CN111479502A - 连续自动调节*** - Google Patents

Abstract

一种用于评估患者头部中颅内生物阻抗并评估大脑自动调节的设备，其包括头戴装置、传输和接收模块、处理和通信模块，以及至少一个用于将头戴装置与患者的头部配准的配准特征。头戴装置包括包含控制电路***的壳体以及在壳体上的显示器。传输和接收模块包括至少一个接收天线和至少两个传输天线。处理和通信模块被配置为通过测量由所述至少两个传输天线传输并在所述至少一个接收天线中接收的射频信号中的相移来测量颅内生物阻抗中的相移。

Description

连续自动调节***

本申请作为PCT国际专利申请于2018年11月12日提交，并且要求于2017年11月13日提交的美国非临时专利申请序列No.15/810,762的优先权权益，其整个公开通过引用整体并入本文。

相关申请的交叉引用

本申请是于2017年6月28日提交的标题为“Continuous Fluid Monitoring”的美国专利申请序列No.15/635,986的部分延续，No.15/635,986是于2017年1月20日提交的标题为“Differentiation of Fluid Volume Change”的美国专利申请序列No.15/410,838的部分延续，No.15/410,838是于2015年9月3日提交的标题为“Detection and Analysis ofSpatially Varying Fluid Levels Using Magnetic Signals”的美国专利申请序列No.14/844,681的部分延续，No.14/844,681是于2015年4月20日提交的标题为“Method forDetecting and Treating Variations in Fluid”的美国专利申请序列No.14/690,985的部分延续，No.14/690,985是于2014年5月12日提交的标题为“Method for Detecting andTreating Variations of Fluid”美国专利申请No.14/275,549的部分延续，No.14/275,549是于2013年1月18日提交并且于2014年5月20日作为美国专利No.8,731,636发布的标题为“Diagnostic Method for Detection of Fluid Changes Using ShieldedTransmission Lines as Transmitters or Receivers”的美国专利申请序列No.13/745,710的部分延续，No.13/745,710要求于2012年1月19日提交的标题为“Diagnostic Devicefor Detection of Fluid Changes in the Brain and Other Areas of the Body”的美国临时专利申请序列No.61/588,516的权益。

技术领域

本申请涉及非侵入式、诊断、医疗设备、***和方法。更具体而言，本公开的一些实施例涉及使用体积积分相移光谱法(VIPS)来监视大脑或身体其它部分中的流体的改变的设备、***和方法。

背景技术

在许多不同的医疗环境中，能够以非侵入式方式检测体液成分和分布的改变将是有利的。例如，监视重症监护病房(ICU)患者颅内流体含量或分布的改变常常是关键的。这些患者的标准护理包括侵入式监护仪，该监护仪需要在颅骨上钻洞并***探头，诸如颅内压(ICP)监视器或微透析或“licox”探头，用于测量大脑中流体的化学改变。当前没有可用于检测脑液改变(诸如伴随出血或水肿发生的改变)的连续的、非侵入式的测量技术。此外，许多脑损伤的严重程度不足以保证在颅骨上钻洞以进行有创监视。因此，对于许多具有脑损伤的患者，当水肿或出血可能有害地增加时，没有连续的监视技术可以用于提醒临床人员。代替地，这些患者通常由护理人员通过临床神经***检查来观察，并且直到流体成分或大脑中分布的变化导致可观察到的脑功能受损，医生或护士才能做出反应。换句话说，目前尚无办法自行监视颅内流体改变，因此补偿这种改变的能力受到限制。

先前已经提出了体积积分相移光谱法(VIPS)用于诊断脑液异常。(VIPS可以可替代地用其它首字母缩略词来指代，诸如磁感应相移光谱法(MIPS)。)已为所提议的设备授予了专利，并且在文献中描述了原型设备的有前途的科学研究。例如，Rubinsky等人在美国专利号7,638,341、7,910,374和8,101,421中描述了VIPS对于此目的的用途，这些专利的公开内容整体并入本文(在本文称为“Rubinsky专利”)。Wyeth等人在美国专利8,731,636中描述了VIPS设备的使用和设计的附加细节，该专利整体并入本文。但是，尚未出现基于VIPS技术的实用、批量生产的医疗设备来为专门从事脑部治疗或其它医学领域的临床医生提供这种设备所带来的好处。

因此，非常期望一种用于检测颅内流体改变(诸如因出血或水肿而发生的改变)的连续、非侵入式的测量设备和方法。理想地，与当前可用的设备相比，这种医疗设备和方法将提供改进的性能、可用性和可制造性。理想地，设备和方法将是非侵入式的或较小侵入式的，并且它们将提供对患者随时间变化的流体改变的连续监视。如果可以使用(或适于使用)该设备和方法来检测大脑和身体其它区域的流体改变，那么也将是理想的。本申请中描述的实施例致力于解决这些目标中的至少一些。

