CN107106061A - 利用磁信号检测和分析空间变化的流体水平 - Google Patents

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Abstract

检测患者的组织中的流体水平变化的空间差异的设备可包括用于把所述设备固定到患者的身体部位的支承结构、可操作地连接到所述支承结构的处理元件、可操作地连接到所述支承结构并通过网络与所述处理元件和外部计算设备通信的无线连网接口、可操作地连接到所述支承结构并与所述处理元件通信的第一发射模块、可操作地连接到所述支承结构并与所述处理元件通信的第二发射模块和第三发射模块。当被启动时，第一发射模块穿过患者的组织，传送第一时变磁场。空间上相互分离的第二和第三发射模块分别接收第一形式和第二形式的第一时变磁场。

Description

利用磁信号检测和分析空间变化的流体水平
相关申请的引用
本申请要求以下美国临时专利申请的优先权：2015年3月12日提交的序列号62/131,882，题为“System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes”；2014年9月10日提交的序列号62/048,690，题为“Characterization of the Health Status ofTissue Through the Signature of an Electromagnetic Signal in Response toVoluntarily Induced Changes in Tissue Condition”；和2014年9月3日提交的序列号62/045,044，题为“System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes”。
本申请还涉及以下美国临时专利申请：2014年6月13日提交的序列号62/011,809，题为“System and Methods for Detection of Tissue Fluid Changes”；和2014年2月13日提交的序列号61/939,678，题为“System and Methods for Detection of TissueFluid Changes”。上面列举的专利申请的全部公开内容通过引用整体包含在本文中。
技术领域
本申请涉及非侵入式诊断医疗设备、***和方法。更具体地，本公开的一些实施例涉及利用体积积分相移谱(“VIPS”)来监视大脑或身体的其他部位中的流体的变化的设备、***和方法(或者，可以用其他首字母缩略词，比如磁感应相移谱(“MIPS”)表示VIPS)。
背景技术
在许多不同的医疗环境中，有利的是当体液成分和分布发生变化时，能够非侵入地检测所述变化。例如，通常重要的是监视重症监护室患者的颅内流体含量或分布的变化。对于这些患者的护理标准包括需要在头盖骨中钻孔并***探针(比如颅内压(ICP)监测器，或者微透析探针或“licox”探针)以便测量大脑中的流体的化学变化的侵入式监测。目前不存在商业上可用于检测大脑流体变化(比如随着出血或水肿出现的那些变化)的连续非侵入式测量技术。此外，许多脑损伤未严重到足以一定需要在头盖骨中钻孔以便进行侵入式监测。从而，对于许多脑损伤患者来说，没有可用于当存在水肿或出血的可能有害的增长时，提醒临床人员的连续监测技术。相反，这些患者一般由护理人员通过采用临床神经***检查进行观察，直到大脑中的流体成分或分布的变化导致可观察到的脑功能损伤，医生或护士才会作出反应。换句话说，目前不存在可用于监测颅内流体变化本身的手段，从而补偿这种变化的能力受到限制。
对于大脑流体异常的诊断，以前提出了VIPS。患者因提议的设备而被给予奖励，在文献中记载了原型设备的有前途的科学研究。例如，Rubinsky等在美国专利No.7,638,341、7,910,374和8,101,421中，记载了为此目的的VIPS的使用，上述美国专利的公开内容在此整体包含在本文中(在此称为“Rubinsky专利”)。Wyeth等在美国专利8,731,636中，记载了VIPS设备的使用和设计的其他细节，该专利在此整体包含在本文中。然而，还未出现基于VIPS技术的批量生产的实用医疗设备，为专门从事大脑治疗或其他医学领域的医生带来这种设备的预示益处。
理想地，医疗设备解决方案应提供具有改进的性能、可用性和可制造性的VIPS***，以致它可用于大脑和/或身体的其他部位中的非侵入流体变化检测。记载在本文中的实施例力图实现这些目标中的至少一些目标。
发明内容
在一个实施例中，本公开包括用于检测患者的组织中的流体水平变化的空间差异的设备。所述设备包括用于把所述设备固定到患者的身体部位的支承结构、可操作地连接到所述支承结构的处理元件、可操作地连接到所述支承结构并通过无线网络与所述处理元件和外部计算设备通信的无线连网接口。所述设备还包括第一、第二和第三发射模块，每个发射模块连接到支承结构，并与所述处理元件通信。第二和第三发射模块相对于患者的组织在空间上相互分离，第一发射模块与第二和第三发射模块相对，以便当使信号透射通过组织时，从模块传送信号。当被启动时，第一发射模块穿过患者的组织，传送第一时变磁场，第二和第三发射模块分别接收第一形式和第二形式的第一磁场，并向所述处理元件传送与所述第一形式和第二形式对应的第一接收磁场数据。所述处理元件把与第一接收磁场数据对应的传输数据提供给无线连网接口，所述无线连网接口再把所述传输数据传送给外部计算设备。在另一种实现中，第一发射模块可被配置成接收分别由第二和第三发射模块传送的第一和第二时变场。
在另一个实施例中，本公开包括一种检测患者的组织中的流体水平的对称性的方法。所述方法包括把包括接收器、第一发送器和第二发送器的设备固定到患者的头部上，以致第一发送器和第二发送器在空间上相互分离，接收器被布置成经穿过所述组织的传输路径，与第一发送器和第二发送器通信。所述方法还包括从第一发送器传送第一时变磁场，从第二发送器传送第二时变磁场，利用所述接收器，接收第一接收场和第二接收场，利用处理元件，分析至少一个传输特性，利用所述处理元件，确定第一接收场对应于第一时变磁场，第二接收场对应于第二时变磁场，利用所述处理元件，确定第一时变磁场和第一接收场之间的第一相移，利用所述处理元件，确定第二时变磁场和第二接收场之间的第二相移，和利用所述处理元件，根据确定的第一和第二相移，确定在一段时间内，所述组织中的流体的变化。
在另一个实施例中，本公开包括一种检测患者体内的流体水平的变化的方法。所述方法包括把头戴式装置(headset)附着在患者身上，所述头戴式装置包括用于把所述头戴式装置固定到患者的头部的支承带、耦接到所述支承带并被配置成把数据无线传送给外部计算机的处理元件、和在离散位置处可操作地连接到所述支承带的多个发送器接收器组件。所述方法还包括启动所述头戴式装置，以获得患者的头部内的一个或多个流体水平读数，把与所述一个或多个流体水平读数对应的流体数据从所述处理元件无线传送给所述外部计算机，并利用所述外部计算机，分析所述流体数据。
附图说明
图1是按照一个实施例的监视体内的流体变化的***的方框图；
图1A是按照一个实施例的供图1的***之用的患者头戴件(headpiece)的透视图；
图1B是按照一个实施例的供图1的***之用的另一种患者头戴件的分解透视图；
图2A-2F图解说明供图1的***之用的发送器换能器和接收器传感器的各种实施例；
图3是按照一个实施例的相移检测设备的电路图；
图4是按照一个实施例的供图1的***之用的波形平均器处理器的简化逻辑图；
图5是按照一个实施例的供图1的***之用的相移测量处理器的简化逻辑图；
图6是按照一个实施例的图1的***的操作的流程图；
图7是用于监视与心脏信号对应的体内流体变化的***的方框图；
图8是包括临时稳定器的用于监测流体变化的***的实施例的等距视图；
图9是用于监测体内的流体变化的***的另一个例子的***示图；
图10A是穿戴图9的***的头戴件的患者的左等距视图；
图10B是图10A的穿戴所述头戴件的患者的前正视图；
图10C是图10A的穿戴所述头戴件的患者的右等距视图；
图11是用于监测体内的流体变化的***的另一个例子的前等距视图；
图12是图解说明随时间变化的已校准相移测量结果的曲线图；
图13是图解说明在Valsalva(瓦尔萨尔瓦)过程内，随时间变化的相移读数的变化的曲线图。
具体实施方式
下面记载了一些细节，以充分理解本公开的一些实施例。然而，本公开的一些实施例可在无这些具体细节的情况下实践。此外，本公开的具体实施例是作为例子提供的，不应被用于把本公开的范围局限于这些具体实施例。在一些情况下，未详细表示公知的电路、控制信号、定时协议和软件操作，以避免不必要地使本说明变得复杂。
总的***体系结构
图1是可用于检测人脑中的流体变化的***100的一个实施例的方框图。尽管本说明通常集中于用于检测大脑中的流体变化的***100的使用，不过，***100的本实施例或备选实施例可用于检测/监视身体的任何其他部位中的流体变化。于是，这里提供的针对大脑的例证说明不应被解释成限制记载在权利要求书中的本发明的范围。
在一些例子中，***100可包括膝上型计算机102或其他计算设备、处理单元104和患者头戴件106。***100可由例如在膝上型计算机102上运行的基于窗口的labview语言程序控制。所述程序生成显示在膝上型计算机102的屏幕上的图形用户界面(GUI)。在把头戴件106放在患者身上之后，操作***100的临床医生可利用鼠标控制，开始监测，所述头戴件106可类似于弹性头带或绷带。在开始监测之后，所述程序可一边在膝上型计算机102上记录相移数据，一边无人值守地运行，并应用适当的方法生成给临床医生的警示和建议的纠正动作。
可以是相对于患者头戴件106的外部计算机的膝上型计算机10可具有与处理单元104的USB串行链路。所述USB链路可以是电气隔离的，以符合可适用的医疗设备要求。处理单元104可从符合国际标准的标准通用AC线路电源连接，获得电力。可存在向处理单元104的所有内部电子器件供电的医用级低压DC电源，所述电源满足关于患者隔离、线到中性点、机壳和患者漏电以及接地地线连续性、EMI敏感性和辐射、和其他标准医疗设备要求的可适用标准。
膝上型计算机102可开始相移数据收集，并把数据连同其他有关数据和状态信息一起记录在膝上型计算机102的硬盘驱动器上的文件中。
膝上型计算机102上的GUI可控制***100的操作，可包括贯穿患者头戴件106的安装和整个***100的初步自检地指导临床医生的控件和状态指示。如果所述自检通过，那么指令临床医生开始监测。在监测期间，从USB接口，收集相移角-频率数据，并对所述数据应用适当的状态和警示方法。如果指示另外的动作或应急响应，那么可通知临床医生。相移-频率数据和另外的状态信息被记录在膝上型计算机102中，供以后参照。可在后台不断进行数据的“完好性检查”和其他内装测试特征，如果遇到故障，那么不同程度的严重性会产生警告或者会中断***100的操作。
在一些例子中，并如图1中图解所示，处理单元104和患者头戴件106中的硬件和固件的体系结构可被优化，以在利用最少数目的定制电子组件的同时，获得期望的相位测量精度和稳定性。例如，在一个实施例中，并参考图1，***100可包含几个高度集成的小型化现成组件。***100可包含处理单元104中的3个现场可编程门阵列(FPGA)110、112、114，所述3个FPGA是用适当的固件编程的。一个FPGA 110可合成待提供给发送器(或者，发送器可被称为发射体)120以产生磁场的时变信号，第二个FPGA 112可收集和平均传送和接收的磁场的数字样本，第三个FPGA 114可测量表示传送和接收的磁场的传送和接收信号之间的相移。
微控制器118也可被包括在处理单元104中，可监控3个FPGA 110、112、114的动作，并与膝上型计算机102通信(例如，通过传送相位数据结果)。微控制器118可提供外部膝上型计算机102(经由电气隔离的USB接口)和用于来自头戴件106的数据的实时信号处理的FPGA 110、112、114之间的接口。微控制器118还可进行其他各种功能，比如与基本用户控制(包括通电、数据收集的开始、频率合成器110的设置、内部温度监测、电源监测、和其他***状态监测及故障检测任务)的接口。
在一些例子中，处理单元104可用更大的集成组件构成。在一个实施例中，处理单元104可包括现成的电子信号发生器，比如Techtronix任意波形生成器(ArbitraryWaveform Generator)型号3252，和数字示波器，比如LeCroy Model 44xi。相反地，处理单元104可被集成到单个ARM处理器中。
图1中例示的***100的体系结构可相对灵活，允许通过相对简单的软件或固件更改，实现数据收集、数据处理和数据解释(例如，临床警示)的所有各个阶段的改进。FPGA110、112、114实际上可起并行处理器作用，使数据收集和处理几乎实时地进行。从而可以减少经微控制器118传送给膝上型计算机102并被存档以便以后参考的相位数据的数量，从而在膝上型计算机102上需要较少的计算时间来处理数据。这又可释放膝上型计算机102来检查数据一致性，和应用为警示临床医生注意对纠正动作的需要所需的方法。
