッドバンドは、典型的に、円周方向に頭に巻付く形状因子を有する。図１４Ａ〜１４Ｃに例示されているもののようなヘッドピースまたはヘッドセットは、典型的に頭部上に載り、頭全体に巻付くわけではない。本明細書に記載のヘッドセットおよびヘッドピースは概して、バーチャルリアリティゴーグルまたは眼鏡フレームに似ており、前面部分およびアームは患者の耳上に延在する。これらの実施形態は非常に小さくかついくつかの実施形態においては装着し易く作られ得る。ヘッドバンド６７０などのヘッドバンドは、装着性、異なる患者の頭部の異なる形状およびサイズに適合する能力、シフトしたり位置を変更したりすることなくより長い期間にわたり患者の頭部上の１つの場所にとどまる能力などの観点から見て、追加の利点を有することができる。概して、ＶＩＰＳ流体モニタリングデバイス（ヘッドピース、ヘッドバンドまたは他の形）をより小さくより装着性の高いものにすることには、部品の小型化、部品数の削減またはその両方が関与する。いくつかの実施形態において、これは、モジュール式ヘッドバンドまたはヘッドセットデバイスを結果としてもたらす可能性がある。

再び図１６を参照すると、いくつかの実施形態において、ヘッドバンド６７０は２つのモジュールを含むことができ、ここで一方のモジュールは送信と受信を提供し、もう一方のモジュールは処理および通信を提供する。送信および受信モジュール６７２（ヘッドバンド６７０内部に埋込まれているため見えず）は、スポットチェックおよび／または長期連続モニタリングのために、患者の頭部に対するアンテナの設置および固定を提供し得る。処理モジュール６７４（同じくヘッドバンド６７０内に埋込まれている）は、送受信モジュール６７２に取付けられてよい。この実施形態は、処理モジュールの追加のサイズおよび重量無く、長期送信機および受信機アンテナの設置を容易にすることができる。さらに、このアプローチは、病院への患者のＥＭＴ輸送において有用であり得、この場合処理モジュール６７４は、移送不能であるかまたは使い捨てであるものの送受信モジュール６７２は患者と共に移送可能である。この移送性は、患者のためのアンテナの一貫性ある設置を提供し、類似の処理および通信デバイス（モジュールまたは他の形）の取付けを可能にする。

ヘッドセット６００、６５０またはヘッドバンド６７０の機械的設計の別の最終目的は、全ての頭のサイズおよび形状（または他の実施形態においては他の身体部分）の上への安定した再現性ある（スポットチェックとして使用される場合）アンテナの位置付けを提供することにある。この最終目的の達成には、デバイスに対してより多くの送信機および受信機を追加すること、および／またはさまざまな送信機／受信機対の上でどのようにデータが変化するかを比較することによりわずかな位置変化を補償する新規のデータ処理アルゴリズムを使用することが関与し得る。さらに、ヘッドバンド６７０上のアナログ−デジタル変換器は、より多くの同時サンプリングチャネル（例えば各受信機について１つのチャネル）、ＦＦＴなどのためのより多くの頭部上信号処理、およびプロセッサまたはＢｌｕｅｔｏｏｔｈインタフェースに対する低データ転送速度での転送のためのデータの追加バッファリングを含み得る。これらの目標を達成するように設計された多く特徴および実施形態が以下で説明され、これらの特徴および実施形態は、任意の好適なやり方で、１つの所与の実施形態の中に含み入れられ組合され得る。

ここで図１７を参照すると、額Ｆが図の右側を指している状態で、患者Ｐの頭頂部の視点から見て、流体モニタリングデバイス１０００のアンテナ設置構成が、図式的に例示されている。この実施形態においては、患者の頭部上に設置されている流体モニタリングデバイス１０００の周りに、４つの送信機１００２（Ｘ）と３つの受信機１００４（Ｒ）が位置付けされており、これは例えば、送信機および受信機をヘッドバンド６７０またはヘッドセット６００、６５０に取付けることにより達成され得る。この実施形態においては、送信機および受信機は、再構成可能なモジュールとしてヘッドバンド６７０またはヘッドセット６００、６５０に取付け可能であり得る。例示された実施例は、例えばプレチスモグラフィにおける使用のために有利であり得、患者の頭部の周りに位置付けされる送信機１００２および受信機１００４が多くなればなれるほど、ヘッドバンド６７０またはヘッドセット６００、６５０は、送信機１００２と受信機１００４の間の三角測量ひいては正確なデータの収集においてより優れた能力を発揮することになる。

いくつかの実施形態において、ヘッドセット／ヘッドバンド内のアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）は、２本ではなくむしろ４本のチャネル（全て同時サンプリングされる）を有し得る。２本の代りに４本のチャネルは、タイムドメインデータの２倍の増加を結果としてもたらすはずである。２本の追加のチャネルは、いまや高速フーリエ変換（ＦＦＴ）も２から４に増加し、ＦＦＴ（ＴＭ）高調波ビンのセットが２から４に増大することを意味する。こうして、各測定のためのＦＦＴビンデータ点の数は２０から８０に増大する。いくつかの実施形態においては、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈコマンドプロトコルが、特定のアプリケーションについて必要でない場合にいくつかのデータを省略するための柔軟性を有することができる。