发明内容

在本公开的一个方面，一种用于测量患者头部中的颅内生物阻抗以帮助检测颅内流体的自动调节的方法可以首先涉及将体积积分相移光谱(VIPS)设备固定到患者的头部。然后，通过在一个或多个频率下测量从VIPS设备一侧的发送器传输的磁场与VIPS设备另一侧的接收器接收到的磁场之间的相移，可以将VIPS设备用于测量颅内生物阻抗。接下来，该方法涉及使用VIPS设备中的处理器来检测颅内生物阻抗中的自动调节。在本说明书中，术语“相移”可以用在这个应用中，以指示发送器与接收器之间的相移或发送器与接收器之间的许多其它信号改变和/或频率中的任何一个，诸如但不限于由射频能量通过生物组织传递而产生的相移、电流、电压、幅度、衰减和其它信号改变。在本公开中“相移”的含义不清楚的任何情况下，所提出的更广泛的定义是预期的定义。

在一些实施例中，测量颅内生物阻抗涉及在稍后的时间测量颅内生物阻抗的基线相移和测量颅内生物阻抗的至少第二相移。在这种实施例中，检测自动调节和/或颅内顺应性可以涉及用处理器识别基线相移与第二相移之间的改变。该方法还可以涉及定义与自动调节和/或颅内顺应性对应的阈值，其中检测自动调节和/或颅内顺应性涉及用处理器识别基线相移与第二相移之间的改变满足或超过阈值。该方法还可以涉及基于阈值来定义指标。在一些实施例中，指标可以是一个或多个数学公式，或者可以基于数学公式，涉及跨多个频率或仅一个频率中的相移。在各种实施例中，识别出的改变可以包括颅内流体、颅内软组织或两者的改变。

在一些实施例中，测量颅内生物阻抗涉及测量通过患者头部的左半部分的第一相移和测量通过患者头部的右半部分的第二相移。(当本文是指患者头部或颅内空间的两半时，这两半一般是指右半部分和左半部分，它们分别位于患者头部的矢状平面的相对侧。患者的大脑两半在本文中一般被称为右半球和左半球。)检测自动调节和/或颅内顺应性可以包括用处理器识别与患者头部的左半部分与右半部分之间的不对称对应的第一相移与第二相移之间的差。在一些实施例中，该方法还可以包括定义与左半部分和第二纵向半部分之间的不对称量对应的阈值，其中检测自动调节和/或颅内顺应性涉及用处理器识别第一相移与第二相移之间的差满足、超过或低于阈值。该方法还可以包括基于阈值来定义指标。在一些实施例中，该方法还可以涉及基于数学公式来定义指标，该数学公式涉及在一个或多个频率下的第一相移和在一个或多个频率下的第二相移。在一些实施例中，检测自动调节和/或颅内顺应性包括检测第一指标与第二指标之间的差。在此类实施例中，检测到的异常可以是向患者的大脑供应血液的血管的闭塞，例如大血管闭塞(LVO)。

在一个实施例中，该方法涉及测量生物阻抗不对称性。在这种实施例中，指标(或“公式”)可以被用于测量不对称性，其中该指标是在多个频率下的相移的函数。将该指标应用于从左发送器到接收器以及从右发送器到接收器的信号，并计算左指标与右指标之间的百分比差。不对称性可以被显示为百分比值，例如0％不对称性是完全对称，而50％不对称性意味着右指标与左指标之间的差除以两者的平均值是50％。

可选地，该方法还可以涉及在VIPS设备的显示器上显示指示器，以指示自动调节和/或颅内顺应性响应。该方法还可以涉及针对与异常相关联的预定响应在VIPS设备上发出警报。在一些实施例中，检测异常涉及检测可能损害患者大脑中的大脑自动调节的脑血管阻力。这种方法还可以可选地涉及在已经发生刺激(诸如药物施用)之后测量颅内流体。

在一些实施例中，检测自动调节和/或颅内顺应性包括检测患者大脑中已经发生出血性中风以及中风对脑顺应性/自动调节的影响。该方法还可以包括识别异常所在的患者大脑的半球。在一些实施例中，测量相移涉及测量发送器和接收器之间的颅内流体和任何颅内固体组织。在一些实施例中，测量颅内流体体积涉及通过进行多次相移测量来随时间监视流体体积，以检测颅内流体随时间的改变。

将VIPS设备固定到患者的头部可以涉及通过使VIPS设备的头戴件的两个支撑臂与患者的头部恰好在患者的耳朵上方接触而将VIPS设备配准到患者的头部。可选地，将VIPS设备配准到患者的头部还可以涉及使耳机的鼻架与患者的鼻子接触。在一些实施例中，鼻架是可调的和/或可用不同尺寸的鼻架代替。该方法还可以涉及从患者的头部移除VIPS设备、将VIPS设备固定回到患者的头部上(其中固定涉及将VIPS设备再次配准到患者的头部)，并且重复测量和确定步骤。

在本公开的另一方面，一种用于在患者的大脑中的脑灌注压力受到刺激之后测量患者的头部中的颅内流体的方法可以涉及：将VIPS设备固定到患者的头部；通过在一个或多个频率下测量从VIPS设备的一侧的发送器传输的磁场与在VIPS设备的另一侧的接收器接收的磁场之间的相移来测量VIPS设备的颅内流体；并用处理器表征大脑自动调节的反应能力。