尽管作为相对灵活的实施例，例示和说明了图1中的处理单元104，不过在其他例子中，诊断***100可以是具有为用在诊断***100中而特别设计的定制电子组件的嵌入式***。例如，一个或多个模-数(A-D)转换器可以位于处理单元104中，所述处理单元104可以在物理上不同于头戴件106并且与头戴件106分离，或者可以与头戴件106一体(例如，在定制***100中，头戴件106可包括为捕捉和处理相移信息所需的所有电子器件和处理设备)。另外，由3个FPGA执行的功能可被结合到一个FPGA中。通常，可以使用任何适当的体系结构。
再次参见图1，***100还可包括具有发送模块(比如其细节在下面更详细说明的一个或多个发送器120和一个或多个接收器124)的头戴件106。在一个例子中，头戴件106包括一个发送器120和一个接收器124，而在其他例子中，头戴件106包括几个发送器120和/或几个接收器124。例如，头戴件106可包括一个发送器120和两个接收器124。如果多个接收器124被放置在患者头上的不同位置处，那么它们可允许临床医生三角测量流体变化(例如，从血管或肿瘤的颅内出血)的位置，和/或对患者大脑的生物阻抗成像。在其他例子中，头戴件106可包括多个发送器120，所述多个发送器120可在不同或相似的频率下产生磁场。如果使用不同的频率，那么单个或多个接收器124能够区分几个发射频率，以便例如进一步区分流体变化的种类。如下更详细所述，其他种类的传输特性(比如传输时间、波形、频率、衰减、振幅和/或附加波的变化)可用于识别特定信号的特定发送器。
在一些例子中，除了放置在患者头部别处的接收器124之外，可在患者头部的和发送器120相同的一侧放置另一个接收器(例如，该接收器可以在发送器120内同心，或者可以外切发送器120，或者可被放置在与发送器120分离的平面中)，以便获得从发送器传送的磁场的测量结果(未在图1中图示)。在其他例子中，可按照另一种方式，比如通过测量存在于发送器120上的电流和/或电压，从发送器120对发出的磁场采样。在一些例子中，并参见图1，患者头戴件106包括贴近相应的发送器120和/或接收器124本身、用于一个或多个发送器120和/或接收器124的模-数转换器122、126-例如，在一些例子中，模-数转换器可被放置在和相应的发送器120或接收器124相同的印刷电路板上。
然而，在其他例子中，直到在通过连接到独立的处理单元(例如，图1中所示的处理单元104)的一条或多条同轴电缆(或者其他传输线路)之后，模拟信号才被转换成数字信号。在这些例子中，可以采用各种技术来减小例如从发送器120输送表示传送磁场的信号的同轴电缆，和从接收器124输送表示实测磁场的信号的同轴电缆之间的交叉耦合。例如，较柔韧的RF-316双重屏蔽电缆可用于增强两条电缆之间的隔离，或者在其他例子中，可以使用三重屏蔽电缆。作为另一种选择，可环绕源自接收器124和/或发送器120的同轴电缆，设置高度柔韧的PVC或硅胶管。
再次参见图1中例示的头戴件106，为了读数可重复，对发送器120和接收器124来说，可能重要的是在***100工作期间不移动，因为这样的移动会在相移测量中引入误差。为了克服所述误差，在一些例子中，发送器120和接收器124可刚性地安装在例如类似头盔140的设备中，头盔140的一个例子如图1A中图解所示。头盔140可提供必需的支承和刚性，以确保发送器120和接收器124相对于彼此并且相对于患者的头部保持固定。然而，这种头盔140可能不舒适，或者在患者躺下时不能在患者身上使用。另外，患者如在某些临床情况下可能期望的那样数天戴着头盔140也可能是不切实际的。
因而在一个备选实施例中，并参见图1B，利用头戴式装置129，比如弹性带129，贴着患者的头部保持发送器120和接收器124。例如，通过把发送器120和接收器124固定在头戴式装置129的袋子内，或者通过利用缝线、铆钉或其他紧固件，可把发送器120和接收器124安装在头戴式装置129上。通过加入非导电隔离材料127，比如塑料或织物，发送器120和接收器124可以与皮肤表面隔开固定距离。隔离物127可用于维持发送器120和接收器124与皮肤之间的固定距离，以便例如减小发送器120/接收器124和皮肤之间的电容的易变性。在一些实施例中，隔离物127可以是例如丙烯酸塑料盘。另外或者替换地，橡胶、医用粘合胶或其他材料可用于隔离物127，或者可被置于发送器120和接收器124的皮肤对接面处，以帮助防止它们在使用中移动。
在一些实施例中，头戴式装置129可被横跨前额并环绕头后地放置在患者头上；或者可按其他形态，包括环绕患者的胸膛、手臂或腿地放置不同的带子或其他设备。换句话说，可以利用任何适当的定位设备,贴近患者身体的被研究区域适当地放置发送器120和接收器124，其中这里说明的头戴式装置106、129和头带129仅仅是例子。可向头戴式装置129添加诸如下巴托或头顶之上的连接物之类的附加特征，以提供额外的稳定性，和提供在上面安装另外的发送器120或接收器124的部件。由于患者经常枕在枕头上，因此电气组件和电缆终端的便利位置可能是头顶。例如，可以产生始于每只耳朵附近的点的桥状物，以致电子器件可以离开患者可能所躺的表面被安装在头顶上。可以使用轻质的小型组件，以使舒适性达到最大，和使头戴式装置一旦就位，在患者头上移动的倾向就降至最小。
在头戴式装置129设计中，头带(headband)129可由弹性材料、橡胶材料、丙烯酸材料、乳胶材料或其他柔性材料制成，可以是弹性或非弹性的。头戴式装置129可用廉价材料构成，从而头戴式装置可以是***的一次性组件。或者，头戴式装置129可以是可重复使用的。如果是可重复使用的，那么带子129可以是可洗的，以致在用于不同患者时，可以清洗带子129，或者对于同一患者，可以定期清洗带子129。可洗材料可包括塑料、橡胶、硅酮、织物或其他材料。头戴件106还可包括用于固定电子组件和规定电缆的路线以防止电缆妨碍患者或临床人员的安装装置。
在一些实施例中，包括其中使用头带129的那些实施例中，为了减小发送器120/接收器124和患者之间的相对运动，可以使用一个或多个稳定器128。稳定器128可以是按照患者的身体自定义成型的，以把发送器120和/或接收器124固定就位。作为稳定器128的一个例子，经过培训的临床医生可利用低熔点塑料安装发送器120/接收器124，所述低熔点塑料类似于用相同材料构成的矫形模(cast)。可以使用其他可自定义成形的材料和方法，比如随着时间的过去而聚合的材料，或者借助加热或化学反应而活化聚合的材料，比如用于产生矫形绷带或夹板的材料。
现在参见图1B的分解图，说明利用头戴式装置129的一个实施例的操作，不过要明白可以利用类似的带子129来监测身体的其他部位中的流体变化，比如包缠腿或手臂的绷带。首先，利用例如螺丝或其他紧固件，比如胶，可把各个发送器120/接收器124耦接到相应的隔离物127。随后可把发送器120和相应的隔离物127置于患者头上，可环绕发送器120/隔离物127放置稳定器128，以便稳定发送器，帮助防止移动。在环绕发送器120/隔离物127放置稳定器128之前，可能需要把稳定器128浸泡在水中，或者以其他方式准备，以便应用。一旦稳定器128固定发送器120/隔离物127，就可类似地使用另一个稳定器128按照类似的方式稳定接收器124和隔离物127。稳定器128可凝固或干透，以实现稳定功能。随后，可使诸如头带129之类的头戴式装置缠绕稳定器128、发送器120/隔离物127和接收器124/隔离物127。然而，在一些实施例中，可不使用稳定器，可改为利用头带129把接收器124/隔离物127和发送器120/隔离128直接放置在患者头上。在其他实施例中，如上所述，头带129可包括用于发送器120和接收器124的袋子，头带129材料本身起隔离物的作用。另外在一些实施例中，头带129可具有贴在头带129的内侧的防滑材料，以帮助防止头带129在患者头上滑动。
也可使用头戴式装置129的其他例子。图8图解说明头戴式装置129的例子的等距视图。在这个实施例中，头戴式装置129可大体上类似于图1B中所示的头戴式装置129。不过，在本例中，稳定器800可包含在头戴式装置129内。另外，头戴式装置129可包括可在处理单元104与发送器和接收器120、124之间延伸的柔性电路802或其他布线机构。头戴式装置129还可包括可弯曲和/或伸展以环绕患者的头部固定头戴式装置129的固定元件804，比如头带、弹性材料等。
稳定器800临时把头戴式装置129固定在用户头上(或者其他期望的位置)，不过当不再需要监测时，可允许摘下头戴式装置129。稳定器800通常可以是与皮肤相容的粘性物。稳定器800可以是双面胶，一侧可被固定到头戴式装置129(比如固定到柔性电路802或固定元件804)，另一侧可被固定到患者的头部。再例如，稳定器800可以是诸如胶或具有粘性的另一种类似流体或凝胶体之类的粘性物。作为具体例子，稳定器800可以是水凝胶。
在包括稳定器800的实施例中，稳定器800把头戴式装置129的各个组件稳定并锁定到患者身体上的特定位置。这有助于确保读数精确，因为即使患者移动，电子器件(例如，发送器和接收器)和电路802仍可保持大体相同的方向和位置。此外，稳定器800可进一步帮助防止电子器件的变形，因为发送器和接收器(例如，柔性电路802)的柔性延伸可被定形，以便环绕患者头部(或者其他监测区域)的一个维度弯曲或缠绕，但在另一个维度基本不弯曲或伸展。例如，当压在患者头部的表面上时，发送器和接收器120、124及柔性电路802的横向位置(即，从前至后)可保持稳定。
各个实施例包括用于确定在患者身体上的特定位置的正确放置、对准和附着的机械机构。例如，图1A中的头盔140、图1B中的头带129、图9的头戴式装置906和图11的头戴式装置950。这些机构有助于确保放置的准确和可重复性，这又有助于确保读数的准确性和精确度。利用检测和监视对于患者身体的接触点或一系列接触的传感器，可增强对于机械稳定性和可重复性的进一步改善。例如，传感器可被置于图11的头戴式装置950的臂962上，以致它们检测臂962何时接触头皮与患者的耳朵相接之处。另外或另一方面，可以定位传感器，以检测镜片960的背面或者框架的内缘何时在相对于前额的正确位置处。此外，一个或多个传感器可在测量序列期间，监测头戴式装置的持续最佳放置。如果在任何时候，头戴式装置离开期望的位置，那么一个或多个传感器可向处理单元104发送信号，处理单元104又可通知用户纠正头戴式装置放置，或者把测量数据识别成归因于放置而不理想。可在这些实施例中使用的传感器的种类的非穷举列表包括阻抗、电容、导电、光、热和距离传感器。
现在说明用于检测身体中的流体水平的***的另一个例子。图9是用于检测身体中的流体水平的***900的示图。图10A-10C图解说明穿戴***900的头戴式装置906的患者的各个视图。参见图9-10C，***900可包括头戴式装置906或支承结构、具有用于与一个或多个外部设备通信的网络/通信接口的处理单元104、一个或多个发送器/接收器124、124以及计算设备902。计算设备902可通过网络920，与头戴式装置906和/或处理单元904通信。网络920可以是例如WiFi、蓝牙、无线等，在许多实施例中，可以是无线网络，使得可在没有线缆等的情况下，把数据从处理单元904和头戴式装置906传送给计算设备902。在这些实施例中，计算设备902可以在头戴式装置906之外，因为计算设备可以是经无线通信路径，与头戴式装置906通信的独立设备。在其他实施例中，连网接口可经一个或多个有线路径，与外部计算机和/或网络通信。
计算设备902实质上可类似于图1的计算机102。在一些实施例中，计算设备902可以是便携式设备，从而允许治疗医生更容易在不同的患者之间搬运计算设备902。然而，在其中可不需要便携性的实施例中，计算设备902实质上可以是任何其他种类的计算机，比如(但不限于)服务器、桌上型计算机、工作站等。应注意计算设备902、处理单元904和/或头戴式装置906可包括提供从各个相应设备到网络920的通信路径的连网接口组件。
参见图10A-10C，现在更详细说明头戴式装置906。本例中的头戴式装置906包括处理单元904和发送器/接收器120、124。把处理单元904和发送器/接收器120、124集成到信号设备上可使感测单元更便携，更易于放置在患者身上，并且增强患者穿戴该设备时患者的可动性。另外，如上更详细所述，在其中处理单元904在发送器/接收器120、124附近，可进行相当大部分的数据处理的实施例中，误差的网络被减小，信噪比也可被降低。
在一个实施例中，头戴式装置906包括限定感测设备的正面的前支承结构或框架910。前支承结构910可支承处理单元904，和限定用于两个镜片(例如，患者的左眼和右眼的两个镜片)的镜框。在其中不需要镜片的实施例中，比如当患者不需要戴眼镜或者具有其他眼睛保护时，镜片可被省略，以为用户提供清晰性。可根据处理单元904的尺寸和结构，酌情更改前支承结构910。
继续参见图10A-10C，头戴式装置906还可包括从前支承结构910的每一端延伸出的两个臂912。臂912被配置成包缠患者的头部930，可支承在患者的耳朵912上方和/或耳朵912上。臂912可包括更好地贴合患者的头部930和/或耳朵912且可进一步帮助保持设备在患者头部930上固定就位的仿形部分。头戴式装置906可以是可调的，在一些实施例中，可包括连接到每个臂912的端部的固定带922。固定带922被配置成环绕患者的头部930拉紧，从而把头戴式装置906固定就位。例如，紧固件或其他设备可有选择地调整固定带922的长度，帮助环绕头部930固定所述固定带922。