連続頭蓋内流体モニタリングにおける別の課題は、電気的干渉の制御にある。この課題に対する１つの考えられる解決法は、ＰＣＢトレース上の信号の交差結合を削除し、放射妨害波および影響を削減する目的で、専用カスタム特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）内に重要な機能を全面的にまとめることである。流体モニタリングシステムは同様に接地ループなどを削除する電力システムのための新規のガイドラインを含むこともできる。システムは同様に、送信機／受信機の交差結合を最小限に抑えるＡＤＣに対する送信機クロック同期化および送信機出力検知信号インタフェースのための新規のガイドラインを含むこともできる。受信機増幅器相互接続に対するアンテナにおけるピックアップを最小限に抑えるため、受信機アンテナ／受信機増幅器設計についての他の新規のガイドラインも含み入れることができる。

以上で説明したばかりのシステムのための考えられるＡＳＩＣには、ＲＦクロック合成器が含まれる。システムは、４つのコヒーレント送信機および共通の基準からの１つのサンプル周波数を含み得る。合成器は、特定の脳流体の改善された検出および／または干渉軽減のため、数ＭＨｚのスパンにわたり同調可能であり得る。送信機クロック同期化は、１６×基本周波数でシグナリングして、受信された周波数帯域からこの潜在的干渉源を排除することができる。別のＡＳＩＣの候補は、３つの受信機および４つの周波数分割多重化された送信機をサポートするデータバッファを伴う４チャネル同時サンプリングＡＤＣを有することにある。これには、信号プロセッサに対するインタフェースを単純化するための４×４０９６×１６ビットのデータバッファが含まれていてよい。このような実施形態は、ＡＤＣからのデータ転送のクロック周波数を削減することによりＦＦＴおよびＢｌｕｅｔｏｏｔｈインタフェースのための既製のマイクロコントローラまたはＤＳＰの使用を可能にし得る。いくつかの実施形態は、代替的に、各受信機のために別個のＡＤＣを含むことができ、これには、有意な交差結合削減上の利点がある可能性がある。最後に、いくつかの実施形態における別のＡＳＩＣの可能性は、送信機分周器／ドライバを有することにある。１６×高周波数のための分周器は、ＲＦクロック合成器および方形波アンテナドライバからクロック同期する（第９高調波を上回るクロック同期化周波数は、受信機による干渉ピックアップを軽減する）。

図１８は、図１７のモジュール式流体モニタリングデバイス１０００のブロック図である。デバイス１０００は、４つの送信機１００２（Ｘｍｔｒ１〜Ｘｍｔｒ４）、３つの受信機１００４（Ｒｃｖｒ１〜Ｒｃｖｒ３）、１つのＲＦ合成器モジュール１００６、１つの主処理モジュール１００８および１つのバッテリ／中央電力調節器１０１０を含み得る。一実施形態において、バッテリ／中央電力調節器１０１０は、他のモジュールに電力を提供するためのバッテリ、充電器インタフェースおよび中央電力調節器を含み得る。主処理モジュール１００８は、２０ｄｂで３５０ＭＨｚのＢＷ増幅器を伴う受信機、ＡＤＣ、マイクロコントローラまたはＤＳＰ、およびＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュールを含んでいてよく（または代替的に、いくつかの実施形態は、受信機モジュール内のポストアンプおよびデジタル化を有していてよい）、これは、ＡＳＩＣまたはＡＳＩＣと離散的コンポーネントの組合せであり得る。ＲＦ合成器モジュール１００６は、１０ＭＨｚの基準水晶発振素子、ＶＣＯ外部コンポーネント、ループフィルタキャップ、およびＲＦ同期化ＡＳＩＣを含むことができる。送信機モジュール（４つの送信機１００２を含む）は、送信機分周器／ドライバＡＳＩＣ、アンテナ、磁場整形用フェライト、および静電遮蔽を含むことができる。受信機モジュール（３つの受信機１００４を含む）は、アンテナ、静電遮蔽、および２０ｄＢで３５０ＭＨｚのプリアンプを含むことができる。デバイス１０００は同様に、モジュールの多数の構成での再利用をサポートするための相互接続を含むこともできる。

経時的に連続して装着可能である小型のウェアラブルＶＩＰＳ流体モニタリングデバイスを創出する上での別の課題は、正確な測定を行なうために適切な数のアンテナをデバイス上に適切に設置することにある。一実施形態において、ヘッドセット／ヘッドバンドデバイスは、患者の頭部とのインタフェースにおける反射を少なくするためにアンテナパターンを最適化し、脳体積全体のカバレージを改善し特定の領域内へ有向ＲＦを提供する目的で、送信モジュールに対するフェライドビームステアリング／整形コアを含むことができる。いくつかの実施形態は、後方および側面への発出を遮断し外部源からの影響を削減するために、送信および受信モジュールに対する静電遮蔽を含むことができる。全体的最終目的は、脳の全ての有意な部域内でより高い伝送された磁場の強度を達成し、空気を通って脳の周りを進む意図された周波数の迂回経路から送信機と受信機の間の結合を削減することにある。より多くの受信機１００４およびより多くの送信機１００２を追加することも同様に、脳の全ての極めて重要な部分のカバレージを保証する一助となる。

図１９は、本明細書中に記載のＶＩＰＳ流体モニタリングヘッドセット／ヘッドバンドと共に使用可能な送信モジュール１００２の一実施形態を例示する。この実施形態において、送信モジュール１００２は、静電遮蔽を含む。