在一些实施例中，测量颅内流体可以涉及在刺激之前测量第一相移和在刺激之后测量第二相移。确定步骤可以包括测量刺激之前与之后颅内流体的改变，其与第一与第二相移之间的差对应。测量颅内流体可以包括将患者大脑的左半球中的第一生物阻抗与患者大脑的右半球中的第二生物阻抗进行比较。可选地，该方法还可以包括将大脑两个半球的大脑自动调节进行比较。在一些实施例中，测量颅内流体可以包括随时间监视流体体积以检测颅内流体的改变。在一些实施例中，刺激可以是施用的药物和/或将血压袖带施加到肢体。

在本公开的另一方面，一种用于测量患者头部中的颅内流体的体积积分相移光谱法(VIPS)设备可以包括框架，该框架包括：前部，其包括具有显示器的壳体；从前部相对端延伸的两个臂；以及两个环绕的端部，被构造为环绕患者头部的后部和耳朵上方。VIPS设备还包括：至少一个配准特征，其与框架耦合，以促进VIPS设备与患者头部的配准；至少一个容纳在壳体内的接收器；在框架的两个环绕端之一中的第一发送器；在框架的两个环绕端中的另一个中的第二发送器，其中第一和第二发送器以及至少一个接收器被配置为测量颅内流体中的多个相移或多个振幅中的至少一个；以及壳体中的处理器，被配置为从至少一个接收器接收数据并处理该数据，以生成描述颅内流体的显示数据，以在VIPS设备的壳体的显示器上显示。

在一些实施例中，处理器被配置为基于从至少一个接收器接收到的数据来确定供应大脑的血管的闭塞或出血性中风的存在。在一些实施例中，处理器被配置为基于来自至少一个接收器的满足或超过预定义阈值的数据来确定颅内流体中是否存在异常。在一些实施例中，由处理器生成的显示数据可以包括由处理器生成的指标值。例如，指标值可以由来自接收器的数据满足、超过或低于预定义阈值来确定。在一些实施例中，处理器还可以被配置为当来自至少一个接收器的数据满足、超过或低于预定义阈值时生成用于提醒用户的指示器。

在一些实施例中，配准设备包括从框架延伸的两个支撑臂，以通过搁置在患者耳朵与患者头部的接合处而帮助将设备支撑在患者头部上。例如，两个支撑臂可以是刚性的，并且两个支撑臂中的每一个相对于框架的位置可以是可调的。配准设备可以可替代地或附加地包括鼻架，该鼻架被构造为搁置在患者的鼻子上以帮助将设备支撑在患者的头部上。例如，鼻架可以是可分离的并且被构造为由不同尺寸的鼻架代替以调整设备的装配和/或它可以在尺寸或位置上是可调的以调整设备的装配。

在一些实施例中，设备被配置为检测至少两个不同的流体体积，其中不同的流体体积中的一个包括在大脑的右半球中的第一流体体积，而不同的流体体积中的另一个包括第二流体体积。设备可以可选地在框架上包括电力电缆插头，用于将设备与电源连接。设备还可以可选地在框架上包括至少一个控制按钮，用于控制设备的至少一个功能。设备的两个臂中的每一个可以包括柔性部分。设备还可以包括与框架耦合的加速度计，用于检测患者的运动，其中处理器被配置为从接收器接收的数据中过滤掉患者的运动。在一些实施例中，加速度计可以指示设备相对于重力的定向，以便记录或提醒用户关于患者的头部位置，例如患者的头部是否向一侧或另一侧倾斜。

在本公开的另一方面，一种用于测量患者头部中的颅内流体体积的改变的方法可以涉及：将VIPS设备固定到患者的头部；用VIPS设备测量流体体积；以及测量流体体积的振幅的周期性改变。在一些实施例中，方法还可以包括测量振幅随时间的周期性改变。方法还可以包括测量振幅随时间的周期性变化的速率。在一些实施例中，方法还包括至少部分地基于测量来确定在患者的大脑中已经发生中风。一些实施例还涉及确定发生中风的患者大脑的半球。此类实施例还可以包括基于测量来确定中风是出血性中风还是缺血性中风。在一些实施例中，测量流体体积涉及将患者的大脑的一个半球中的第一流体体积与患者的大脑的另一个半球中的第二流体体积进行比较。在一些实施例中，患者可以正在接受心肺复苏，并且方法还可以涉及基于测量来确定胸部按压的速率。

在本公开的另一方面，一种用于测量患者头部中的颅内流体体积的体积积分相移光谱法(VIPS)设备可以包括被构造为围绕患者头部周向安装的头带、附接到头带的前部的VIPS接收器、附接到头带和VIPS接收器的电路***、与VIPS接收器分开的附接到头带的第一VIPS发送器，以及与VIPS接收器和第一VIPS发送器分开的附接到头带的第二VIPS发送器，其中第一和第二VIPS发送器和VIPS接收器被配置为测量患者头部中的流体体积的多个相移和/或多个振幅。设备还包括处理器，该处理器与头带和电路***耦合并且被配置为确定多个相移和/或多个幅度指示血管的闭塞。