如上所述，在本例中，头戴式装置906被配置成是便携的，传输模块(例如，发送器/接收器120、124)连接到头戴式装置906。在一个例子中，比如在图10A-10C中所示的例子中，发送器/接收器120、124可连接到框架的臂912，以致当头戴式装置906被放置在患者的头部930之上时，发送器和接收器120、124将被放置成彼此相对，适应于穿过用户的头部930接收和传送信号。发送器和接收器被配置成相互通信，并被放置成分别向对应设备传送或接收信号。
发送器/接收器120、124或者传输模块可与处理单元904通信，和从处理单元904获得电力。例如，多条连接线934可从处理单元904伸出，把发送器/接收器120、124电连接到处理单元904。连接线934可传送来自电源(比如收纳在处理单元904上的电池槽935内的电池)的电力，以及来自处理单元904的数据和/或信号。另外，发送器和接收器120、124可向处理单元904传送数据，处理单元904随后可把所述数据传送给计算设备902。例如，接收器124可把接收的信号传送给处理单元904，处理单元904随后可处理所述信号，并通过网络920，把数据传送给计算设备902。
应明白头戴式装置906和处理单元904的布置和构成可按照需要更改。例如，在另一个例子中，通信线934可被省略，或者被并入头戴式装置906的框架或支承结构中。图11是头戴式装置906的另一个例子的等距视图。参见图11，在这个例子中，头戴式装置950可大体类似于图10A-10C中图解所示的头戴式装置906，不过，通信线934可被并入框架910的材料和/或结构中。另外，在这个例子中，头戴式装置920可把镜片960包含在可根据患者的需要而更改的前支承结构中。头戴式装置950的臂962可从框架910的每一端伸出，并被配置成把发送器/接收器120、124支承在其上。另外在这个例子中，可邻近前额，在904的背面配置第三发送器/接收器120、124。可以意识到，处理单元904可以更小，在框架910上被置于正中，这为穿戴头戴式装置906的患者提供更好的可动性。另外，由于处理单元904显著较小，因此能够更好地保持在适当位置，更精确地往来于计算设备902和/或发送器/接收器120、124传送数据。
在一些实施例中，处理元件904或单元被配置成把与发送器/接收器接收的一个或多个接收磁场数据对应的传输数据，提供给连网接口，所述连网接口又把所述传输数据传送给外部计算设备902。在这些实施例中，处理元件904可把从发送器和接收器接收的模拟数据转换成数字数据，之后把所述数据发送给外部计算设备902。这使头戴式装置和计算设备902之间的数据传输的速度可被增大，并且更可靠。
在各个实施例中，记载在本文中的设备和方法可用于身体的所有部位中的流体测量(通常流体变化测量)，以及用于多种医疗诊断应用。在各个实施例中，发送器和检测器(检测器或者可用接收器表示)线圈的结构可被更改，以适合于所涉及的身体的区域和/或诊断应用。例如，对于涉及肢体(比如手臂)的应用，或者其中可能更重要的是测量组织中浅表深度处的流体含量的应用，发送器线圈和检测器线圈可被放置在对象组织的同侧。共面布置可以是适当的。由于线圈可隔开短得多的距离，因此接收信号强度可以强得多，线圈的尺寸可被减小。在各个备选实施例中，线圈可以并排共面排列，或者可以利用具有不同直径的线圈，同心共面排列。在一些实施例中，可能更适当的是成微小角度地放置线圈的平面，以与所研究的身体部位的形状一致。
在说明了***的各个例子的情况下，下面更详细说明操作所述***的方法。现在参见图6，现在简要说明***100的操作的一个例子，要理解，图6中例示的各个操作将在下面更详细说明，各种备选方法和操作模式也将在下面说明。始于操作501，使***100通电，并进行自检。如果***100自检失败，那么在操作502，在膝上型计算机102上显示停止或失败指示。如果***100通过通电自检，那么操作转到操作504。另外，在***100的整个操作中，在操作503中，可运行连续状态监测器，如果状态监测器判定***100失败，那么在操作502中，***可显示停止或失败指示。
一旦***100通过通电自检，并且操作转到操作504，在操作504中，频率合成FPGA110就可被初始化，开始向发送器120提供发送信号。在操作505中，波形平均器FPGA 112可开始收集和平均来自发送器120和接收器124的波形(例如，流体数据)。平均后的波形可被提供给相移测量FPGA 114，开始在操作506中，相移测量FPGA 114可确定发送器120和接收器124波形之间的相移，关心的最终相位计算是在操作507中计算的。在操作508中，相位计算可被提供给膝上型计算机102。在操作505之后的任意时刻，频率合成器FPGA 110可向发送器120提供另一个频率，可对所述下一个频率重复上述处理。从而可从发送器120发出多个频率，并计算随后的相移。例如，频率合成FPGA 110可在相移测量FPGA 114测量前一个频率的波形之间的相移的时候，在重复的操作504中提供下一个频率，或者在操作508中，在相位计算被提供给膝上型计算机之前，频率合成FPGA可不提供另一个频率。在备选实施例中，发射体(emitter)可发射同时带有各谐波频率的单个频率，或者通过利用多个频率发生器发射频率，以便稍后利用诸如快速傅里叶变换(FFT)之类技术分离。多个频率的同时发射对噪声消除、运动抑制和其他目的来说可以是有利的。
发送器和接收器
适合于用于大脑流体诊断的基于感应相移测量的***100的电磁频率的一个范围在从约20MHz到300MHz的射频(RF)范围中，不过，也可使用其他频率，比如1MHz-500MHz，3MHz-300MHz，等等。选择的频率可提供人体组织中的较低吸收率、相对于噪声因素(比如容性耦合和信号线串扰)的良好信号和易于进行精确的相位测量。
以前，在这些频率范围中发射(和感测)磁场的发送器(和对应的接收器)的某些例子是由匝数不多的圆形细感应线圈构成的，所述线圈被放置成以致线圈的平面平行于头部的圆周。这些以前的发送器和接收器的线圈具有10cm或更大的直径，匝数为5或更大。然而，这些较大的发送器和接收器线圈笨重，此外在对人脑中的流体的VIPS检测来说所关心的频率范围内存在谐振。当发送器或接收器线圈在接近它们的固有谐振频率之一的频率下工作时，测得的相移会极大地随线圈的自身寄生电容的大小而变化，由于任一线圈的运动和/或环境影响而引起的极小变化都会导致相移的较大变化，在相移的测量中产生无法接受的噪声。
因而，在本公开的一些实施例中，发送器120和/或接收器124的最低固有谐振频率可高于待传送的磁场的预定频率。在一些例子中，发送器120可包括作为磁场发生器或换能器的线圈。考虑到对称性，相同或相似的线圈可充当接收器124中的磁场传感器。在任一情况下，随着线圈的直径和匝数(即，环路数)被减小，第一自谐振频率通常增大。于是，极限是就具有直径很小的单个环路的线圈而言的。然而，随着环路直径减小，环路截获的磁通量的数量按与直径之比的平方相等的系数减小。同样地，环路中的感应电压减小，导致来自充当接收器124中的磁场传感器的环路的信号较小。从而，对于直径减小，存在实际限制。然而，在一些实施例中，通过在发送器120/接收器124的构造中，使用传输线技术，可以实现自谐振频率的额外增大。
在宽带宽内使用为相对恒定的相移而设计的线圈的备选方案是在串并联网络中增加外部电抗组件，以解调单个频率或者少量离散频率处的相移。如果在设计整个***之前，各个频率的近似值已知，并且离散频率的数目较小，那么该原理工作得最好。通过利用开关的或者电动机驱动的可调组件，相移调整可以是自动化和软件可控制的。调整到恒定相移的优点在于线圈的尺寸和形状的选择更自由。利用更大的线圈能够增大检测的信号强度，提供最佳地匹配大脑或其他身体部位的被采样部分的场形状。
在一个实施例中，参见图2A，利用屏蔽传输线，比如同轴电缆、印刷电路板上的埋设带状线、屏蔽双绞线、双芯电缆或者三芯电缆，可以构成具有高自谐振频率和在所述自谐振频率之下的相关稳定相位响应的单环路250。环路250可以用作发送器120中的磁场发生器，或者用作接收器124中的磁场传感器。屏蔽传输线可包括第一导体，作为至少部分围绕第二导体的屏蔽物251。第一导体或屏蔽物251可接地，可环绕第二导体形成法拉第笼。第二导体可响应变化的磁场，提供输出信号，并且归因于法拉第笼，第二导体可受到屏蔽，免受外部静电效应和容性耦合影响。例如，在一个实施例中，埋设带状线的单环路250可被夹在印刷电路板中的两个接地平面之间。多个通孔可在所述两个接地平面之间延伸，通孔的间隔由传送和/或接收的电磁场的波长决定，所述通孔连同所述两个接地平面一起形成环绕埋设带状线环路250的有效静电或法拉第笼。在其他实施例中，可以使用具有外屏蔽层的其他各种传输线(比如同轴电缆)，以便形成法拉第笼，从而减小对环路250的外部静电效应。
在发送器120或接收器124的单环路250实施例中，归因于单环路250的感应性，环路250的电压可能不与环路250的电流同相。如下所述，在诊断***100的初始化期间，可以检测和考虑到这种相位误差。然而，在单发送器环路250的一些实施例中，并且参见图2B，可以增加平衡-不平衡变压器254，以便消除对校正所述相位误差的需要。在其他实施例中，并且参见图2C，利用第二个独立的较小的同心环路260来感测传送的磁场，并把表示所述传送的磁场的电流提供给模-数转换器。在一些例子中，所述第二个同心的发送器环路260可以大小与对应的接收器环路(例如，接收器124中的接收器环路)相同，以便在它们之间具有比例信号和良好的一致性，而在其他例子中，接收器环路可以大于所述第二个同心的发送器环路260，以便对接收的磁场更敏感。在具有第二个同心的发送器环路260的这些发送器120中，并参见图2D，在所述第二个同心环路260上，可同样地使用平衡-不平衡变压器264，以便平衡感测电压和电流。此外，对于单匝接收器环路250，可同样增加平衡-不平衡变压器254，以便也平衡其性能，与图2B中关于发送器电缆所示的类似。
现在参见图2E，在另一个实施例中，传输线原理可从建立单环路、单端设备延伸到建立双环路270(它可以是双端或“平衡”的)，用作接收器124(或者对称地，用作平衡发送器120)。在图2E中，如图所示，可在印刷电路板上，形成4个导电(例如，铜)层271、272、273、274，当被垂直堆叠时，在所述4个导电层271、272、273、274之间耦接3层介电材料(图2E未图示)。顶层和底层271、274可被接地，从而形成电屏蔽。此外，在顶层和底层271、274两者中，可存在较小的线性裂口271a、274a，以致接地平面271、274不会表现得像额外的短路线匝。在顶接地层和底接地层271、274之间，可以放置+环路273和-环路272，来自两个环路272、273的引线耦接到平衡放大器(图2E中未图示)。在一些例子中，+环路273和-环路272可以是中间抽头的。两个环路272、273的内径可近似1英寸，可以稍微大于两个接地平面271、274中的圆形空洞的内径。在一些实施例中，可以选择介电材料的厚度和介电常数、形成环路272、273的导电材料的宽度和厚度、接地平面271、274的间隔，等等，以致双环路270近似具有50欧姆的阻抗，以便匹配它将被耦接到的传输线路。按照这种方式，在一些例子中，双环路结构270的自谐振频率可高于200MHz。
仍然参见图2E，对于用作接收器124中的磁场传感器的双环路270，归因于两个环路272、273被耦接到的差分放大器的共模抑制，可以减少源于由环境EMI源或者附近的导体或磁性材料的运动引起的磁场的环境变化的、耦合到***100中的外部噪声。从而，使差分放大器耦接到当用作接收器124时的环路272、273可允许环路272、273的直径被减小，同时把输出信号电平保持在适合于对于远程处理单元104(例如，对其中一个或多个模-数转换器未直接位于头戴件106中的那些***来说)的传输的水平。在一些实施例中，放大器功率增益可近似为40dB。可容易地以小型封装的形式，从多个供应商获得为所关心的功率级提供40dB增益，在20MHz-200MHz频率范围内相移变化可忽略不计的低成本宽带宽放大器。
参见图2F，如上所述，用于平衡接收器124的双环路270具有作为磁场发生发送器120的类似应用。归因于双环路的绕组方向相反，构成发送器120的平衡法可导致传送的磁场中的噪声的共模消除，从而降低传送磁场中的否则可能由来自环境因素的静电或磁拾取引起的噪声。
仍然参见图2E和2F，在一些实施例中，可在不同的平面中，形成两个环路272、273，或者在其他实施例中，可利用同心的圆形带状线迹线，在同一平面中制备所述两个环路(从而减少在制备印刷电路板时所需的层数)。这种同心设计可用于发送器120和/或接收器124。
另外，参见图2A-2F任意之一，在其中不贴近发送器120或接收器124进行模-数转换的例子中，可向具有表面安装电阻器的印刷电路板增加电阻衰减器，以帮助减小通过其传送模拟信号的电缆中的发送器信号与接收器信号的交叉耦合，这有助于提高相位测量精度和稳定性。与笨重的独立模块化衰减器相比，板载衰减器可导致明显的尺寸减小和成本降低。另外，仍然继续其中不贴近发送器120或接收器124进行模-数转换的例子，仍然参见图2A-2F任意之一，可以设置一个或多个放大器，以放大来自发送器120和/或接收器124的信号，以便降低信号穿过到外部模-数转换器122、126的电缆的衰减。仍然继续其中不贴近发送器120或接收器124进行模-数转换的例子，由于图2E和2F中图解所示的“平衡”发送器和接收器终止于同轴线路的50欧姆特征阻抗中，因此发送器和接收器上的电压可与相应发送器和接收器上的电流同相。