図２０は、本明細書中に記載のＶＩＰＳ流体モニタリングヘッドセット／ヘッドバンドと共に使用可能な受信機モジュールの一実施形態を例示する。

ここで図２１〜２３を参照すると、ＶＩＰ流体モニタリングシステムのいくつかの実施形態は、基本的インテロゲータ／トランスポンダを含み得る。このような実施形態においては、図２１Ａを参照すると、インテロゲータモジュールが、第２の合成されたＡＤＣサンプル周波数信号にコヒーレントなものである適切な連続し安定したＲＦ周波数信号を合成し、このＲＦ信号の増幅されたバーストをトランスポンダモジュールに送信する。トランスポンダモジュールはインテロゲータモジュールからＲＦ信号バーストを受信し、同じ周波数にありインテロゲータユニットのＲＦ信号バーストに位相ロックされているそれ自体の連続ＲＦ信号を内部的に合成する。図２ＩＢを参照すると、このときトランスポンダモジュールは、送信モードに切換わり、公知の振幅の正確にタイミングされた遅延ＲＦ信号バーストを、その内部的に合成されたインテロゲータ信号コピーの増幅されたバージョンを用いて、主モジュールに戻す。同時に、インテロゲータモジュールは受信モードに切換わっており、トランスポンダモジュールからの再送信された信号を増幅し処理する。その内部的に合成された信号と戻された信号のコピーとの間の位相差が計算される。戻された信号の振幅も同様に計算される。このデータは、モニタの脳流体計算のために保持される。図２２は、一実施形態に係るインテロゲータモジュールのブロック図である。図２３は、一実施形態に係るトランスポンダモジュールのブロック図である。

連続流体モニタリングにおいては、モニタリングデバイスが患者の身体上に、例えば患者の頭部上／頭部周りに設置され、ここに一定時間留まる。処理モジュールは、デバイスが患者の身体の上に留まっている時間中、一連の測定を開始する。これらの測定は本質的に、連続したウェアラブルデバイスを用いて行なわれるシリアルスポットチェックである。測定の速度および頻度は、予めプログラミング可能であるか、ユーザがプログラミングできるか、所与の使用条件について既定であるか、あるいはそれらの何らかの組合せであり得る。例えば、ＴＢＩ（外傷性脳傷害）患者は、初期発作の進行および／または、睡眠中の夜半に発生する可能性のあるＳＢＩ（二次的脳傷害）の検出を査定するために毎時測定を行う必要があり得る。このデバイスは同様に、ヘッドバンド構成または別のデバイス構成の形で、スポットチェック（オン、測定、その後オフ）としても使用可能であると思われる。

いくつかの実施形態において、別の任意の特徴は、患者の身体に設置し次にアンカを用いて患者にモニタリングデバイスを取付けるために１つ以上の接着性「アンカ」を提供することにあり得る。このようなアンカは、心臓の電気的活性を測定する目的で身体を通して電流を伝導するために従来用いられる心電図（ＥＣＧまたはＥＫＧ）「ボタン」に形が類似していてよい。いくつかの実施形態において、これらの接着性アンカは、主に患者に流体モニタリングシステムを取付けるための確実な取付けメカニズムを提供するために使用され得る。これらのアンカは同様に、患者とデバイスの位置合わせが重要である実施形態において、患者の頭部とデバイスを位置合わせするのを助けることもできる。アンカは、再適用毎に同じ場所に位置設定されるように、モニタリングデバイスを患者にスナップ式に着脱できるようにする。好適な任意の数のアンカを使用することができ、アンカは、額、こめかみまたは頭皮（いくつかの実施形態において、これにはシュービングが必要となり得る）などの頭部上の任意の好適な場所に位置付けされ得る。いくつかの実施形態において、アンカは、電流を通過させるかまたは身体の電気的刺激を測定するために、別の医療用デバイスと併せて使用することができる。

アンカという考えと同様に、いくつかの実施形態は、接着性／粘着性物質を用いて患者の額にモニタリングデバイスを接着できるように、モニタリングデバイス上にまたは別個に接着性物質を含むことができる。これは、デバイスを所定の位置に保持する一助となる。デバイス自体は、最初の設置の後所定の場所にヘッドバンドを保持するのを助ける粘着性媒質を格納していてもよいし、付属物としてこれを含んでいてもよい。粘着性媒質は例えば、額、こめかみまたはその組合せに対し塗布されてよい。

他の実施形態において、モニタリングデバイスの整列、安定性および設置の再現性は、外耳道内および／または耳の周りに設置された機械的アタッチメントを介して達成または増強され得る。例えば、一実施形態においては、一方の外耳道内に送信機を設置し、他方の外耳道に受信機を設置することができ、デバイスのための機械的支持および整列を提供しながら、脳を通ってＶＩＰＳ測定を行なうことができる。デバイスは、データの局所的処理および表示ステップを格納し、かつ／またはオフサイト処理デバイスに伝達することができると考えられる。さらに、アンテナ（送信機／受信機）を格納する各外耳道に加えて、いくつかの実施形態においては、追加の送信機および受信機を頭部の周りに設置することができる。いくつかの実施形態において、外耳道内に受信機を、そして頭部の周りに送信機を、またはその任意の組合せで、位置付けを行なうことができる。