在一些实施例中，设备被配置为检测至少两个不同的流体体积，其中流体体积中的一个是大脑右半球中的第一流体体积，而流体体积中的另一个是大脑左半球中的第二流体体积。在其它实施例中，设备可以被配置为在第一时间检测第一本体流体体积，并在第二时间检测第二本体流体体积，并且处理器被配置为将第一本体流体体积与第二本体流体体积进行比较。

一些实施例还可以包括与头带耦合的加速度计，用于检测患者的运动。头带还可以可选地包括稳定剂。例如，稳定剂可以是粘合剂。在一些实施例中，电路***包括与VIPS接收器、第一和第二VIPS发送器以及处理器耦合的柔性电路。在一些实施例中，第一和第二VIPS发送器沿着头带可移动。在一些实施例中，VIPS接收器沿着头带可移动。一些实施例包括附接到头带的至少一个附加的VIPS接收器。设备还可以包括附接到头带的至少第三VIPS发送器。

下面参考附图进一步详细描述这些以及其它方面和实施例。

附图说明

图1是根据一个实施例的用于监视体内流体改变的***的框图；

图1A是根据一个实施例的在图1的***中使用的患者头戴装置的透视图；

图1B是根据替代实施例的在图1的***中使用的患者头戴装置的分解透视图；

图2A至2F图示了在图1的***中使用的发送器换能器和接收器传感器的各种实施例；

图3是根据一个实施例的相移检测装置的电路图；

图4是根据一个实施例的在图1的***中使用的波形平均器处理器的简化逻辑图；

图5是根据一个实施例的在图1的***中使用的相移测量处理器的简化逻辑图；

图6是根据一个实施例的在图1的***中使用的操作的流程图；

图7是根据一个实施例的用于监视与心脏信号对应的体内流体改变的***的框图；

图8是根据一个实施例的用于监视流体改变的***的等距视图，该***包括临时稳定剂；

图9是根据替代实施例的用于监视体内流体改变的***的***图；

图10A是戴着图9的***的头戴装置的患者的左等距视图；

图10B是戴着图10A的头戴装置的患者的正视图；

图10C是戴着图10A的头戴装置的患者的右等距视图；

图11是根据另一个实施例的用于监视体内流体改变的***的前等轴测图；

图12是图示根据一个实施例的随时间而变的经校准的相移测量的曲线图；

图13是图示根据一个实施例的在应用咽鼓管充气检查法(valsalva)规程期间随时间而变的相移读数的改变的曲线图；

图14A是根据替代实施例的用于监视体内流体改变的头戴装置的透视图；

图14B和14C分别是用于监视体内流体改变的头戴装置的替代实施例的顶部透视图和底部透视图；

图15是图示在执行脑血管闭塞治疗之后随时间推移患者脑液体积的测量的图表；

图16是根据一个实施例的具有处于适当位置的头带设备的患者头部的侧视图，该头带设备用于监视体内的流体改变；

图17是根据替代实施例的患者头部的示意性顶视图，其中发送器和接收器围绕头部定位，作为用于监视体内流体改变的头戴件或头带的一个示例；

图18是根据一个实施例的用于流体监视***的模块化设备互连性的框图；

图19是根据一个实施例的用于流体监视设备的传输模块的图；

图20是根据一个实施例的用于流体监视设备的接收器模块的图；

图21A和21B是图示根据一个实施例的在流体监视设备的询问器/应答器部分中的***顺序的示意图；

图22是根据一个实施例的询问器模块的框图；以及

图23是根据一个实施例的应答器模块框图。

具体实施方式

下面阐述某些细节以提供对本公开的某些实施例的充分理解。但是，可以在没有这些特定细节的情况下实践本公开的一些实施例。而且，本公开的特定实施例通过示例的方式提供，并且不应当被用于将本公开的范围限制到那些特定的实施例。在一些情况下，未详细示出众所周知的电路、控制信号、定时协议和软件操作，以避免不必要地使描述变得复杂。

整体***体系架构

图1是可以用于检测人脑中的流体改变的***100的一个实施例的框图。虽然本描述常常集中于使用***100来检测大脑中的流体改变，但是***100的这个实施例或替代实施例可以用于检测/监视身体的任何其它部分中的流体改变。因此，本文提供的针对大脑的示例性描述不应当被解释为限制如权利要求中阐述的本发明的范围。

在一些示例中，***100可以包括膝上型计算机102或其它计算设备、处理单元104和患者头戴装置106。***100可以例如由在膝上型计算机102上运行的基于Windows的Labview语言程序来控制。该程序生成在膝上型计算机102的屏幕上显示的图形用户界面(GUI)。在将头戴装置106放置在患者身上之后，操作***100的临床医生可以通过鼠标控制来发起监视，其中头戴装置106可以类似于弹性头带或绷带。在发起监视之后，该程序可以在将相移数据记录在膝上型计算机102上并应用适当的方法以生成警报和对临床医生建议的纠正动作时在无人看管的情况下运行。