现在参见图3，备选设计可在与环路250相同的印刷电路板上包含放大器256。在与环路250(例如用作接收器124)相同的印刷电路板上包含放大器256有助于增大信噪比，这对其中远离头戴件106进行模-数转换的实施例来说可能特别有益。在其中在环路250附近进行信号的模-数转换的实施例中，也可使用放大器256。如上所述，在所述印刷电路板上，在环路250和放大器256之间，也可包含平衡-不平衡变压器，这有助于使线圈按“平衡”模式工作。在平衡模式下，容性耦合电磁干扰拾取或者信号电平的运动诱导波动可被减小或消除，因为它们一般同样地耦合到平衡差分信号的负极引线和正极引线中。
初始化：消除固定相位误差的空气扫描(Air-Scan)
如上所述，在一些例子中，诊断***100可被初始化，以便单独校准发送器120，单独校准接收器124，相互地以及与其他关联电子器件地校准发送器120和接收器124，等等。例如，在初始化期间，可检测从发送器120和接收器124起的信号路径中的引线长度和放大器时间延迟的变化，并在信号处理期间，从信号中消除所述变化，以便避免数据中的固定偏移误差。另外，可以检测单匝环路250中的(实测)电压和电流之间的任何相移。
在一个实施例中，初始化可以是其中发送器120和接收器124之间只有空气地布置发送器120和接收器124的“空气扫描”，发送器120和接收器124被布置成分开，近似和如果它们被置于普通患者头上时一样。一旦被这样隔开，对于一系列的不同频率，收集相移数据(因为误差可能跨不同频率保持恒定，或者在不同频率之间各不相同)，随后在信号处理期间，收集的空气扫描值可被用于校正***100的任何相移误差(例如，通过从在***100工作期间获得的值中减去所述相移误差)。当模-数转换器122、126在靠近发送器120和接收器124的头戴件106中时，当模-数转换器122、126在头戴件106之外时，等等，可进行所述初始化。
驱动和采样信号的生成
如上所述，诊断***100在多个频率下，收集传送的时变磁场的相移数据，因为由各种组织类型和体液造成的相移可随着频率而变化。图1中例示的诊断***100可在处理单元104内，设置灵活的频率合成器100，不过在其他实施例中，频率合成器110可被设置在例如头戴件106中。在一些例子中，在约20MHz-200MHz(或者替换地约20MHz-300MHz，或者约10MHz-300MHz，或者许多其他适当范围任意之一)的范围内，该频率合成器110可具有最小1MHz的分辨率。可以利用标准数字锁相环技术，从单个稳定的晶体控制时钟振荡器得到可选频率。如上所述，合成器110的数字部分可在处理单元104中的FPGA 110之一中实现。合成器110可产生用于在发送器120中生成磁场的基本方波时钟信号，以及采样信号。在一些实施例中，采样信号可在频率方面稍微偏离磁场生成信号(例如，10KHz)。在一些实施例中，用于生成磁场的方波信号可被放大，以校正其电平，还可被滤波，以消除高阶谐波，并在一个或多个基频下获得低失真正弦波。
在其中利用诸如时域数据的FFT处理之类的频域技术计算相位的其他情况下，可能有利的是强调基频的谐波。对于这些实施例，可在基频合成器之后增加附加电路，以使方波或脉冲波形的上升时间或下降时间快得多，从而增大高阶谐波的相对振幅和数目。如前所述，本实施例允许具有RF的单个突发的频率“梳”的生成，利用傅里叶技术处理来自发射体和检测器的捕获时域数据对于“梳”中的每个频率，产生同时时间相关相差数据集。从多个频率的相位数据的这种同时捕获可获得把与患者大脑流体有关的期望信息，和运动伪像或会影响在不同时间测量每个频率的相位数据的频率的单独扫描的其他影响区分开的显著优点。在这种情况下，在不同时间对每个频率采样引入可能难以检测或消除的噪声。
由于用于生成磁场的信号一般是周期性的，因此可不必利用比所述信号的频率大许多倍的采样频率来从波形的单个周期捕获相位信息，在一些例子中，可改为采用欠采样技术。欠采样与现代无线电中使用的其中在电子器件的低得多的中频级(IF)中进行大部分的放大器增益和音频或视频信号解调的外差技术类似。事实上，欠采样允许***在更长的一段时间内收集相同或相似数目的样本点，而不干扰信号的相位信息。
使用欠采样可以消除对于否则为了从波形的单个周期捕获足够的相位样本以便精确测量相位角而可能所需的高速模-数转换器(所述高速模-数转换器昂贵，并且可涉及许多不同的有线连接)的需要。如果可以使用速度较低的模-数转换器，那么如上所述，贴近发送器120和接收器124环路250、270放置模-数转换器122、126在商业上和物理上可以是可行的。
于是，在一些实施例中，传送的磁场信号和/或接收的磁场信号可被欠采样(例如，每个周期一个样本或更少)，从而可利用在与一个周期相比长得多的时间间隔内获得的样本，捕获波形的平均记录。为了实现欠采样，可从公共时钟信号得到发送信号和采样信号，同时使采样信号从发射信号频率(或者子谐波频率)精确地偏移较小量。例如，如果所述偏移是例如从发送信号的第一谐波频率偏移10KHz，那么100毫秒的时间段之后的结果会是具有f/10000个单独样本的重复发送波形的一个周期的有效图像。对于100MHz的发送信号频率和100.010MHz的采样频率，发送波形的单个周期的10000个欠采样单独样本按360/10000或0.036°的分辨率隔开。作为对于欠采样的一种备选方案，也可以采用在模-数转换器122、126之前使用标准非线性混频技术的频率转换。
在其他例子中，磁场发生器信号的频率和采样信号的频率可另外地关联，下面参照频域信号处理技术，说明其一个例子。在其他例子中，采样频率可以相对恒定(例如，210MHz，而发生频率可宽范围地变动)。
传送和接收的模拟信号到数字数据的转换
在一些实施例中，可利用模拟信号处理技术，进行传送信号和接收信号之间的电子相移测量，而在其他例子中，可在如上所述，通过一个或多个模-数转换器122、126，把模拟数据转换成数字数据之后，进行相移测量。随后可处理数字波形，以获得有关的相移信息。处理数字数据而不是模拟数据可便利采样和平均波形的多个周期，以便例如减小随机噪声的影响，和借助适当的技术，甚至减小非随机周期噪声，比如在60Hz附近的频率下的AC线路拾取。另外，在减少波形数据中的噪声之后，存在可用于利用数字信号处理获得精确的相位测量的许多方法，比如关联法。
在这里说明的诊断***100的一些例子中，尽可能接近磁场的生成点和/或检测点地进行传送信号和接收信号两者的模-数转换。例如，利用集成地位于分别包含发送器120和接收器124的印刷电路的小型化单片模-数转换器122、126，可在头戴件106中进行模-数转换。在一个例子中，用于发送器120的模-数转换器122例如可差分地对发送器120的平衡输出端之间的电压采样。用于接收器124的模-数转换器126例如可被置于耦接到接收器124的宽带宽信号放大器的输出端处。通过把模-数转换器122、126设置在头戴件106上，而不是设置在远程处理单元104中(然而，在记载在本文中的其他实施例中，模-数转换器122、126可被设置在远程处理单元104中)，能够减小或消除与把模拟信号运送到模-数转换器122、126的电缆的运动、弯曲或环境变化相关联的相移的影响。可以减少或消除的其他误差源包括由在终端处的较小阻抗失配引起的与电缆长度相关的驻波谐振，和归因于波形失真，产生相位误差的互连电缆上的传送信号和接收信号之间的交叉耦合。为了在其中不贴近发送器120和接收器124设置模-数转换器122、126的实施例中实现相似的优点，可以利用单芯电缆把采样信号送到处理单元104中的发送器和接收器模-数转换器122、126，和/或在一些实施例中，在两个模-数转换器122、126之间，可以使用高质量半刚性电缆。
整体操作和流水线技术
再次参见图1，可对于传送磁场和接收磁场两者，捕获波形数据(在一些实施例中，所述波形数据可被欠采样)，捕获的波形可被至少部分实时(或者大体实时)处理。如这里所述，一个FPGA 112可在多个周期内，平均两个波形中的每一个的数据，以便降噪。另一个FPGA 114随后可利用平均后的波形数据，使用关联技术进行相移测量。在一些实施例中，可以使用流水线技术，以便为多个频率样本内的相位数据的收集，加速数据吞吐量。发送器120可在第一期望频率下，生成时变磁场，在所述第一频率下，可利用波形平均器FPGA 112，进行必需数目的波形平均。
在平均器FPGA 112从发送器120和接收器124收集并平均所有的样本数据点之后，它可把所述样本数据点传送给相移测量FPGA 114。在一些实施例中，在诊断患者体内的流体变化时，只使用单个发射频率，不过在其他实施例中，可以生成在期望的频谱范围内的多个不同的发射频率，并收集对应的数据。在具有多个发射频率的这些实施例中，关于第一发射频率的相位确定可在相移测量FPGA 114中进行(利用在第一发射频率期间获得的数据)，同时频率合成器FPGA 110使发送器120生成具有频谱扫描的第二期望频率的磁场，源自第二发射频率的波形数据由波形平均器FPGA 112平均(从而实现流水线操作)。在其他实施例中，可与记录第二个频率的多个样本大体同时地进行关于一个发射频率的波形平均。通常，可以使用许多不同种类的流水线技术(例如，大体同时地进行信号生成、采集和数据处理中的两个或更多个部分)。然而，在其他实施例中，可能不存在任何流水线技术，诊断***100可传送、收集、平均和处理与单个发射频率相关的所有数据，之后转移到第二个发射频率。
与是否使用流水线技术无关，利用期望的频谱扫描，可对任意数目的发射频率，重复使用不同发射频率的处理，也可在频谱扫描内，对一个或多个频率重复使用不同发射频率的处理。在一些例子中，计算的关于每个频率的相移可从相移测量FPGA 114被直接传送给膝上型计算机102。
信号处理-平均
由于发送器120和接收器124的尺寸较小，以及发送的磁场的功率较低(由于需要保护患者免于过度暴露在RF辐射之下，和需要使***100的电磁场辐射降至最小等，发送的磁场功率低)，与其较小的振幅相比，在发送器120和/或在接收器124处的实测磁场可具有较大量的噪声。所述噪声可包括放大器的输入热噪声、源于EMI拾取的背景噪声，等等。在一些实施例中，噪声可贡献相对于实际相移的相移测量结果的相当一部分。例如，1ml的流体变化可对应于0.3°的相移，从而，如果传送和接收信号中的噪声占预期相移的相当一部分，或者甚至超过预期相移，那么噪声会使数据不可接受。
为了减小噪声，在一些实施例中，记载在这里的诊断***100可对传送和接收磁场的多个周期采样(例如，10000个样本的许多倍，比如32000个样本)，并可对各个样本求平均，以便基本上减少随机噪声或过滤特定频率。在一些例子中，总的采样时间间隔可被延长到一个60Hz交流电源周期的近似整数倍，以便降低60Hz相关电磁干扰拾取的影响。如下所述，可以利用任何适当的平均技术，平均这些波形，包括在时域中把这些波形彼此相乘，以及其他频域平均技术。
现在参见图4，图中表示了波形平均器FPGA 112的简化逻辑图的一个实施例300。当然，在其他实施例中，可以采用定制电路来平均数据，所述定制电路可以位于头戴件106中，位于处理单元104中，位于膝上型计算机102中，或者位于另一个适当的位置。然而，图4图解说明可在波形平均器FPGA 112中实现的逻辑的一个例子，所述逻辑用于在传送的波形样本已被模-数转换器数字化后，平均传送的波形样本。相似的逻辑300可用于在接收的波形样本已被数字化之后，平均接收的波形样本。波形平均器FPGA 112的输入可以是来自模-数转换器的低压差分信令(LVDS)格式输入，以便减少模-数转换器与波形平均器FPGA 112之间所需的布线。在LVDS格式中，可利用下面说明的反串行化逻辑，首先把代表单个波形数据点的数字数据的每个字从串行数据转换成并行数据。
图4中图解所示的逻辑包括由来自模-数转换器的数据传送时钟计时的同步串入并出移位寄存器301。并行数据字随后被传送到存储器缓冲器302中，所述存储器缓冲器302具有足以应付为构成传送波形的一个完整周期所需的最大数目的各个波形样本的容量。当数据字离开寄存器301时，或者在存储器缓冲器302被完全填充之后，可以使用加法器303累计存储器缓冲器302中的所有波形样本之和。各个波形和存储器位置可具有能够不溢出地容纳对于所述和预期的最大数字的字长(用比特表示)。例如，12比特分辨率模-数转换器和4096波形和需要24比特存储器字长。在累计用于传送信号样本的波形存储器中的预定数目的波形之和(并且分别地，在波形平均器中类似地合计接收器信号样本)之后，关于两种波形的存储器内容被逐次传送给相移测量PFGA 114。在一些例子中，可不必除以被平均的波形的数目，因为在处理的下一个步骤中，只有平均后的波形中的数据点的相对大小可能是有关的。因此，也可从每个平均波形数据点中删除适当数目的最低有效位，而不会显著影响整个相移确定的精度。
信号处理-确定相移
现在参见图5，相移测量FPGA 114还可包含两个回转移位寄存器401、402、乘法器403和加法器404。它还可包括配置成计算各个传送和接收平均波形数据点与两个波形之间的可调相移的乘积之和的逻辑。该FPGA可用于找出所述乘积之和最接近于0，并且所述乘积之和与相移的关系曲线的斜率也为负之处的相移。
对于具有频率f和相移φ的两个正弦波的乘积，考虑下述三角恒等式：
Sin u sin v＝1/2[cos(u-v)-cos(u+v)]，其中u＝2πft+φ，且v＝2πft (式1)
＝1/2[cos(φ)-cos(2π(2F)t+(φ)] (式2)