上述の特徴に加えて、またはその代替案として、いくつかの実施形態には、ヘッドバンドの設置／再調整の基準として、患者にタトゥーまたは他のマーキングを行なうことが関与する可能性がある。モニタリングデバイスは、信頼性の高い反復的な設置及び再設置のための視覚的位置合わせを提供する。これは、臨床医が患者の身体に１つ以上のマークを付け、このマークを用いてモニタリングデバイスを患者に位置合わせすることで達成され得る。この位置合わせは例えば、デバイスの一部であるセンサによって光学的に、また代替的には、臨床医が患者の身体に付けられたマークにデバイスを視覚的に整列させるための照準線を格納するデバイスによって達成され得る。

患者に対するモニタリングデバイスの取付け様式の如何に関わらず、いくつかの実施形態において、デバイスは、使用中同じ場所にアンテナを維持するため、機械的剛性／堅牢性を提供する内部フレームを格納し得る。この内部フレームは、変動する頭のサイズに適応するように可撓性を有しながら、アンテナ間のあらゆるねじり並進運動を低減または削除することができる。

いくつかの実施形態において、モニタリングデバイスは、実時間でおよび／または後続するデータ収集間で少なくとも１つの受信アンテナの空間感度を調整するために、少なくとも２つの送信アンテナのフェーズドアレイ構造を含むことができる。いくつかの実施形態は、特定のソースを検出するための周波数ディザリングを含むことができる。このような実施形態において、モニタリングデバイスは、多数の送信機／送受信機を含むことができ、それらは全て同一の周波数を有する。処理ユニットは、受信機アンテナ（単数または複数）を一意的に識別するため、送信機／送受信機の周波数、位相および／または振幅をディザリングすることができる。一変形実施形態においては、モニタリングデバイスは、各々一意的周波数を有する多数の送信機／送受信機を有することができる。処理ユニットは、受信機アンテナ（単数または複数）を一意的に識別するため、送信機／送受信機の周波数、位相および／または振幅の１つ以上をディザリングすることができる。

モニタリングデバイスのいくつかの実施形態は、各々が単一の一意的周波数に同調されている１つ以上のアンテナを含み得る。例えば、モニタリングデバイスは、送信、受信または標的流体のための最適な応答用のアンテナを有していてよい。これらのアンテナは同様に、一意的アプリケーション用に機械的および／または電気的に製造されていてよい。アンテナは、特定の周波数のために同調され、身体の中へのＲＦの侵入を最適化するためフェライト材料で製造され、最適なノイズ抑制のためアンテナ内外への発出を削減するように遮蔽されることなどができると考えられる。

いくつかの実施形態においては、信号の送出用だけでなく電力の送出用としても、同軸ケーブルを組み込むことができる。同軸ケーブルは従来、中心導体からのものである伝送信号由来のノイズを抑制するために、無線周波数（ＲＦ）遮蔽が必要とされる場合に使用される。ＶＩＰＳデバイスにおいて、これらの同軸ケーブルは、周波数を送信するために使用され得る。いくつかの実施形態においては、１つのデバイスが複数のＲＦ同軸ケーブルの既存の遮蔽を用いて電力（ＡＣ／ＤＣ）を供給することができ、ここで、１つの遮蔽を電源接地用、そして別の遮蔽を電源供給用に使用することができると考えられる。こうして、コネクタおよびケーブルの数は削減され、ひいてはモニタリングシステムのサイズは縮小され、さらに一層重要なことに、放射され伝導されるノイズの潜在源の数が削減される。

モニタリングデバイスの他の実施形態は、デジタル信号の送信、データ通信、クロッキングなどのための光ファイバを含むことができる。測定機器内の電気ケーブルおよび／または電線導体の使用は、伝導または放射されるノイズ源を導入する可能性がある。感度の高い測定システムにおいて、これらのノイズ源は問題の多いものであり得る。したがって、モニタリングデバイスのいくつかの実施形態は、これらのノイズ（誤差）源を削減する目的で、光ファイバを含むことができる。モニタリングデバイス内での光ファイバの使用は、同様に、頭部のサイズの変動にヘッドバンドを適応させるためのより大きな柔軟性も提供し得る。さらに、光ファイバは、接触または屈曲のいずれかを通して電荷をピックアップする際にケーブルが有し、ノイズおよび／または擬似信号を導入し得る摩擦電気効果を起こし難い。