可以是相对于患者头戴装置106的外部计算机的膝上型计算机102可以具有到处理单元104的USB串行链接。这个USB链接可以被电气隔离，以符合适用的医疗设备要求。处理单元104可以从与国际标准一致的标准通用AC线路电力连接中得出电力。可以有医疗级低压DC电力供应为处理单元104的所有内部电子器件供电，这些电子器件符合适用于患者隔离、线路到中性线、底盘和患者泄漏以及地球到地连续性、EMI敏感性和发射以及其它标准医疗设备要求的适用标准。

膝上型计算机102可以发起相移数据收集并将数据连同其它相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可以控制***100的操作，并且可以包括控制和状态指示，这些指示指导临床医生通过患者头戴装置106的安装以及整个***100的初步自测。如果自测通过，那么指示临床医生开始监视。在监视期间，将从USB接口收集相移角相对于频率的数据，并将适当的状态和警报方法应用于该数据。如果指示附加的动作或紧急响应，那么可以通知临床医生。相移相对于频率的数据和附加状态信息被记录在膝上型计算机102中以供以后参考。数据和其它内置测试特征的“健全性检查”可以在后台中连续运行，并且如果遇到故障，那么各种严重性级别将生成警告或中断***100的操作。

在一些示例中并且如图1中所示，可以优化处理单元104和患者头戴装置106中的硬件和固件的体系架构，以实现期望的相位测量准确性和稳定性，同时使用最少数量的定制电子部件。例如，在一个实施例中并且参考图1，***100可以包括若干高度集成的小型现成部件。***100可以在处理单元104中包括三个现场可编程门阵列(FPGA)110、112、114，这三个FPGA用适当的固件进行编程。一个FPGA 110可以合成时变信号以提供给发送器(发送器可以替代地称为发射器)120以生成磁场，第二FPGA 112可以收集并平均所传输和接收的磁场的数字样本，并且第三FPGA 114可以测量代表所传输和接收的磁场的所传输和接收的信号之间的相移。

微控制器118也可以被包括在处理单元104中，并且可以监督三个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还可以在外部膝上型计算机102(经由电隔离的USB接口)与用于对来自头戴装置106的数据进行实时信号处理的FPGA 110、112、114之间提供接口。微控制器118还可以执行其它杂项功能，诸如与基本用户控件的接口，包括上电、数据收集的发起、频率合成器110的设置、内部温度监视、电力供应监视，以及其它***状态监视和故障检测任务。

在一些示例中，处理单元104可以由较大的集成部件制成。在一个实施例中，处理单元104可以包括现成的电子信号发生器(诸如Techtronix任意波形发生器模型3252)，以及数字示波器(诸如LeCroy模型44xi)。相反，处理单元104可以被集成到单个ARM处理器中。

图1中所示的***100的体系架构可以相对灵活，从而允许通过相对简单的软件或固件修改来进行数据收集、数据处理和数据解释(例如，临床警报)的所有阶段的改进。FPGA110、112、114可以有效地用作并行处理器，以使数据收集和处理几乎实时地进行。因此，可以减少经由微控制器118传输到膝上型计算机102并被存档以供以后参考的相位数据的数量，由此在膝上型计算机102上要求更少的计算时间来处理数据。这进而可以释放膝上型计算机102以检查数据一致性并应用提醒临床医生需要采取纠正动作所需的方法。

虽然已经将图1中的处理单元104图示并描述为相对灵活的实施例，但是在其它示例中，诊断***100可以是具有专门设计用在诊断***100中的定制电子部件的嵌入式***。例如，一个或多个模数(A到D)转换器可以位于处理单元104中，其在物理上可以是分离的并且与头戴装置106分离，或者可以与头戴装置106(例如，在自定义***100中，头戴装置106可以包括捕获和处理相移信息所需的所有电子器件和处理装备)成一体。而且，由三个FPGA执行的功能可以组合到一个FPGA中。一般而言，可以使用任何合适的体系架构。

再次回到图1，***100还可以包括具有传输模块(诸如一个或多个发送器120和一个或多个接收器124)的头戴装置106，其细节在下面更详细地解释。在一个示例中，头戴装置106包括单个发送器120和单个接收器124，而在其它示例中，头戴装置106包括多个发送器120和/或多个接收器124。例如，头戴装置106可以包括一个发送器120和两个接收器124。如果将多个接收器124放置在患者头部上的不同位置，那么它们可以允许临床医生对流体改变的位置(例如，来自血管或肿瘤的脑内出血)进行三角测量和/或对患者的大脑的生物阻抗成像。在其它示例中，头戴装置106可以包括多个发送器120，它们可以产生不同或相似频率的磁场。如果使用不同的频率，那么单个或多个接收器124可以能够在若干传输的频率之间进行区分，以便例如进一步区分流体改变的类型。如下面更详细地讨论的，其它类型的传输特点(诸如时间传输、波形、频率、衰减、振幅和/或附加波的变化)可以被用于识别用于特定信号的特定发送器。