该乘积的第一项是只取决于相移的DC项。第二项是在初始频率的一个完整周期内，平均为0的频率的两倍下的另一个正弦波。注意当相位角(φ)为+90°或-90°时，第一项(余弦波)也为0。此外，该乘积相对于变化的相位角的斜率(sin u sin v)/dφ在φ＝+90°时为负，而在φ＝-90°时为正。
通过迭代，FPGA可确定传送的波和接收的波最接近于+90°相移的noffset的值。考虑到noffset个样本和一个完整360°波形的nt个样本的偏移，随后利用下式计算相移：
相移＝90°+(noffset/nt)*360° (式3)
该确定的分辨率可能局限于样本的数目(分辨率＝360°/nt)。如果对所需的测量精度来说，该分辨率不够，那么可以利用插值，找出乘积项之和正好通过0之处的noffset的分数值。
关于相移测量的频域信号处理方法
如上所述(例如，参见关于一起平均和相乘各个波形，以获得相移数据的部分)，可在时域中进行来自发送器120和接收器124的实测的数字化磁场线的信号处理。然而，在其他实施例中，可利用例如快速傅里叶变换(FFT)，在频域中处理信号。
在傅里叶域分析的一个实施例中，以较高的分辨率(例如，14比特)，在例如约200MHz采样速率下，数字化来自发送器120和接收器124的信号。模-数转换器和数据捕获电子器件可被包含在较小的印刷电路组装封装中。捕获的数据可经由高速USB串行链路，被传送给膝上型计算机102。随后在膝上型计算机102上，可用频域处理代替时域处理，以计算波形之间的相移。
一旦数据在膝上型计算机102上，就可计算关于每个发送器和接收器时域波形的FFT(然而，在其他实施例中，可用贴近模-数转换器的FPGA或其他处理器，计算FFT)。作为结果的表示电阻和电抗频域数据的实数解和虚数解随后可从笛卡尔坐标被转换成极坐标，从而产生波形的幅度和相位的频域曲线图。对于所关注的频率，可从相位的频域曲线图中，获得各个波形的相位。如果基频偏离刻度，那么可以使用采样频率和传送的波场频率之间的差频。例如，210MHz的采样频率产生具有0-105MHz的频率范围的FFT，当传送的波场频率位于该范围内时，把基频用于相移测量。如果传送的波场频率在该范围的更高端中，例如，105MHz-315MHz，那么使用差频。
在计算了传送和接收的波场信号两者的FFT之后，随后可根据从变换后的发送器和接收器波形获得的相位值之差，计算所关心的特定频率的相移。注意当计算所述相移时，可能需要各个频率区域中的相位信息的某些符号反转。
为了使得可以对来自发送器120和接收器124的样本，计算FFT，可以确定用于采样和传送的波形的频率，以便允许相干采样，以致传送的波形和接收的波形都包含重复波形的整数的完整时间周期，对于各个波形收集的样本数为2的偶次方。实现相干采样的一种方法是选择发送器和接收器采样频率，以致prime1/ftransmit＝prime2/freceive。在一些实施例中，质数prime1和prime2以及样本的数目可以很大，从而减小信号频率的容许值之间的间隔(例如，调谐分辨率可近似1Hz)。这可利用数字频率合成技术(比如通过结合稳定的频率源与整数倍频器、整数分频器和锁相环的适当组合)来实现。
借助相干采样，相位计算的理论精度可只受时域波形的样本的数目和模-数转换器的数字分辨率限制。频域处理技术可固有地抑制直流噪声和低频噪声源，比如1/f噪声。相干采样的使用还减小谐波和互调产物频率分量位于用于计算相位的所关心频率之上的可能性。此外，利用FFT频域解来确定相位可提供与实测的传送磁场和接收磁场的幅度或振幅有关的信息。幅度值之比可用于确定传送磁场的衰减，它可用对数dB功率比单位表示。
时域中的备选信号处理
作为时域中的一种另外的备选信号处理技术，可借助一个或多个成本较低的模拟相位检测器，或者通过测量传送波场信号和接收波场信号的过零点之间的时间延迟，进行相移测量。例如，积分相位检测器电路可包括放大器，所述放大器通过修剪正弦波(例如，利用过高的增益)，把传送和接收的波场的正弦波转换成方波，随后利用模拟异或(XOR)门，比较来自发送器的修剪后的波/方波，和来自接收器的修剪后的波/方波，XOR门提供的脉冲宽度表示传送磁场和接收磁场之间的相移。
由运动引起的相位测量误差的减小
在造成相位测量误差的所有因素之中，许多都与运动相关-患者的运动、发送器120的移动、接收器124的移动、连接或传输电缆的弯曲，等等。例如，当磁场线穿过患者的头部时，患者和发送器120/接收器124之间的相对运动导致磁场线的路径长度和位置变化。当磁场线从发送器120传到接收器124时，在发送器120附近和/或在接收器124附近移动的导电或磁性物体也会改变磁场线的形状。
在一些实施例中，可以采用各种方法来减小可归因于患者移动的伪像。这些算法例如可以检测依据其变化速率或其他特性，确定不可能是生物变化的结果的所关心频谱(例如，从约30MHz到300MHz，或者从约20MHz到200MHz)内的差分相移数据的统计变化。这种阈值类方法从而可被用于消除由除真实的生物变化外的手段破坏的数据。
再例如，通过检查从FFT处理的幅值部分获得的衰减数据在频谱内变化的方式，可在各种算法中利用所述衰减数据，以帮助相移数据中的运动伪像的检测和校正。
又例如，另外或另一方面，可以利用电子加速计来检测发送器120、接收器124、患者或传输电缆中的一个或多个的运动。在一些例子中，加速计可以耦接到和发送器或接收器相同的印刷电路板(例如，利用MEMS类加速计)。
除了检测高于阈值水平的任何运动之外，还可针对相对差，检查发送器/接收器加速计数据和患者加速计数据之间的关系。例如，在患者和发送器/接收器两者中感测的小幅度变化可能不太重要。一些患者运动几乎始终存在(例如，因为即使昏迷的患者也会呼吸)。然而，更大或不相关的加速计读数可用于触发数据拒绝或校正。因为在患者附近的完全无关的物体的独立运动也会在数据中造成运动伪像，从而仍然需要某些类型的基于相位数据的统计分析的运动检测和校正。
警示临床医生的医疗诊断方法
这里记载的***100可用于测量由例如患者的头部内的流体含量(“颅内流体”)的变化引起的相移的变化，等等。可以采用各种方法来分析相位数据，并判定流体变化是否表示使临床医生用户麻烦的组织变化。例如，当患者首次到达医院时，可以记录在一个或多个频率下，从置于患者头部一侧的发送器120发送的磁场，和在置于患者头部的另一侧的接收器124处接收的磁场之间的相移的基准读数。随后，临床医生可以跟踪在后续扫描中出现的实测相移的任何显著变化，并判断趋势，以帮助理解患者的临床状况，某些阈值、模式或趋势可触发警示。可以采用和优化许多方法，以向临床医生提供最有用的流体变化信息。例如，如果相位移动超过一定度数，那么***可发出声音报警，以警示临床医生患者可能具有临床上显著的出血或水肿。对于某些状况，有益的是如果相移的变化速率超过阈值，那么警示临床医生。
如在例如美国专利No.7,638,341中所述，不同频率下的相移会随着不同的流体变化而变化，该专利通过引用整体包含在本文中以用于所有目的。相移的某些模式可与某些临床状况关联。例如，相位角在一个频率下增大，同时在不同的频率下减小可表明诸如出血或水肿之类的状况。利用不同频率下的相移的比率可提供关于流体的种类和流体正在如何变化的附加信息。例如，第一频率下的相移和第二频率下的相移之比可以是评估血含量或者把水肿与出血或其他流体变化区分开的良好参数。例如，盐水的相移频率响应可不同于血液的相移频率响应，从而使临床医生可以分别识别患者脑腔中的血液和盐水含量的变化。在一些情况下，水的数量的变化可能对相移的影响相对小，不过离子溶液中的电解质的浓度可能具有更显著的影响。
相移模式也可是时间相关的。一种假设的临床状况可用相移持续一段时间增大，随后稳定，之后在另一段时间之后回到基准值来表征。诸如类似起床、用餐、抽血或者与探视者谈话的患者活动之类的噪声因素会导致相移读数从基准值变化。通过检查与不同活动关联的模式，可以将临床上有意义的流体变化和噪声区分开来。
通过利用各个频率下的相移和/或衰减数据的组合，在各个实施例中，这些相移和/或衰减的比例或其他函数和/或基于时间的方法都可被组合和优化，以向临床医生提供关于组织和/或流体变化的一系列有用信息。临床医生随后可通过利用更具体的诊断技术(比如医学成像来诊断临床问题)对所述组织变化作出反应。
在一些情况下，响应流体和/或组织变化信息，可以改变治疗方法。例如，记载在本文中的诊断***可监测依靠血液稀释剂来溶解脑动脉中的凝块的患者体内的流体变化。如果***检测到脑出血，那么可减少或者停用血液稀释剂，以帮助控制出血，或者可以进行诸如血管手术之类的其他干预，以停止出血。再例如，开始遭受脑水肿的患者可经历医疗干预，以控制或减小水肿，或者可经历外科手术，以排出流体，或者甚至进行偏侧颅骨切除术，以降低由水肿引起的脑内压。
在一些情况下，临床医生可通过检查来自诊断***的反馈实际上是什么，利用流体变化信息来管理药物剂量。例如，如果使用甘露醇，通过把水从大脑中吸出来降低脑内压，那么治疗临床医生可利用记载在本文中的诊断***，以便接收关于响应所述药物，患者大脑中的水是如何变化的反馈。
类似地，当响应来自记载在本文中的诊断***的反馈，控制剂量时，可更有效地控制用于血压管理的药物、电解质浓度和其他参数。例如，利用静脉高渗或低渗盐水溶液，可控制脑钠浓度。离子浓度的变化可被检测为一个或多个频率下的相位角的漂移，或者相位角的漂移的某种函数。这种信息可被用作给临床医生的反馈，以便更好地管理患者。
另外的实施例
用于监测颅内/大脑流体的VIPS***的一个实施例把所有的电子器件收纳在头戴件129中。可类似头盔或安全帽地构成头戴件129。射频振荡器可被放置在一个或多个发射体120/124附近，可能在同一印刷电路板上。一个振荡器可生成发送器信号，另一个振荡器可用于生成采样信号。如下所述，可以使用多个发送器或接收器，理想的是具有用于不同发送器的不同振荡器。于是，可以使用多个振荡器。在另一个实施例中，可类似一副眼镜地构成头戴件129。这种实施例的一个优点在于可以更好地控制位置，因为设备会被机械架在鼻子和两只耳朵上，使得能够天线位置可重复性良好地摘下和替换设备。天线可被放在眼镜的镜脚上，刚好在耳朵上方和之前，提供近似在大脑的中央处的位置。在耳朵附近的天线布置具有接近机械参考点的特征，于是提供良好的位置可重复性。
在一些实施例中，可使用多个发送器，发射彼此偏移的频率。例如，可以使用3个发送器天线，每个天线可发射与其他频率相差几KHz的频率。所有3个振荡器的频率应来源于同一稳定基准振荡器，通过利用数字锁相环合成技术，减小由各不相同的振荡器的热频率漂移和相位噪声的差异引起的相位误差。每个发送器具有稍微不同的频率的一个优点在于例如通过利用快速傅里叶变换(FFT)，***随后可识别和分离出从每个发送器产生的信号。利用这种技术，可简单地同时使所有发送器通电，利用相同的极短时间间隔的传送和接收波形的FFT，可同时确定各个发送器/接收器组合的所有接收相位信息。该信息可允许***解析组织内的流体变化的位置，还允许区分由患者的运动、组织流体流动或者天线的运动或由于环境中的运动物体产生的场运动导致的相位变化。例如，这样的***可用于具体识别患者大脑内的血肿的位置或者局部缺血量。
对于医疗应用，理想的是在工业、科学和医学无线电频段(这里称为“ISM频段”)内传送信号。然而，理想的是把***设计成在该频段之外进行传送，以便减少暴露在来自在ISM频段中工作的其他设备的更多环境射频噪声中。
为了改善***对环境射频噪声的鲁棒性，***可在振荡器未传送任何信号的时间段内，检测环境射频噪声。如果某些频率下的噪声过高，那么***可移至在不同的频率下生成信号，从而改善信噪比。在一些应用中，理想的是利用扩展频谱技术来测量相位，以便把电磁干扰频率散布在更宽的频率范围内，从而改善信噪比。为了便利改变频率，可在设备中安装多个晶体，***可在晶体间进行选择，以便于可在给定噪声环境下，选择最适当的频率。或者，数字RF频率合成器可具有足够的带宽和分辨率，以便利来自单个基准晶体振荡器的新频率的快速频率合成。如果需要，那么可对基准晶体振荡器进行炉稳定化(ovenstabilized)，以进一步减小源于温度漂移的相位误差。
当生成信号时，可以采用各种波形。方波在基频的谐波处提供更大的功率。正弦波和失真的方波可用于把更多的射频功率推入更高频率中，或者在各个谐波频率下提供功率。或者为了不同频率下的附加功率，基础频率和更高的频率可被加在一起。对于用于模-数转换的样本信号，还可能需要单独的RF频率。为了相位测量中的分辨率足够，采样频率的所需分辨率也可很高，以允许相干采样。数字频率合成器可利用锁相环稳定的倍频器和分频器的各种组合，以实现为相干采样所需的高分辨率，同时还生成多个发送器的稍微偏移的频率。需要具有高增益和良好相位稳定性的接收器放大器。在一个实施例中，使用增益约40dB的放大。在一些实施例中，接收器放大器可以采用两个或更多个增益级，例如，天线上的20dB，和模-数转换板上的另外的20dB。
连同适合于把信号放大到最佳电平的任何放大器一起，模-数转换器与发送器和接收器天线也可包含在同一印刷电路板上。
借助各种高速电缆连接和协议，数据可从头盔被传送给控制台。利用金属电缆会通过改变磁场的形状，引入误差源。为了避免该问题，作为金属电缆的替换物，可以使用光纤缆线。