いくつかの実施形態において、ヘッドピース６００またはヘッドバンドモニタリングデバイスは、各々が送信機モジュール、受信機モジュールおよび処理モジュールを含む個別の電源内蔵式のモジュールで構成され得る。代替的には、電力を共通の中央電源によって提供してもよい。送信機モジュールは、いくつかの実施形態において、アンテナ、ＲＦ生成、デジタル化および通信を含み得る。受信機モジュールは、例えばアンテナ、受信機増幅、デジタル化および通信を含み得る。処理モジュールが、各々の送信機／受信機モジュールを制御することができる。処理モジュールは、（送信機モジュールを用いて）周波数を送信し、受信機モジュールを用いて送信機モジュールの周波数、位相および／または振幅を測定するために、各モジュールに対する通信を行なう。モジュール通信は、変形実施形態によると、有線または無線であり得る。モジュールの電力はモジュールに内蔵されているかまたは外部電源によって提供され得る。さらに、個別のモジュールは独立型モジュールとして活動し、全ての通信は無線で行なわれ得る（通信用ＲＦ）。例えば、測定は、スキャンを開始するため処理モジュールが送信機および受信機モジュールに対して送る「トリガ」パルスと共に発生し得る。その後、測定データはＲＦを介して処理モジュールに送信し戻され、処理モジュールはデータを処理するか、またはデータを別の処理ユニットに伝達することができる。いくつかの実施形態において、これらのデータは、各モジュールについて一意的に識別され、タイムスタンプと同期化され得る。接続性の大部分が無線である場合、有線接続を通して導入されるさまざまなノイズ源は削減または削除され得る。モニタリングシステムの処理ユニットは、処理済みまたは未加工データを無線で、または有線接続を介して、遠隔のコンピュータに伝達することができる。モジュールまたは個別の送信機および受信機（または送受信機）は各々、デジタルモード、アナログモードまたはデジタルとアナログの混合モードで機能し得る。モジュールまたはデバイス全体は、デジタル信号および／または混合信号（アナログとデジタル）であり得る離散的回路またはＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）のいずれかを含むことができる。ＡＳＩＣは、サイズおよび電力の削減、およびモジュール間およびシステム間での性能の一貫性という利点を提供することができる。

他の実施形態においては、頭蓋内流体をモニタするためのヘッドバンドデバイスなどの流体モニタリングデバイスは、処理、送信および受信モジュールなどの個別のモジュールを有し得る。ヘッドバンドは同様に、特定の用途のためのアタッチメントを含むこともできる。例えば、一実施形態において、ヘッドバンドデバイスは、人間の頭部に適応し、カスタマイズ可能な受信機、送信機または送受信機の設置を受諾または許容することができる。これらの設置は、最適な臨床的査定のためヘッドバンド上に視覚的に標示され得る。例えば、ＬＶＯ検出のためには、ヘッドバンドは、耳の後ろに２つの送信機、そして額に１つの受信機を設置するためのラベルを有することができると考えられる。さらに、いくつかの実施形態において、ヘッドバンドは、ヘッドバンドの周りで特定の場所までのアンテナの回転または摺動を可能にし得る。いくつかの実施形態において、モジュール（またはアンテナ）は、連続的に測定しながら、連続的にヘッドバンドの周りを自動的に回転してよく、代替的には、回転、スキャン、回転、スキャン等々を行うことができる。この回転は、多数の送信機および受信機（または送受信機）を使用して位相および／または強度の変化を用いてＲＦ断層撮影を展開できる方法を提供し得る。一変形実施形態においては、モジュールは回転せず、代りに静止状態にとどまり、モニタリングデバイスは同じ効果を達成するために多数の離隔した送信機、受信機または送受信機を利用する。いくつかの実施形態において、ヘッドバンドモニタリングデバイスは、脳脊髄液の測定のため患者の頭部に取付けられ／適応される処理ユニット、送信機および受信機を固定された場所に格納し得る。その上、ヘッドバンドは、デバイスの一部分を使い捨てにし、一部分を再利用可能にする、取外し可能かつ切り離し可能な特徴部を含み得る。例えば、処理部分は再利用可能であり得、アンテナまたはアンテナモジュールは取付け可能かつ使い捨てであってよい。

いくつかの実施形態において、モニタリングデバイスは、解剖学的ランドマークを検出するために使用され得る。モニタリングデバイスの設置は、いくつかの用途において、病理の存在を検出することに向けた感応性を達成するために極めて重要であり得る。設置再現性もまた、デバイスが読取り間で取外されるスポットチェックの間の測定再現性のために、同様に重要である。例えば、いくつかの実施形態において、ＲＦ信号が大脳内へと通過していることを保証するべく、洞腔を検出するために使用可能である。解剖学的ランドマークは、外耳道、骨構造、または、患者の身体にモニタリングデバイスを設置するための再現性ある／予測可能な位置合わせを提供する送信機および受信機アンテナの間の他の任意の解剖学的特徴を含み得る。これらのランドマークの検出は、モニタリングデバイス自体のＲＦおよび／または、光または音を使用するモニタリングシステム内または上の他の検出器を通して提供され得る。

ヘッドバンドモニタリングデバイスのいくつかの実施形態は、アナログ信号のみを使用でき、デジタル信号は使用できない。このような実施形態は、送信された周波数と受信された周波数の間の相対強度および相対位相に対応する電圧を導出することができる。これを行なうことで、アナログ送信および受信周波数をサンプリングし、次に、ソースのＦＦＴをデジタル化し計算し、ＶＩＰＳ測定値を抽出するために周波数を受信する必要性は無くなると考えられる。このアナログバージョンにおいて、電圧は直接、対象のデータに対応し、こうして処理オーバーヘッドおよび電力消費は削減されることになる。

本明細書中に記載のＶＩＰＳシステムのいずれかは、携帯電話、スマートホン、タブレットデバイスまたは他のパーソナルコンピュータデバイスを組み込むことができる。携帯電話は、携帯電話基地局通信、ＷｉＦｉおよびＢｌｕｅｔｏｏｔｈ用の環境内に複数のＲＦを意図的に生成および伝送する。いくつかの実施形態において、本出願中に記載のＶＩＰＳシステムは、送信機およびこれらの周波数を受信しこうして個人的な便利なスポットチェック、ＶＩＰＳデバイスを提供するように設計された付属品として携帯電話（または類似のデバイス）を使用することができる。携帯電話は、身体部分（頭、胴、腕など）の一方の側に適用され、受信機が他方の側に適用され得る。ソフトウェアアプリケーションが、測定を開始させデータを処理することになる。