在一些示例中，除了将接收器124定位在患者头部的其它位置之外，附加的接收器可以与发送器120定位在患者头部的同一侧(例如，接收器可以与发送器120同心，或者可以外接发送器120，或者可以被放置在与发送器120分开的平面中)以便获得来自发送器(图1中未示出)的传输的磁场的测量。在其它示例中，可以以另一种方式从发送器120采样发射的磁场，诸如通过测量发送器120上存在的电流和/或电压。在一些示例中并且参考图1，患者头戴装置106包括用于(一个或多个)发送器120和/或(一个或多个)接收器124中的一个或多个的靠近相应的(一个或多个)发送器120和/或(一个或多个)接收器124本身的A/D转换器122、126-例如，在一些示例中，A/D转换器可以与相应的发送器120或接收器124位于同一印刷电路板上。

但是，在其它示例中，直到经过连接到单独处理单元(例如，图1中所示的处理单元104)的一根或多根同轴电缆(或其它传输线)之后，模拟信号才被转换成数字信号。在这些示例中，可以采用各种技术来减少例如携带指示来自发送器120的所传输的磁场的信号的同轴电缆和携带指示来自接收器124的测得的磁场的信号的同轴电缆之间的交叉耦合。例如，可以使用相对柔性的RF-316双屏蔽电缆来增加两条电缆之间的隔离度，或者在其它示例中，可以使用三屏蔽电缆。作为另一个选项，可以在来自接收器124和/或发送器120的同轴电缆周围提供高度柔性的PVC或硅树脂管。

再次参考图1中所示的头戴装置106，对于可重复的读数，让发送器120和接收器124在***100操作期间不移动可以是重要的，因为这种移动会在相移测量中引入误差。为了克服此类误差，在一些示例中，发送器120和接收器124可以以刚性方式安装，例如在类似于头盔140的装置中，头盔140的一个示例如图1A中所示。头盔140可以提供必要的支撑和刚性，以确保发送器120和接收器124相对于彼此以及相对于患者头部保持固定。但是，当患者躺下时，这种头盔140在患者身上使用会不舒服或不切实际。而且，在一些临床情况下让患者按期望的那样戴头盔140数天也不现实。

因而，在替代实施例中，并且参考图1B，使用头戴件129(诸如弹性带129)将发送器120和接收器124紧靠患者的头部保持。发送器120和接收器124可以例如通过将它们固定在头戴件129的口袋内或使用针脚、铆钉或其它紧固件而安装在头戴件129上。发送器120和接收器124可以通过结合非导电间隔材料127(诸如塑料或织物)与皮肤表面间隔固定距离。间隔物127可以用于维持发送器120和接收器124与皮肤之间的固定距离的目的，以便例如减少发送器120/接收器124与皮肤之间的电容的可变性。在一些实施例中，间隔物127可以是例如塑料丙烯酸盘。橡胶、医用粘合剂或其它材料也可以或可替代地用于间隔物127，并且可以放置在发送器120和接收器124的皮肤界面表面处，以帮助防止它们在使用期间移动。

在一些实施例中，头戴件129可以横跨前额并且围绕头部的后部放置在患者的头部上；或者在其它配置中可以放置不同的带子或其它设备，包括围绕患者的胸部、手臂或腿部。换句话说，可以使用任何合适的定位设备来将发送器120和接收器124适当地定位在被调查的患者身体的区域附近，本文描述的头戴件106、129和头带129仅仅是示例。可以将附加特征(诸如下巴带或头顶上方的连接)添加到头戴件129，以提供附加的稳定性并提供在其上安装附加发送器120或接收器124的特征。由于患者常常会躺在枕头上，因此，电气部件和电缆终端的方便位置可能是头顶。例如，可以创建从每只耳朵附近的一点起的桥，以便可以将电子器件安装在头顶，远离患者可能躺在其上面的表面。可以使用轻巧的低矮部件，以最大程度地提高舒适度，并最大程度地降低头戴件就位后在患者头部移动的趋势。

在头戴件129设计中，头带129可以由松紧带、橡胶、丙烯酸、乳胶或其它柔性材料制成，并且可以是弹性的或无弹性的。头戴件129可以由便宜的材料制成，因此头戴件可以是***的一次性部件。可替代地，头戴件129可以是可重复使用的。如果它是可重复使用的，那么带子129可以是可清洗的，使得其可以在患者之间被清洁，或者对于同一患者定期清洁。可清洗的材料可以包括塑料、橡胶、硅树脂、织物或其它材料。头戴装置106还可以包括用于固定电子部件并对电缆进行布线以防止它们妨碍患者或临床人员的安装手段。

在一些实施例中，包括那些使用头带129的实施例，为了减少发送器120/接收器124与患者之间的相对运动，可以使用一个或多个稳定剂128。稳定剂128可以自定义模制到患者的身体上，以将发送器120和/或接收器124保持在适当的位置。作为稳定剂128的一个示例，受过训练的临床医生可以使用低熔点塑料来安装发送器120/接收器124，该低熔点塑料类似于由相同材料制成的整形外科铸件。可以使用其它可定制形状的材料和方法，例如随着时间的推移聚合的材料，或者通过加热或化学反应活化的材料(诸如用于制造整形外科铸件或夹板的材料)。