借助无线协议，比如蓝牙、WiFi、无线、或其他适当的协议，数据可从患者头戴式装置或头盔被无线传送给控制台。传送的数据可以是时域数据，或者头戴件中的处理器可进行FFT，作为结果的数字数据随后可被无线发送给控制台。借助FFT，在频域中发送数据的主要优点在于数据量的减小，导致需要的数据传输速率较低。FFT可由诸如硬连线的、以便在头盔内进行FFT的现场可编程门阵列(FPGA)之类的处理元件进行。或者，其他种类的微处理器(包括通用微处理器)可用于进行FFT。由于所有的这些电子器件都安装在头盔或其他头戴件129中，因此在一些实施例中，有利的是使各个组件的尺寸和电力消耗降至最小。为了进一步减少对与控制台的电缆连接的需要，头盔中可包括基于轻便的可再充电电池的电源***。
在一个实施例中，***被设计成每秒连续或者断断续续地获得多个样本，以致数据可被分析，以测量患者的心率，或者提供其它有用信息。这种技术可帮助区分动脉血量测量和静脉血量测量，非常类似在脉搏血氧测定中使用的技术。在另一个实施例中，***可被配置成与EKG、脉搏血氧测定或其他心脏信号同步。这可提供用于与心搏周期的特定部分同时地测量动脉和静脉血量的非常精确的定时触发。使VIPS读数与外部心脏信号同步允许相对于心律的欠采样，使VIPS读数可被隔开数秒。通过比较在心搏周期的不同部分处的VIPS读数，可以处理一系列的VIPS读数，以重构与心律相关的流体成分变化，从而揭示大脑内的整体灌注(global perfusion)的度量。
下面讨论使VIPS读数与心脏信号同步的例证***。应明白，图7的实施例实质上可用任意类型的检测患者体内的变化的生理传感器更改，而不应被局限于具体讨论的心脏信号。图7是用于检测和监视由患者的心搏周期引起的，或者随着患者的心搏周期出现的体液水平的***700的方框图。图7的***700可实质上类似于图1的***100。然而，在图7的实施例中，***700包括心脏模块701，心脏模块701可包括心搏周期传感器702和触发器704。心搏周期传感器702实质上可以是检测患者心脏的电活动的任何类型的传感器，或者传感器的组合。例如，心搏周期传感器702可被配置成检测心脏组织的极化和去极化。心搏周期传感器702还可与可把各种信号变换成心脏波形或其他期望形式的处理单元104、微处理器118或其他处理元件通信。在具体例子中，心脏传感器702可以是检测患者体内的压力的变化，以检测心搏周期的特性的压力传感器。在另一个例子中，心脏传感器702可以是感测声音的变化，以检测心脏***的特性的声传感器。心搏周期传感器702可以与头戴件106一体地形成，或者可以是与头戴件106分离的组件。
触发器704实质上可以是可接收和/或传送信号的任何种类的设备。触发器704可以与心脏传感器702电通信，可被配置成向处理单元104和/或头戴式装置106传送信号，比如红外脉冲(开放空间或光纤)、射频脉冲、和/或基于射频数字通信的定时脉冲。
使用图7的***700，可用触发器704无线或有线地触发VIPS测量。例如，根据特定心脏事件(例如，脉搏血氧测量)或其他心脏信号的检测，触发器704可向处理单元104指示启动VIPS读取，以致可在心搏周期的特定部分处检测和收集数据。在这个例子中，VIPS检测可以基于心脏事件。然而，在其他实施例中，心脏传感器702上的检测天线或配线可能对VIPS无线电发射频率敏感，可被配置成由VIPS启动，以便捕获EKG记录内的每个VIPS数据采集脉冲的瞬间(确保VIPS数据与心搏周期数据的非常精确关联的增强和/或备选手段)。
随着每次心跳，大脑中的动脉血量、静脉血量和脑脊液量波动，利用VIPS监测检测的这些变化可产生有价值的诊断信息。在一个实施例中，***被设计成每秒连续或者断断续续地获得多个样本，以致数据可被分析，以测量患者的心率。在另一个实施例中，***可被配置成由EKG、脉搏血氧测定或其他心脏信号触发，从而与它们同步。这可提供用于在心搏周期的一个或多个特定部分处测量流体状况(包括动脉血量、静脉血量和脑脊液量)的非常精确的定时触发。这种技术可帮助区分动脉血量测量和静脉血量测量，非常类似在脉搏血氧测定中使用的技术。
在另一个实施例中，VIPS测量不被触发以与EKG或其他外部心脏信号同步，但是被精度足够地加以时间标记，以把各个VIPS测量分配给心搏周期的在其之内收集到该VIPS测量的部分。通过利用同步采集或者利用后续分析，比较在心搏周期的不同部分处的VIPS读数，可以处理一系列的VIPS读数，从而重构与心搏周期相关联的流体成分变化。VIPS测量的这种分析可揭示大脑内的整体灌注的度量，以及对于状况(比如分流失效(后面在说明书中详细说明))的诊断来说有价值的信息。这些方法(使VIPS读数与外部心脏信号同步，或者与外部心脏信号的基于时间的关联)允许相对于心律的欠采样，以致各个VIPS读数甚至可被隔开许多秒，同时仍然提供与和心搏周期关联的流体波动有关的有价值信息。其他例子包括与通气信号(比如二氧化碳浓度监测信号)同步(或者隔离不规则性)。
可把各种信号处理分析技术(包括频域方法，比如离散傅里叶变换(DFT)和快速傅里叶变换(FFT)分析)应用于VIPS测量，以揭示源于患者的心率的大脑流体中的振荡的频率分布。这些技术可以单独或组合地应用于多个无线电频率的实测VIPS相位和/或幅度数据。分析的有用组合包括利用VIPS相位和振幅数据的加权组合来创建与血量、脑脊液、水肿或其他相关的流体特性相互关联的指标的理论和经验推导公式。当外部心脏信号可供关联之用时，心搏周期的周期和频率被提供，并且可以与处理方法一起使用，比如把平均值、中值或者其他统计量应用于在心搏周期的各个被测部分处的VIPS测量，随后计算分箱(bin)之间的差异，以确定与心搏周期关联的流体变化的幅度。
在另一个实施例中，***被设计成每秒获得多个样本，并被配置成生成与由每个动脉搏动引起的颅内血量的变化的幅度对应的信号。在颅内压(ICP)测量领域众所周知的是由于引起的颅内血量的变化，ICP在心搏周期的心脏舒张期内增大，在心脏收缩期内降低。于是，利用ICP监测器，可以生成体积描记图，体积描记图近似地图示当颅内血量在重复的心搏周期内波动时，颅内血量随时间的变化。
在具有头颅开孔(例如脑室内导管)的患者中，由心脏搏动引起的ICP变化的振幅被显著抑制。这是因为随着流体来回通过导管，压力脉冲被减轻。在带有在慢性脑积水患者中常用的脑室内分流管的患者中，出现ICP体积描记图的相同抑制。当分流管正常工作时，脑脊液会在分流导管中来回移动，抑制心搏周期内的ICP漂移。然而，当分流管被阻塞或者以其他方式失灵时，在心搏周期期间，流体不能移动，从而ICP变化的振幅增大。本发明可被配置成监测在心搏周期内发生的血量和脑脊液量的变化，从而检测分流管阻塞或失灵。
一旦生成体积描记图，就存在可利用该信息来帮助诊断患者的状况的各种方式。例如，在心脏压力/容积脉搏的峰值之后，波形的后续部分表示其间流体量恢复到基准值的恢复期。从所述峰值到心搏周期中的另一个后续点所用的时间可提供关于颅内顺应性或颅内压的信息。它可帮助识别脑室内分流管性能或故障的具体特性。可以形成在沿着心搏周期的各个时间点处的体积描记图的振幅的比率、差分和其他数学关系，以指示各种临床状况和生理参数。
在心肺复苏(CPR)的施行期间，需要提供关于心脏按压的有效性的反馈。目前，存在能够测量与心脏按压关联并且引起血量变化的位移距离的设备。然而，这些设备不直接测量按压在促使血液流向大脑(这是CPR的主要目的)方面的有效性。本发明可被应用于经历CPR的患者的头部，可以产生直接读数，以检测在CPR期间大脑中的血量的变化幅度。在本发明的这个实施例中，通过关于血量随着每次心脏按压的实际变化，向CPR施行者提供直接反馈，能够监测和改善CPR的有效性。
除了利用VIPS技术产生颅内流体变化的体积描记图之外，也可利用其他技术，实现本发明。例如，利用近红外光谱技术(NIRS)，或者通过测量各种波长下的光的吸收，可产生体积描记图。例如，脉搏血氧测定设备一般利用两种波长的光，并对心脏搏动期间这些波长的吸收快速采样，从而创建体积描记图。这也可利用一种波长实现。这种光吸收技术可应用于大脑，产生可用于评价分流管失灵的体积描记图。体积描记术领域的技术人员会认识到颅内流体的体积描记图可利用各种技术创建，本发明不限于产生体积描记图的任何特定技术手段。
在ICP监测领域，有经验的神经病学家和其他专家能够检查ICP曲线图的形状，识别重要的临床状况。借助高采样速率，利用本发明产生的体积描记图能够产生类似的曲线，可向临床医师提供类似的诊断信息，而不需要侵入式ICP探针。关于动脉和静脉血流和血量、颅内顺应性、水肿、CSF体积和脉动的信息都可从高分辨率体积描记图获得。在一些情况下，可能有用的是结合VIPS体积描记图和ICP监测器，以便更好地了解患者的临床状况，尤其是当需要关于多种不同流体的信息时。这种技术也可用于把颅内顺应性通知临床医生。
在另一个实施例中，通过检查随着时间的过去或者响应外部刺激(比如瓦尔萨尔瓦动作、颈静脉压迫、脑脊液注射或抽取(如同脊椎抽液一样)、强力呼吸、肺换气不足、或者患者位置的改变)一种或多种颅内流体的体积的变化，可以完成颅内顺应性的检测。初始刺激之后的恢复也可以是颅内顺应性和自身调节的指示。本发明可以结合ICP监测器使用，以确定压力和体积之间的关系，于是提供关于颅内流体顺应性和自身调节的信息。本设备可以与其他监测技术(比如(但不限于)ECG、EEG、脉搏血氧测定、超声波、经颅多普勒和/或红外光谱学)结合，以使颅内流体量与对诊断、控制或治疗疾病可能有用的其他生理参数相互关联。
在另一个实施例中，本设备可用于检测CSF渗漏。例如，可利用本设备监测有CSF渗漏风险的患者，比如经历硬膜外麻醉手术的患者，并且当存在CSF体积的变化时，该设备可警示治疗医生。由于目前没有办法在脊髓麻醉或硬膜外麻醉期间或之后，直接检测CSF渗漏，因此在渗漏的征兆在数小时或数天之后变得明显之前，麻醉医生一般都会离开。由于在紧接的术后恢复期间，多数患者仍然处于卧位，因此在术后康复，当他们站起来时之前，他们通常不会经受任何神经症状。由于颅骨内的CSF的耗损，大脑会因重力和由足量CSF提供的正常浮力的缺失而下垂。通常猜测这种下垂引起对于向大脑供血的某些血管的压力，导致严重的头痛，通常称为“脊柱性头痛”。对于作为意外硬脑膜刺穿的结果的这种CSF渗漏的一种常见治疗是在刺孔附近，把患者的自体血液注入硬膜外腔中。这被称为血补丁。其他治疗涉及把盐水或其他流体注入硬膜外腔中，或者硬膜撕裂的手术修补。通过适当应用本设备，可以构思出一种新的治疗患者的方法，包括以下步骤：把颅内流体监测器应用于经历可能导致CSF渗漏的手术的患者，检测CSF渗漏，在同一手术时间内，修补所述渗漏。这种方法的变化可包括利用颅内流体监测器，检测患者体内的CSF渗漏，以及作为渗漏检测的结果，修补所述渗漏。或者，在可能导致CSF渗漏的手术之前，可进行患者的颅内CSF体积的测量，以及在手术期间或之后，可进行颅内CSF体积的第二次测量，以及如果检测到显著的减小，那么在手术结束之前，可以进行修补。或者，第二次测量可在手术之后的任何时候进行，以及在渗漏的检测之后，可以进行修补。
在本发明的另一个实施例中，体积描记术被用于检测呼吸频率和呼吸量、心率或者******功能。例如，可以这样设计传感器，以致它们可按照检测由呼吸循环引起的胸廓移动的程度的方式，附着到人体躯干上。传感器也可被集成到臂带、耳机或表带中，以监测下面的组织中的血量的变化，随后借助数学变换，可使所述血量的变化与心搏周期和呼吸循环联系起来。附着于***根部的传感器可测量与***反应关联的体积变化。
按照一个实施例，VIPS***的控制台可包括带有显示器的定制电子设备。或者，可以使用膝上型计算机或平板电脑，比如iPad。利用这些现成计算机之一的优点是具有已集成的无线通信能力，包括蓝牙或WiFi。不过，也可以使用由现成或定制组件构成的定制控制台。
为了检测大脑中的流体的不对称(或其他对称或非对称特性)，可在关键地方设置多个发送器和接收器。可以这样设置发送器和接收器，以致发送器使信号透过患者的块状组织的不同部分，接收器通常位于与发送器相对之处，以便接收透过组织的信号。例如，单个发送器(或接收器)可位于患者的前额或附近，两个接收器(或发送器)在空间上相互隔开，且可位于头的任一侧，优选朝后，以致时变磁场传播通过每个大脑半球，或者在两个发送器的情况下，每个时变磁场唯一地偏向大脑的不同侧传播。在这个例子中，接收器接收的磁场(或者在使用两个发送器的情况下，单个发送器接收的两个磁场)将实质上透过整个组织样本的不同部分(例如，第一部分和第二部分)。取决于发送器/接收器的方向，在组织部分中可能存在一些交叠，不过发送器通常被布置成使信号透过整个块状组织的各离散部分。
继续该例子，两个接收器和一个发送器之间或者一个接收器和两个发送器之间的不均匀信号可以是在一侧存在中风或出血的指示。这是有益的，因为多数脑损伤并不直接位于大脑的中央。从而，检测不对称性会是损伤的指示。为了识别从各个发送器发送的信号，信号可包括作为标识符的传输特性，比如同步脉冲、振幅或频率调制，和/或每个发送器可在不同的基频或者一系列不同的频率下传送信号。例如，从第一发送器发送的信号可具有与从第二发送器发送的信号不同的频率。再例如，与从第二发送器发送的信号相比，从第一发送器发送的信号可在时间方面被偏移。再例如，每个信号或信号之一可包括与发射该信号的特定发送器对应的一点数据(例如，振幅值等)。
可允许单个天线或线圈在不同时候充当发送器或接收器，从而形成收发器。可以实现开关，以把天线从作为接收器切换成作为发送器，反之亦然。例如，可以使用砷化镓FET或PIN二极管开关。或者，两个同心环形天线可以位于同一印刷电路板或其他基板上。
在测量相移时，一些电子组件可能对温度变化敏感。为了使温度引起的变化的影响降至最小，理想的是把从发送器到模-数转换器的电缆设计成与从接收器起的电缆长度相同。呈电阻器、电容器和电感器的串/并网络形式的补偿电阻或电抗的添加也可使温度的影响降至最小。此外，可以利用加热器或热电冷却器以及热绝缘，使固有地对温度敏感的放大器或其他组件温度稳定。