本明細書中に記載のＶＩＰＳモニタリングデバイスのいずれも、任意の追加の測定値、診断またはパラメータを臨床医に対し提供するために、任意の追加のセンサを組み込むことができる。例えば、流体モニタリングデバイスは同様にパルスオキシメトリ、患者の体温、呼吸数、血圧またはそれらの任意の組合せも測定できる。これらのパラメータを測定するために使用される追加のデバイスを、ＶＩＰＳ流体モニタリングデバイス中に統合することができる。これらの追加のパラメータ／測定値は同様に、ＶＩＰＳデータの処理と併用することもできる。例えば、パルスオキシメータを用いて、心拍数を識別し血液流体の検出のための同期化トリガを提供することができる。

いくつかの実施形態において、流体モニタリングデバイスは固定式デバイスであり、患者は頭部（または他の利用分野においては他の身体部分）をデバイス内に位置付けすることができる。例えば、モニタリングデバイスは、「キオスク」の形で展開され得る。例えば、一実施形態において、ＶＩＰＳモニタは、固定式デバイスとして設計され得、患者は座って、自らのアゴをアゴ置きに置き、頭部を送信機および受信機と整列させてＶＩＰＳ読取り値を収集できるようにする。

説明されたＶＩＰＳ流体モニタリングデバイス、システムおよび方法の数多くの追加の態様および実施形態を含み入れることができる。以下のリストは、例示的なものにすぎず、限定的となるように意図されたものではない。
１．概念上モジュール式のデバイスであり、各モジュールが１つの送信機と１つの受信機を含み、デバイスには、任意の好適な数のモジュールが含まれる。
２．駆動用電子機器のみならず遮蔽および「モジュール」内／外へのＲＦの「集束」を格納するアンテナ。
３．システム電源、制御および設計に対する集中型または分散型アプローチ。
４．脳流体の体積変化を計算するために空間分解データを捕捉する目的での、多数の周波数または時分割多重化ＲＦ送信機および多数のＲＦ受信機の使用。
５．送信アンテナの形状および方向を最適化するためのフェライトコアの使用。
６．浮遊ＲＦ磁場の後方および側方の送受信を最小化し、これにより受信機内への送信機信号の望ましくない交差結合を最小限に抑えるための、静電遮蔽の使用。
７．送信機／受信機交差結合を削除するための、対象の高調波周波数よりはるかに上の基本周波数を用いた、中央の場所からの送信機の周波数の同期化。
８．基準長期周波数ずれおよび短期安定性の問題を軽減するための、単一基準周波数からの大きなサンプルサイズについてコヒーレントな多数の送信機周波数とサンプル周波数の同期化。
９．ＥＭＩ（電磁放射線）の緩和および／または最適化された液体検出のための周波数ホッピング。
１０．ヘッドバンドおよびモジュールの設計は、安定した再現性あるアンテナの位置付けを用いて、頭のサイズおよび形状の変動に対処する。
１１．ヘッドバンドおよびモジュールの設計は、長期（連続）モニタリングの間の安定した「ワンタイム」位置付けを用いて、頭のサイズおよび形状の変動に対処する。
１２．多数の製品タイプ、使命、複雑性レベル、コストなどにシステム構成を容易に適応させるためのモジュール式アプローチ。
１３．多数のアンテナが、脳の流体体積変化検出能力に位置的定義を付け加える。
１４．多数のアンテナおよび新規アルゴリズムが、「三角測量」を用いた測定間のアンテナの位置変化を補償できるようにする。
１５．干渉ピックアップの削減のための各受信機アンテナにおけるデジタル化。

脳卒中の検出および区別
以上で言及したように、本明細書中に記載のさまざまなＶＩＰＳシステムおよび方法の実施形態を、脳卒中の検出のために使用することができる。上述の説明の一部はＬＶＯ（大血管閉塞）の検出に焦点をあてているが、本出願中に記載のシステムおよび方法は、あらゆるタイプの脳卒中の検出のためおよび／または所与の患者の体内でどのタイプの脳卒中が発生したかの診断を補助するために使用可能である。以下の説明は、本明細書中に記載のＶＩＰＳ技術および方法のこの利用分野についてのさらなる詳細を提供する。

脳卒中には、虚血性脳卒中と出血性脳卒中という２つの主たる分類がある。虚血性脳卒中は、動脈の遮断または閉塞によってひき起こされ、一方、出血性脳卒中は、１つ以上の血管破裂によってひき起こされ、頭蓋内部の出血を導く。脳卒中の治療のための臨床経路は、その脳卒中が虚血性であるか出血性であるかによって駆動される。例えば、虚血性脳卒中の場合、脳卒中の原因である血塊を溶解させるために組織プラスミノゲン活性化因子（ｔＰＡ）が投与され得、あるいは遮断を機械的に除去するために外科的介入を用いることもできる。他方、出血性脳卒中の場合、血液の希釈を逆転させ凝固を推進するための薬が投与され得、あるいは破裂を縫合するために外科的介入が求められる場合もある。これらは脳卒中のタイプの単なる例にすぎないが、治療のタイプは典型的に脳卒中のタイプによって決定付けられるという事実を示している。