现在参考图1B的分解图，将描述使用头戴件129的一个实施例的操作，但是将理解的是，相似的带子129可以被用于监视身体其它部分中的流体改变，诸如绑在腿或手臂上的绷带。每个发送器120/接收器124可以首先通过例如螺钉或诸如胶之类的其它紧固件耦合到相应的间隔件127。然后，可以将发送器120和相应的间隔物127定位在患者的头部上，并且可以将稳定剂128定位在发送器120/间隔物127周围，以便稳定发送器并帮助防止移动。在将稳定剂128放置在发送器120/间隔物127周围之前，可能需要先将其浸入水中或以其它方式准备使用。一旦稳定剂128固定了发送器120/间隔物127，就可以以类似的方式使用另一个稳定剂128来稳定接收器124和间隔物127。稳定剂128可以固化或变干以执行稳定功能。然后，头戴件(诸如头带129)可以缠绕在稳定剂128和发送器120/间隔物127以及接收器124/间隔物127周围。但是，在一些实施例中，可以不使用稳定剂，而是可以使用头带129直接将接收器124/间隔物127和发送器120/间隔物128定位在患者的头部上。在还有其它实施例中，并且如上面所提到的，头带129可以包括用于发送器120和接收器124的口袋，其中头带129的材料本身充当间隔物。而且，在一些实施例中，头带129可以具有施加到头带129内侧的防滑材料，以帮助防止头带129在患者头部上滑动。

也可以使用头戴件129的其它示例。图8图示了头戴件129的示例的等距视图。在这个实施例中，头戴件129可以与图1B所示的头戴件129基本相似。但是，在这个示例中，稳定剂800可以被包括在头戴件129中。此外，头戴件129可以包括柔性电路802或其它布线机构，其可以在处理单元104与发送器和接收器120、124之间延伸。头戴件129还可以包括诸如头带、松紧带等的固定元件804，其可以屈曲和/或拉伸以将头戴件129固定在患者头部周围。

稳定剂800将头戴件129临时固定在用户的头部(或其它期望的位置)上，但是当不再期望监视时，可以允许将头戴件129移除。稳定剂800一般可以是皮肤相容性粘合剂。稳定剂800可以是双面粘合剂，其中一面可以固定到头戴件129(诸如固定到柔性电路802或固定元件804)，而另一面可以固定到患者的头部。作为另一个示例，稳定剂800可以是粘合剂，诸如胶或具有粘合特性的另一种类似的流体或凝胶。作为具体示例，稳定剂800可以是水凝胶。

在包括稳定剂800的实施例中，稳定剂800将头戴件129的各种部件稳定并锁定到患者身体上的具***置上。这有助于确保准确的读数，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也可以保持基本相同的朝向和位置。另外，稳定剂800还可以帮助防止电子器件的变形，因为发送器和接收器的柔性延伸部(例如，柔性电路802)可以被成形为弯曲或缠绕在患者头部(或其它被监视的区域)的一个维度上，但基本上不在其它维度上弯曲或拉伸。作为一个示例，当发送器和接收器120、124(即，从前到后)和柔性电路802的横向位置在被压在患者头部的表面上时可以保持稳定。

各种实施例包括用于确定正确放置、对准以及到患者身体上的具***置的附接的机械机构。例如，图1A中的头盔140、图1B中的头带129、图9的头戴件906和图11的头戴件950。这些机构有助于确保放置的准确性和可重复性，这进而有助于确保读数的准确性和精度。机械稳定性和可重复性的进一步改进可以通过传感器检测和监视与患者身体的接触点或一系列接触来增强。例如，传感器可以放置在图11的头戴件950的臂962上，使得它们检测臂962何时与头皮与患者的耳朵相遇的位置接触。此外或可替代地，可以定位传感器以检测镜片960的背面或镜架的顶部内边缘何时位于前额的正确位置。此外，一个或多个传感器可以在测量序列期间监视头戴件的连续最佳放置。如果头戴件在任何时候从期望位置移开，那么一个或多个传感器将向处理单元104发送信号，该处理单元104可以进而通知用户校正头戴件的放置和/或由于放置而将测得的数据识别为不理想。可以在这些实施例中使用的传感器类型的非穷举列表包括阻抗、电容、导电、光学、热和距离。

现在将讨论用于检测体内流体体积的***的另一个示例。图9是用于检测体内流体体积的***900的图。图10A-10C图示了患者穿戴***900的头戴件906的各种视图。参考图9-10C，***900可以包括头戴件906或支撑结构，具有用于与一个或多个外部设备进行通信的网络/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可以经由网络920与头戴件906和/或处理单元904通信。网络920可以是例如WiFi、蓝牙、无线等，并且在许多实施例中可以是无线的，以允许无需电缆等将数据从处理单元904和头戴件906传输到计算设备902。在这些实施例中，计算设备902可以在头戴件906外部，因为计算设备可以是经由无线通信通路与头戴件906通信的独立设备。在其它实施例中，联网接口可以经由一条或多条有线通路与外部计算机和/或网络通信。

计算设备902可以基本上类似于图1的计算机102。在一些实施例中，计算设备902可以是便携式的，以允许主治医师更容易在不同患者之间运输计算设备902。但是，在可能不需要便携性的实施例中，计算设备902可以是基本上任何其它类型的计算机，诸如但不限于服务器、台式计算机、工作站等。应当注意的是，计算设备902、处理单元904和/或头戴件906可以包括联网接口部件，该联网接口部件提供从每个相应设备到网络920的通信通路。