为了减小发射天线与输送RF发射信号的电缆的失配的影响，可以利用定向耦合器消除电缆反射，并提供可用于模-数转换的发射信号的纯净样本。
为了减小***对在天线附近或者磁场中的人或其他物体的移动的敏感性，使磁场对准某一方向的天线的屏蔽可能是有益的。由铁氧体、其他磁性材料或电导体形成的各种场整形无源设备可以与天线结合，以最佳地匹配场分布和人类脑腔。
算法
如上所述，VIPS设备可在许多频率下捕获电气性质数据。所述数据可包括发射体和检测器之间的电压或电流信号的相移和衰减的测量。在一些实施例中，存在多个发射体和检测器之间的相移或衰减的测量。
不同的生物组织具有变化的电气性质，从而引起不同的相移和衰减。通过检查电气性质变化(例如，相移)的频率响应，能够分别检查各种流体中的每种流体的体积变化。由于头骨是刚性的封闭体积，因此不同流体(比如血液、细胞内液、细胞外液和脑脊液)的体积的变化相互影响，因为总的流体体积必须保持基本恒定。颅内压和颅内流体量之间的基本关系在两个世纪多之前，由Monro和Kellie教授首先公布。Monro和Kellie建立了由于头骨实质上是刚性的封闭体积，因此为了使动脉血可以流入头颅中，需要使静脉血流出头颅的学说。这种现象也适用于其他颅内流体。
可以产生各种算法来可靠地检测颅内流体的变化。对于某些流体，根据在某些频率下的相移、衰减或其他电气参数，可以导出各种公式。可根据经验导出一种与颅内血量强相关的公式B(p(fl),a(f2))。在本例中，公式B是在特定频率(f1)下的相移(p)和在相同频率或另一个频率(f2)下的衰减(a)的函数。在活着的患者或动物体内，当血量增大时，预期脑脊液的量会减小。于是，如果我们得出关于脑脊液的公式，并把其称为C，那么比率B/C的增大可能是静脉血汇集或者颅内出血的良好指示。再例如，公知当形成脑水肿时，增大的细胞内和细胞外流体量把一些颅内血液挤出头骨外。于是，如果我们得出关于细胞液的公式，并把其称为CF，那么比率CF/B可用作量化水肿的指标。利用比率公式可特别有益于约去会影响分子和分母两者的噪声因子。
进一步借助这种一般方法，本领域的普通技术人员可形成许多这样的算法，所述算法利用与一种或多种特定颅内流体和/或所述流体在大脑半球中的位置强相关的公式。两种或更多种流体之间的关系可用可包括比率、乘积、和、差、或者各种其他数学关系的数学公式表示。
本发明可用于诊断诸如脑出血或水肿之类的状况。不过，本发明也可用于帮助控制对于这些状况中的一些状况的治疗的施行。例如，所述设备可用于测量脑组织中的细胞液。在危险水肿的情况下，医师通常会采用静脉注射药物，比如甘露醇和高渗盐水溶液，以从大脑中吸出水。如果未恰当并且剂量正确地用药，那么这些药物会是危险的。对治疗医师来说，有益的是知道从脑组织中除去了多少流体。于是，诸如记载在本文中的设备之类的设备的使用，具有作为提供减少颅内流体量的治疗的反馈的手段的效用。另一个例子是使用这样的设备提供颅内血量的测量，作为用于给予改变血压和流率、有时用于治疗脑损伤患者的药物的反馈。其中可以使用颅内流体测量结果作为反馈的其他例子包括：跑马拉松之类剧烈运动期间的水合；剧烈运动期间的钠浓度；或者治疗钠的水平不适当的患者。
尽管这里使用的例子集中于颅内流体，不过使用能够区分不同种类的流体的设备的算法和治疗方法也可用在其他医学领域中。诸如如上所述之类的算法和反馈技术可用于可靠地测量身体的其他部分中的不同种类流体的比率。例如，检查累积在充血性心力衰竭患者的肺组织内的流体可被理解为相同区域中的肺液与血液之比的变化。可以细胞外液与血或肌肉组织量之比的形式，测量常常出现在乳癌手术后患者的手臂中的淋巴水肿。利用如上所述的反馈，能够测定对于患者的影响组织流体量的治疗(比如用于淋巴水肿患者的紧身服装，或者用于充血性心力衰竭患者的利尿剂)的投配量。
临床应用
在血液透析期间，从患者的血管抽出血液，包括钠和尿素的物质被滤出。血脑屏障阻止这些较大的分子(称为渗透物质)很快离开大脑。这建立浓度梯度，所述浓度梯度提供越过血脑屏障，把水吸入大脑中的渗透压，导致脑水肿。在极端情况下，这种脑水肿造成称为透析失衡综合症的状况，可能严重到足以导致脑功能的退化，或者甚至造成永久脑损伤。部分由于该原因，透析是在延长的一段时间(一般约4小时)内进行的。相信许多患者能够经受更迅速的透析方案，但是难以确认哪些患者可忍受更快的速率。通过在透析期间，监测颅内流体，记载在本文中的VIPS***可允许新的透析方案。该方法的步骤涉及在开始透析之前，把流体监测器放置在患者身上，以较快的速率开始透析，和检查脑水肿的迹象。当水肿发展时，可响应流体读数，使透析减速，从而根据患者忍耐透析的能力，对每个患者定制透析速率。
对于钠失衡患者，记载在本文中的VIPS***可用于检测可能导致诸如血钠过多和血钠过低之类状况的钠水平的变化。在怀疑有这种状况的患者中，可以部署所述***，以检测和诊断所述状况，或者帮助临床医生治疗患者，以通过在流体的供给或药物治疗期间提供实时反馈，校正患者的钠平衡。
在心脏手术期间，存在向大脑供血不足的风险。这可能是栓塞或者循环不足或者到大脑的血压较低的结果。讨论该问题的一篇论文是Sun等的“Silent Brain InjuryAfter Cardiac Surgery:A Review”(journal of the American College ofCardiology,2012)。流体监测器可检测大脑中的血量的减少，从而可检测脑组织中的局部缺血。从而，一种新的监测技术可涉及在开始心脏手术时，把流体监测器(比如记载在本文中的***)放置在患者身上，然后在手术期间，监测患者。在所述设备检测到大脑局部缺血或者大脑中的血量减少的情况下，可警示医师，从而医师可尝试通过各种临床手段，纠正该问题。
VIPS设备可被配置成非侵入地监测颅内压。在神经病学领域众所周知的是当身体自身的颅内流体控制***正确调节颅内流体时，颅内压和体积近似线性相关。在临床研究中，已确定VIPS设备能够检测与压力变化成比例的流体转移。
在胃肠道(G.I.tract)中，尤其是新生儿中，存在检测局部缺血的需要。记载在本文中的VIPS***可用于连续监测地，或者即刻测量地检测局部缺血。
车祸受害者头部损伤、橄榄球运动员头部损伤、军人头部损伤和其他种类的头部损伤的预防和检测是迫切的需要。橄榄球头盔中已增加加速计，以监测归因于碰撞的加速度，诸如Nike,Inc.之类的公司已把加速度检测器结合到帽子中。不过，加速计最多是帮助确定头部损伤的可能性的间接方式。导致脑震荡或脑损伤的是头骨内的大脑响应外部加速力的移动。VIPS也可被添加到头盔、帽子、头带中，或者直接贴在头上，可以检测碰撞期间，头骨内的大脑的移动。可代替加速计使用VIPS，不过如果结合加速计一起使用，那么会最有效。与只用加速计相比，利用VIPS监测头骨内的大脑移动可提供大脑损伤的可能性的更好度量。橄榄球是一种应用。碰撞测试是另一种应用。车辆安全方面的研究可极大地受益于对碰撞过程中的大脑移动的更好了解(例如，带有利用VIPS监测的尸体的碰撞测试)。
脑震荡的检测是重要的，尤其是在运动损伤中。如果某人有脑震荡，那么在第一次脑震荡消退之前的第二次脑震荡会导致称为二次冲击综合症的非常严重的损伤(“secondimpact syndrome”，Bey&Ostick,West J Emerg Med.2009February；10(1):6-10)。尽管脑震荡及其对颅内流体的影响的科学研究仍在发展，不过，VIPS可用于检测颅内肿胀、充血、静脉血汇集、出血、局部缺血、血液流率变化、或者影响组织的生物阻抗的其他生物变化的早期阶段。借助VIPS设备，可在比赛之前，或在某个其他基准时间，获得读数，可以比较在可能的损伤事件之后的读数和基准值，以确定损伤的有无或程度。
利用记载在本文中的VIPS***，可以监测各种其他医疗状况。外周性水肿可由各种医疗状况造成。在充血性心力衰竭患者之间，脚和腿中的肿胀是常见的。在乳癌手术之后，当患者形成淋巴水肿时，手臂中的肿胀是常见的。术后在四肢或身体的其他部位中，肿胀是常见的。在一些种类的手术中，存在有局部缺血、水肿或静脉血汇集风险的一片组织。在受伤后，当归因于间隔室(比如手臂、腿或者身体内的任何封闭空间)内的压力增大，流向肌肉和神经的血液不足时，会导致间隔室综合症。当前设备利用包含针的微创设备刺入所述组织中，获得压力的读数，测量间隔室综合症压力(“accuracy in the measurement ofcompartment pressures:a comparison of three commonly used devices”，Boody&Wongworawat,J Bone Joint Surg Am.2005Nov；87(ll):2415-22)。充血性心力衰竭或其他状况的患者在其肺或胸腔中，可能存在流体的累积。记载在本文中的VIPS设备可用于监测归因于这些或其他状况任意之一，与四肢和身体的其他部位的肿胀、血流、灌注和/或其他流体特性有关的变化。可以获得基准读数，后续测量结果可以与所述基准读数比较，以监视和检测例如组织的肿胀或灌注的变化。肿胀的连接监测可为医学治疗提供控制水肿、血流或其他临床参数的反馈。
脱水可以是威胁生命的医学状况，可能在体育活动(比如马拉松赛跑)中和具有各种医学状况的患者中出现。记载在本文中的VIPS设备可用于量化患者的水合程度，以便进行初始诊断，监测治疗的有效性，和/或作为患者状况恶化的报警。
由于流体突然转到他们的大脑内，飞行员和经受极端加速度的其他人有时会失去意识。在暴露在可能影响其颅内流体的极端条件下的深海潜水者、宇航员、跳伞者和登山者中，会出现类似的状况。在把人置于危险境地的活动中，记载在本文中的VIPS设备可安装在头盔内，或者以其他方式附着在人的头上，以便可以实时监测他们的颅内流体的变化。如果出现流体的危险变化，那么可以警示该个人或第三方进行干预。
偏头痛公知是由大脑中和周围的血管的膨胀造成的。颅内血量的定期或连续监测可用于诊断或更好地了解偏头痛的生理学。在施行各种偏头痛治疗期间，偏头痛患者可量化各种偏头痛治疗的效果，可利用该信息作为滴定药物或以其他方式调整治疗的反馈。偏头痛患者的有规律的周期性监测(例如，每晚和早晨醒来时的短暂VIPS抽样检查读数)允许个人检测先于偏头痛症状出现的特有颅内流体变化，从而便利更有效地减轻症状的较早干预。
在泌尿外科手术中，常常使用***体积描记术，以评价***切除前后的***功能。目前，这一般是借助圆周应变仪换能器实现的。VIPS传感器可被用于提供***充盈的直接体积测量。这种设备还可在门诊中用于评估***功能障碍的病因,即，是生理性的还是心理性的，或者监测夜间唤起。
如上所述，可以利用使用***100、700检测体液(直接或间接地)的各种方法。例如，在一种方法中，异步的EKG和VIPS读数可被标记时间戳，VIPS读数可作为心搏周期中的位置的函数被分箱，以便随后分析。作为一些例子，例证的分析包括诸如每个分箱中的中值或平均值之类的统计量，随后与心脏舒张部分和心脏收缩部分相关的分箱的平均值之间的差分可指示流体交换的程度。
作为方法的另一个例子，处理单元104和/或计算设备(例如，膝上型计算机、桌上型计算机、服务器)可把信号处理算法(例如FFT、DFT)应用于测得的相位、振幅和/或加权组合，比如与血液、CSF等关联的计算的指标，以便确定心率(频率)和/或与心搏周期相关的流体变化的振幅。
在各种医疗环境中，常常使用生理监测，以包括诸如心率和呼吸频率之类的参数。尽管目前存在获得这些值的各种方式-电、光和其他-不过，VIPS也可用于提供关于这些生命特征的数据，从而避免在VIPS设备已被用于颅液监测时需要另外的监视器，或者作为相同信息的附加来源。即，生理传感器可用于直接或间接检测患者身体内的流体流动或其他状况的一个或多个特性，随后这些状况可用于校准或过滤来自VIPS***的数据。
颅内液的自身调节是复杂的生物过程，涉及血管舒张、血管收缩、脑脊液(CSF)在大脑和脊柱的各个间隔室之间的移动以及CSF的产生。患有各种神经紊乱的患者自身调节功能差，会导致升高或降低的颅内压。记载在本文中的VIPS设备可用于评价特定患者的自身调节和颅内顺应性。可以提出各种测试，以测量作为过程或姿势变化的结果而发生的流体变化。例如，患者可平躺下，临床医生可获得流体量读数，把患者的腿抬高至升高位置，然后测量发生的流体变化。其他测试可包括大量流体的静脉输注、给药和/或把患者从平躺位置移动到直立位置，所有这些将引起大脑中的血液、CSF和其他流体的变化。可对照在不同时间进行的同一患者的基准测量，或者对照已知的正常和病理反应的数据库，比较源于特定患者测试的结果，从而帮助临床医生更好地了解患者的自身调节和颅内顺应性状态。在更好地了解患者的颅内流体功能的情况下，临床医生能够更好地选择对患者最有益的疗程。
比较在血液流向大脑的自主操纵之后研究对象中的正常脑血管反应性(CVR)的恢复的研究显示具有脑震荡的研究对象和健康的研究对象之间的差异。和健康的研究对象不同，具有脑震荡的研究对象在强力呼吸测试之后未能恢复正常CVR。这种状况在脑震荡之后持续几天。相反，在健康的研究对象中，CVR在短得多的时间内恢复正常状况。我们的实验表明在影响CVR的测试(比如瓦尔萨尔瓦动作和颈静脉压迫)期间，大脑的电磁性质的大量测量结果具有可测量的变化。结果表明利用记载在本专利申请中的设备和方法，能够精确地检测到时间和量值正常的恢复。这例示通过评价归因于产生血液流量的控制良好的自发变化的动作，相对于正常特征的偏移的时间和量值模式，所述设备和方法可用于检测各种疾病，比如脑震荡。