発生した脳卒中のタイプの如何に関わらず、脳卒中の治療において、時間は極めて重要である。これは、脳卒中により患部が酸素を含む血液の「欠乏に苦しみ」、結果的に脳細胞の死枯をもたらすからである。臨床医が非侵襲性の携帯式医療デバイスを用いて、（１）脳卒中の発生した脳半球を確定でき、（２）脳卒中のタイプを決定できるならば、現行の確定的診断方法よりもはるかに早く、臨床的に有意なデータが提供されることになる。

例えば、脳卒中の患者が救命士（ＥＭＴ）によって収容された時点で、すでに貴重な時間が経過してしまっている。ひとたびＥＭＴが到着しても、彼らには、どのタイプの脳卒中が発生したかを決定するための医療デバイスが無く、したがって虚血性脳卒中のためのｔＰＡなどの適切な治療を施すことができない。患者を医療施設に輸送する必要があるためにさらなる遅延が発生する。ひとたび医療施設に到着すると、患者は、どの脳半球内で脳卒中が発生し、どのタイプの脳卒中が発生したかを決定するために、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャン（治療のための標準的診断）へと送られる。これらのデータを用いて、臨床医は適切な治療を施すことができる。しかしながら、もしＥＭＴが脳卒中のタイプおよびどの脳半球の中でそれが発生したかを最初に接触した時点で確定できたならば、彼らはその患者のために、知識に基づいた治療決定をはるかに早く下すことができると考えられる。例えば、ＥＭＴは、適切な薬を投与しかつ／または初期治療の病院ではなくむしろ脳卒中センタに患者を向かわせることができるかもしれない。これは周知のニーズであり、救急車の中には今や、救急車内での診断を可能にするための可動ＣＴ機を備えるものも出始めている。しかしながら、救急車にＣＴ機を装備することは、コストがかかり困難でもある。

以上で説明した非侵襲性の診断用ＶＩＰＳシステムおよび方法は、脳卒中の発生を検出し脳卒中のタイプの区別を補助する目的で、脳内の流体変化をモニタするために使用可能である。この技術は、大部分の脳卒中が脳の一方の脳半球内のみに発生し、脳の左脳半球および右脳半球は内側大脳縦裂によって分離されているという事実を正しく利用するものである。虚血性脳卒中の場合、閉塞が組織への血流を遮断し、組織の虚血または組織内の血液減少が結果としてもたらされる。出血性脳卒中の場合、血管が破裂し、血液が血管外に流出するのを許容し、血腫を形成させる。同様に、破裂の下流側における血液供給の減少も存在する。本明細書中に記載のＶＩＰＳモニタは、流体体積、ベースラインからの体積変化および鼓動一回あたりの心拍動体積によりひき起こされるプレチスモグラフを測定する。このＶＩＰＳ技術は、同様に、所与の領域における異なる体積を一意的に測定するように構成されており、これが、対称性、非対称性およびバルク体積を検出する能力を提供する。

図１４に関連して上述したように、ＶＩＰＳ技術は、脳の右脳半球対左脳半球を一意的に測定するように構成され得る。各々の脳卒中タイプについて、説明されたＶＩＰＳ技術を用いて、位相シフト、減衰および／または他の電気的特性の異なる周波数応答を測定することができる。例えば血液体積の変化（増加または減少）および／またはプレチスモグラフ応答の変化に対する特殊な相関関係を一意的に識別するために、アルゴリズムを使用することができる。いずれの脳半球であるかおよび脳卒中タイプの識別をさらに増強するため、左対右脳半球体積変化（対称性対非対称性）を判別する能力をアルゴリズム中に組込むこともできる。虚血性脳卒中の場合、血液体積は、脳卒中が発生した脳半球内で減少し、一方反対側の体積は比較的恒常にとどまる。出血性脳卒中の場合、発生脳半球中で血管外血液体積が増大し、組織血液体積（血管内）は減少する可能性があり、その一方で反対側の体積は比較的恒常にとどまる。両方の場合において、脳半球の血液体積における非対称性および／またはベースライン測定値からの血液中の変化のバルク体積を測定して、脳卒中の発生および／または進行を検出するために、ＶＩＰＳモニタを使用することができる。血液体積の変化と共に、プレチスモグラフ応答の変化も存在する。例えば、大血管閉塞（大虚血性脳卒中）が存在する場合、閉塞の下流側の組織は、各心臓周期毎に血液によって脈動せず、罹患した脳半球内でＶＩＰＳデバイスが測定した心臓プレチスモグラムの振幅を減少させる。このようなデバイス内で利用されるアルゴリズムを用いて、プレチスモグラフ振幅の差異または比率を調べ、大血管閉塞を検出し虚血性脳卒中の診断を下すことができる。

本開示の具体的実施形態について、例示を目的として本明細書中で説明してきたが、本開示の精神および範囲から逸脱することなくさまざまな修正を加えることが可能である。例えば、本出願には、本明細書中に記載のシステムおよび方法のための１つの潜在的利用分野としてヒトの脳内の流体変化をモニタする複数の実施例が含まれているが、本発明は、人間の身体の他の部域（例えば腕、脚、肺など）の流体変化のモニタリング、他の動物（例えばヒツジ、ブタ、畜牛など）における流体変化のモニタリングの場合、および他の医学的診断環境内を含めた他の利用分野のホストにおいて、広く応用できるものである。例えば、腕の中の流体変化は、送信機および受信機を含む帯具の中に腕を包み込むことによって検出され得る。