实验例子
本实验以在对于组织状况的自发变化的电磁特征响应中，能够获得实质性洞察力的思想为基础。基于生物组织状况的电磁测量，这可产生可控得多的诊断方法。在我们的实验中，在被测器官或组织中产生自发变化，通过评估响应自发产生的变化而在这些器官或组织中出现的电磁性质的变化，并使这些变化与自发动作相互关联，进行诊断。
所述方法的一个例子涉及脑震荡，运动医学中的一个重要医学问题。在运动医学中，运动引起的脑震荡或轻度创伤性脑损伤(mTBI)日益受人关注。神经心理学检查是检测mTBI的主要诊断工具。然而，mTBI还产生生理效应，包括心率的变化，及压力反射敏感性、细胞代谢和脑血流量的减小。作为脑血管血流动的度量的脑血管反应性(或者说“脑血管反应”CVR)因脑外伤而受损。各种方法被用于评估CVR。它们包括强力呼吸、屏住呼吸、CO2呼入、和乙酰唑胺的给药。已表明对于颈动脉的多普勒超声波测量可用于监测CVR的变化，随后可使CVR的变化与mTBI相互关联，并用于该状况的诊断。记载在本文中的方法和设备提供一种用于测量CVR的变化的备选手段，具有在mTBI的诊断方面的实际应用。
本实验证明用于通过身体上的自发动作评估CVR的各种方法产生大脑的电磁性质的变化。这些性质产生量值和时间方面的不同特征，于是可以和我们的设备一起用于大脑诊断。
实验***：感应频谱仪
设计并构成了实验性多频率感应频谱仪。该***由4个模块组成：函数发生器、收发器、双通道解调器和模-数转换器。个人计算机用于控制***和处理数据。函数发生器模块使用两个相同的可编程合成器(NI5401合成器，National Instruments,Inc.,Austin,TX)作为振荡器。第一个振荡器按预先计划的步长，在1-10MHz的范围中，提供大约20mA的励磁信号Icos(ωet)。调制信号Icos(ωmt)由第二个振荡器生成。在整个带宽中，使差分ωe-ωm＝ωo＝100(2π)保持恒定，以便在恒定的低中频下产生窄带实测电压信号，以便处理和解调。
励磁信号和调制信号分别被连接到收发器模块和双通信解调器模块。收发器由相隔d＝18cm的同轴居中的励磁线圈和感测线圈，以及两个差分接收器放大器AD8130构成。两个线圈都由在半径r＝2cm的圆柱形塑料线圈架上缠绕5匝的磁体线AWG32构成。按照法拉第定律计算的线圈电感约为40mH。励磁线圈生成初级振荡磁场。感测线圈通过近端导电样本，检测初级磁场及其微扰。为了避免感应拾取，线圈的引线被扭绞。放大器被是作为常规运算放大器连接的，分别收集励磁线圈和感测线圈中的基准电压(Vref)和感应电压(Vind)。调整放大器的增益，以便在整个带宽内，获得±5V的动态范围。
双通道解调器模块利用混频器和窄带通滤波器，把任意励磁和感测频率的信息转换成同一低频率(ωo)。该模块把两个相似的通道用于基准信号和感应信号的解调。为了避免电路中的附加电感电容和寄生电容，利用金属箱屏蔽放大器和双通道解调器电路，并利用短同轴电缆(长度小于0.8m)，将放大器和双通道解调器电路连接到线圈。电流穿过屏蔽物，以使电路和线圈之间的任何互感降至最小。
模-数转换模块在恒定的低频率，数字化基准电压信号和感应电压信号。采样速率为1.25M样本/秒，分辨率为12比特的数据采集卡(NI 6071E，National Instruments,Inc.,Austin,TX)用作模-数转换器。
利用LABVIEW V6.1(National Instruments Inc,Austin,TX)中可用的提取单音功能，在约5个周期内，利用软件计算基准电压和感应电压的相位。基准电压和感应电压之间的相移被估计为Δθ＝θ(Vref)-θ(Vind)。通过对20个频谱取平均值，改善相移测量的信噪比(SNR)(在1MHz下39dB)。
实验方案：
颈外静脉压迫
位于颈部横向两侧的两条颈外静脉是大脑静脉引流的主要路线之一。通过轻压颈部两侧，人能抑制引流。这样做时，颅内流体量增大20-30cc。该实验的目的是评估如在本专利申请中所述的相移颅内流体监测设备检测血量的这些变化的能力。
实验表明在按压后，松开颈静脉之后，读数存在指数衰减。实验还表明在二次按压和松开之后，读数未恢复到最初值。这是当归因于局部缺血，代谢耗尽时的CVR的特点。这表明本方法可提供用于评估CVR，从而评价脑震荡的另一种技术。
参见图12，实验结果用曲线图呈现。如图2中所示，校准后的相移测量结果被图示成时间的函数，静脉压迫造成相移的增大，在松开期间，相移减小。此外，在松开血管之后，存在未恢复到最初值的读数的指数衰减。这是当归因于局部缺血，代谢耗尽时的CVR的特点，指示该方法可提供用于评估CVR，从而评价脑震荡的另一种技术。
瓦尔萨尔瓦动作
瓦尔萨尔瓦动作是紧闭气道，适当有力尝试呼气进行的，通常是通过闭嘴并捏住鼻子，同时像吹气球那样用力鼓气进行的。瓦尔萨尔瓦动作测试身体的补偿回到心脏的血液量的变化的能力(预加负荷)，影响血液流入和流出头部。通过所述动作的循环***的动态响应指示几种生理功能，包括CVR。存在可利用这种方法评价的其他状况。例如，自主神经功能障碍患者具有与健康患者不同的心率和/或血压的变化。
利用记载在本文中的设备，测量对于瓦尔萨尔瓦动作的时间反应。测量结果具有可用于诊断目的的几种典型时间特征。这些时间特征包括读数的增长的时间常数、峰值、衰减的时间常数及最终的短期值和长期值。
图13图解说明表示在瓦尔萨尔瓦动作期间，作为时间的函数的移位读数的变化的曲线图。如图13中所示，读数具有可供诊断之用的几种典型时间特征，这些时间特征包括读数的增长的时间常数、峰值、衰减的时间常数以及最终的短期值和长期值。
检测脑震荡
对有脑震荡的研究对象来说，在血液流向大脑的自发动作之后的正常CVR的恢复和健康的研究对象不同。在强力呼吸测试之后，有脑震荡的研究对象在脑震荡之后数天未能恢复正常CVR。另一方面，在健康的研究对象中，CVR在短得多的时间内恢复正常状况。我们的实验表明在影响CVR的测试(比如瓦尔萨尔瓦动作和颈静脉压迫)期间，大脑的电磁性质的我们的大量测量结果显示出可测量的变化。结果表明利用我们的测量，能够精确地检测正常的恢复。这证明通过评价归因于产生血液流量的控制良好的自发变化的动作，相对于正常特征的偏移的时间和量值模式，我们的设备可用于检测各种疾病，比如脑震荡。
尽管这里出于举例说明的目的，说明了本公开的具体实施例，不过可以作出各种修改，而不脱离本公开的精神和范围。例如，尽管本申请包括监测人脑中的流体变化的几个例子，作为记载在本文中的***和方法的一种可能应用，不过本公开可在许多其他应用，包括监测人体的其他部位(例如，手臂、腿、肺等)中的流体变化，监测其他动物(例如，羊、猪、牛等)中的流体变化，和其他医疗诊断环境中，得到广泛应用。例如，通过把手臂裹在包括发送器和接收器的绷带中，可以检测手臂中的流体变化。
其中可以使用记载在本文中的***和方法的其他医疗诊断环境的几个例子包括确定人体的给定部位中的特定流体、组织(例如，肌肉、脂肪、实质性器官等)、或其他固体物质(例如，肿瘤)的绝对比例，确定物体的相对介电常数和/或相对磁导率，等等。另外的临床应用包括各种监测和诊断用途，包括内出血检测、区分不同种类的流体(例如，血液、细胞外液、细胞内液，等等)、评估水肿(包括脑水肿以及淋巴水肿)，和评估由诸如充血性心力衰竭之类的状况引起的肺流体积累。所有这些应用以及更多的应用可由记载在本文中的各个实施例实现。因而，权利要求书的范围不限于本文中给出的具体例子。

Claims (26)

1.一种用于检测患者的组织中的流体水平变化的空间差异的设备，所述设备包括：
用于把所述设备固定到患者的身体部位的支承结构；
可操作地连接到所述支承结构的处理元件；
可操作地连接到所述支承结构并通过无线网络与所述处理元件和外部计算设备通信的无线连网接口；
可操作地连接到所述支承结构并与所述处理元件通信的第一发送模块；
可操作地连接到所述支承结构并与所述处理元件通信的第二发送模块；以及
可操作地连接到所述支承结构并与所述处理元件通信的第三发送模块，
其中第一发送模块与第二和第三发送模块相对，以及当被启动时，第一发送模块穿过患者的组织发送第一时变磁场，
其中第二发送模块和第三发送模块相对于患者的组织在空间上相互分离，以及接收由第一发送模块发送的第一形式和第二形式的第一磁场，以及把第一接收磁场数据发送给所述处理元件，以及
其中所述处理元件把与第一接收磁场数据对应的发送数据提供给无线连网接口，所述无线连网接口再把所述发送数据无线发送给所述外部计算设备。
2.按照权利要求1所述的设备，其中所述处理元件被配置成在把所述发送数据发送给连网接口之前，把第一接收磁场数据转换成数字形式。
3.按照权利要求1所述的设备，其中所述支承结构包括头戴式装置，所述头戴式装置包括彼此平行地延伸并被配置成置于患者头部两侧的第一臂和第二臂。
4.按照权利要求3所述的设备，其中所述头戴式装置包含眼镜框。
5.按照权利要求1所述的设备，其中所述支承结构能够由患者穿戴。
6.按照权利要求1所述的设备，其中所述处理元件通过快速傅里叶变换转化第一形式和第二形式的第一接收磁场，以把第一接收磁场转换成发送数据。
7.按照权利要求1所述的设备，其中第二发送模块和第三发送模块分别穿过患者的组织发送第二时变磁场和第三时变磁场，以及其中第一发送模块被配置成接收第二和第三时变磁场。
8.一种检测患者的组织中的流体水平的对称性的方法，所述方法包括：
把包括接收器、第一发送器和第二发送器的设备固定到患者的头部上，以致第一发送器和第二发送器在空间上相互分离，以及接收器经由穿过所述组织的发送路径与第一发送器和第二发送器通信；
从第一发送器发送第一时变磁场；
从第二发送器发送第二时变磁场；
利用所述接收器，接收第一接收场和第二接收场；
利用处理元件，分析至少一个发送特性；
用所述处理元件，确定第一接收场对应于第一时变磁场以及第二接收场对应于第二时变磁场；
用所述处理元件，确定第一时变磁场和第一接收场之间的第一相移；
用所述处理元件，确定第二时变磁场和第二接收场之间的第二相移；以及
用所述处理元件，基于所确定的第一和第二相移确定在一段时间内所述组织中的流体的变化。
9.按照权利要求8所述的方法，其中分析至少一个发送特性包括分析第一时变磁场和第二时变磁场之间在时间或频率或衰减方面的差异。
10.按照权利要求8所述的方法，其中第一接收场实质上透过组织块的第一部分，第二接收场实质上透过组织块的第二部分。
11.按照权利要求8所述的方法，其中所述设备包括第三发送器，以及其中所述方法还包括：
从第三发送器发送第三时变磁场；
利用所述接收器，接收第三接收场；
利用所述处理元件，确定第三接收场对应于第三时变磁场；
用所述处理元件，确定第三时变磁场和第三接收场之间的第三相移；以及
用所述处理元件，基于第一、第二和第三相移确定在一段时间内所述组织中的流体的变化。
12.按照权利要求11所述的方法，其中第一发送器、第二发送器、第三发送器以及接收器相对于所述组织被布置在空间上离散的位置处。
13.按照权利要求8所述的方法，其中所述处理元件附着于所述设备。
14.按照权利要求8所述的方法，其中所述处理元件是外部计算设备的一部分，以及其中所述方法还包括将对应于第一相移和第二相移的数据从所述设备发送给外部计算设备的处理元件，其中外部计算设备的处理元件确定流体的变化。
15.按照权利要求14所述的方法，其中把数据发送给外部计算设备包括通过网络发送数据。
16.按照权利要求8所述的方法，还包括：
利用所述处理元件，接收生理传感器信号；以及
对照生理传感器，分析第一相移和第二相移。
17.按照权利要求16所述的方法，其中生理传感器是心脏传感器。
18.一种检测患者体内的流体水平的变化的方法，所述方法包括：
把头戴式装置附着于患者，所述头戴式装置包括：
用于把所述头戴式装置固定到患者的头部的支承带；
耦接到所述支承带并被配置成把数据无线传送给外部计算机的处理元件；以及
在离散位置处可操作地连接到所述支承带的多个发送器/接收器组件；
启动所述头戴式装置，以获得患者的头部内的一个或多个流体水平读数；
把与所述一个或多个流体水平读数对应的流体数据从所述处理元件无线发送给所述外部计算机；以及
利用所述外部计算机，分析所述流体数据。
19.按照权利要求18所述的方法，其中所述流体数据包括与由所述多个发送器/接收器组件检测到的多个相移对应的数据。
20.按照权利要求18所述的方法，其中分析一段时间内的流体数据包括基于所述多个相移确定患者体内的流体水平的变化。
21.按照权利要求18所述的方法，其中所述多个发送器/接收器设备包含至少3个发送器/接收器组件，以及其中启动所述头戴式装置使所述至少3个发送器/接收器组件穿过患者的头部发送至少3个时变磁场。
22.按照权利要求18所述的方法，其中至少3个时变磁场是利用不同的频率或排序的时间中的至少一个发送的。
23.按照权利要求18所述的方法，还包括：
利用所述外部计算机，接收心电图数据；和
利用所述外部计算机，比较所述流体数据和所述心电图数据。
24.按照权利要求18所述的方法，还包括利用所述流体数据与心电图数据的比较来校准所述流体数据。
25.按照权利要求18所述的方法，还包括利用所述处理元件，处理所述一个或多个流体水平读数，以产生所述流体数据。
26.按照权利要求18所述的方法，其中选择所述发送器/接收器组件的离散位置，以允许检测患者体内的不对称损伤。
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