本明細書中に記載のシステムおよび方法が使用され得る他の医学的診断環境の数例としては、人間の身体の所与の部域内の特定の流体、組織（例えば筋肉、脂肪、実質器官）または他の固体物質（例えば腫瘍）の絶対的割合の決定、物体の比誘電率および／または相対浸透率の決定などが含まれる。さらなる臨床的利用分野としては、内出血の検出、異なるタイプの流体（例えば血液、細胞外流体、細胞内流体など）の間の区別、脳浮腫ならびにリンパ浮腫を含めた浮腫の査定、およびうっ血性心不全などの身体条件の結果もたらされる肺液蓄積の査定、を含めたさまざまなモニタリングおよび診断上の使用が含まれる。これらの利用分野そしてさらなる他の多くの利用分野は全て、本明細書中に記載のさまざまな実施形態により対処され得る。したがって、クレームの範囲は、本明細書中に示された具体例に限定されない。

Claims

患者の頭部内の頭蓋内生体インピーダンスを評価するためのデバイスであって：
制御回路を格納するハウジング；および
ユーザが前記デバイスを自己充足式独立型デバイスとして動作させることができるような形で頭蓋内生体インピーダンスに関する充分な情報を提供するように構成されている、前記ハウジング上のディスプレイ；
を含むヘッドピースと；
前記ヘッドピースと結合され、
前記ハウジング内に位置設定された少なくとも１つの受信アンテナ；および
前記患者の頭部を通って前記受信アンテナまで無線周波数信号を送信するために２つの異なる場所で前記ヘッドピースと結合された少なくとも２つの送信アンテナ；
を含む、送受信モジュールと；
前記ヘッドピースと結合され、前記少なくとも２つの送信アンテナにより送信され前記少なくとも１つの受信アンテナ内で受信される前記無線周波数信号内の位相シフトを測定することにより、前記頭蓋内生体インピーダンス中の位相シフトを測定するように構成されている、処理および通信モジュールと；
前記患者の頭部と前記ヘッドピースを位置合わせするために前記ヘッドピース内に組込まれているかまたは前記ヘッドピースと結合されている少なくとも１つの位置合わせ特徴部と；
を含むデバイス。
前記ヘッドピースがさらに：
フレームと；
前記患者の頭部の周りにフィットさせるためのラップアラウンド端部を伴う前記フレームに取付けられた２つのフレキシブルアームと；
前記ヘッドピースが前記患者の頭部上に設置された時点で前記患者の耳上に載るための前記フレームに取付けられた２つの支持アームと；
前記フレームに取付けられ、前記少なくとも１つの位置合わせ特徴部に含まれたノーズピースと；
を含む、請求項１に記載のデバイス。
前記ヘッドピースがヘッドバンドを含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも１つの位置合わせデバイスが、前記ヘッドピースと結合された少なくとも１つの光学センサを含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも１つの位置合わせデバイスが、前記患者の頭部上に置かれたマークまたは前記患者の頭部の解剖学的特徴部のうちの少なくとも１つと前記デバイスをユーザが視覚的に整列させることができるようにするための、前記デバイス上の少なくとも１つの照準線を含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも１つの位置合わせデバイスが前記ヘッドピースの内部に、前記デバイスの使用中に前記患者の頭部上の設定された場所に前記少なくとも１つの受信アンテナおよび前記少なくとも１つの送信アンテナを維持するための機械的剛性を前記ヘッドピースに提供する内部フレームを含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも１つの位置合わせデバイスが、前記患者の頭部に前記ヘッドピースを取付けるために前記ヘッドピースと結合された少なくとも１つの接着アンカを含む、請求項１に記載のデバイス。
前記ディスプレイが、デバイスのオン／オフ標示、前記デバイスにより行なわれている所与の測定の持続時間および前記デバイスにより測定されている測定値からなる群から選択された少なくとも１つのタイプの情報を表示するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも２つの送信アンテナからの送信の形状および方向を増強するための少なくとも１つのビーム整形部材をさらに含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも１つのビームが少なくとも１つのフェライトコアを含む、請求項９に記載のデバイス。
浮遊無線周波数磁場を遮断するための静電遮蔽をさらに含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも１つの受信アンテナ各々のための１つのチャネルを含む、前記ヘッドピースと結合されたアナログ−デジタル変換器をさらに含む、請求項１に記載のデバイス。
前記アナログ−デジタル変換器が４つの同時サンプリングされたチャネルを有する、請求項１２に記載のデバイス。
前記少なくとも１つの受信アンテナが多数の受信アンテナを含む、請求項１に記載のデバイス。
前記少なくとも２つの送信アンテナが３つ以上の送信アンテナを含む、請求項１４に記載のデバイス。
前記ヘッドピースと結合された中央電力調節器をさらに含む、請求項１に記載のデバイス。
前記処理および通信モジュールが、
アナログ−デジタル変換器と；
マイクロコントローラと；
ブルートゥース（Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ）モジュールと；
を含む、請求項１に記載のデバイス。
前記患者の頭部内の頭蓋内生体インピーダンスを評価し、前記患者の頭部内の脳自己調節能を評価するように構成されている、請求項１に記載のデバイス。