参考图10A-10C，现在将更详细地讨论头戴件906。在这个示例中的头戴件906包括处理单元904和发送器/接收器120、124。处理单元904和发送器/接收器120、124到信号设备上的集成允许感测单元更便携、更容易放置在患者身上，并且增强了在患者穿戴设备时患者的移动性。此外，如以上更详细地讨论的，在其中处理单元904可以对发送器/接收器120、124附近的数据进行大部分处理的实施例中，减少了错误的风险并且信噪比也可以降低。

在一个实施例中，头戴件906包括定义感测设备的前部的前支撑结构或框架910。前支撑结构910可以支撑处理单元904并且定义用于例如用于患者的左眼和右眼的两个镜片的框架。在不要求镜片的实施例中，诸如当患者不需要戴眼镜或具有其它眼睛保护时的，可以省略镜片以为用户提供清晰度。前支撑结构910可以基于处理单元904的尺寸和结构根据期望而变。

继续参考图10A-10C，头戴件906还可以包括从前支撑结构910的每一端延伸的两个臂912。臂912被构造为缠绕在患者的头部930上，并被支撑在患者的耳朵912上方和/或上面。臂912可以包括轮廓部分，该轮廓部分更好地适合患者的头部930和/或耳朵912，并且还可以帮助将设备保持在患者头部930上的适当位置。头戴件906可以是可调的，并且在一些实施例中可以包括连接到每个臂912的端部的固定带922。固定带922被构造为围绕患者的头部930收紧并且将头戴件906固定在适当位置。例如，紧固件或其它设备可以选择性地调整固定带922的长度，并帮助将其固定在头部930周围。

如以上所讨论的，在这个示例中，头戴件906被构造为便携式的，并且传输模块(例如，发送器/接收器120、124)连接到头戴件906。在一个示例中，诸如在图10A-10C中所示的示例，发送器/接收器120、124可以连接到框架的臂912，以便当头戴件906放置在患者头部930上时，发送器和接收器120、124将被定位成彼此相对并且被定向为通过用户的头部930接收和传输信号。发送器和接收器被配置为彼此通信并且被定位成分别向对应的设备传输或接收信号。

发送器/接收器120、124或传输模块可以与处理单元904通信并从其接收功率。例如，多条连接线934可以从处理单元904延伸并且将发送器/接收器120、124电连接到处理单元904。连接线934可以传输来自电源(诸如在处理单元904上的电池插槽936内接纳的电池)的电力，以及来自处理单元904的数据和/或信号。此外，发送器和接收器120、124可以将数据传输到处理单元904，处理单元904然后可以将数据传输到计算设备902。例如，接收器124可以将接收到的信号传输到处理单元904，处理单元904然后可以处理该信号并且经由网络920将数据传输到计算设备902。

应当理解的是，头戴件906和处理单元904的布置和配置可以根据期望而变。例如，在另一个示例中，可以省略通信线934，或者将其结合到头戴件906的框架或支撑结构中。图11是头戴件906的另一个示例的等距视图。参考图11，在这个示例中，头戴件950可以与图10A-10C所示的头戴件906基本相似，但是通信线934可以被结合到框架910的材料和/或结构中。此外，在这个示例中，头戴件920可以包括在前支撑结构中的镜片960，可以基于患者的需求对其进行修改。头戴件950的臂962可以从框架910的每一端延伸并且被构造为在其上支撑发送器/接收器120、124。此外，在这个示例中，第三发送器/接收器120,124可以被构造在904的与前额相邻的背面上。如可以认识到的，处理单元904可以更小并且在框架910上居中，这在穿戴头戴件906的同时为患者提供了更好的移动性。而且，由于处理单元904明显更小，因此它可以能够更好地保持在原位并且更准确地向计算设备902和/或发送器/接收器120、124传输和从其传输数据。

在一些实施例中，处理元件904或单元被配置为将与由发送器/接收器接收的一个或多个接收到的磁场数据对应的传输数据提供给联网接口，该联网接口进而将传输数据传输到外部计算设备902。在这些实施例中，在将数据发送到外部计算设备902之前，处理元件904可以将从发送器和接收器接收到的模拟数据转换成数字数据。这允许头戴件和计算设备902之间的数据传输速度提高并且更加可靠。

在各种实施例中，本文所述的装置和方法可以用于身体的所有部分中的流体测量(常常是流体改变测量)以及用于多种医学诊断应用。在各种实施例中，可以修改发射器和检测器(检测器可以可替代地被称为接收器)线圈的构造，以适于身体和/或所涉及的诊断应用的区域。例如，对于涉及肢体(诸如手臂)的应用，或者在组织中浅深度处测量液体含量可能更重要的应用中，发射器线圈和检测器线圈可以放在被检体组织的同一侧。共面布置可以是合适的。由于线圈可以分开更短的距离，因此接收信号强度可以大得多，并且可以减小线圈的尺寸。在各种替代实施例中，线圈可以使用具有不同直径的线圈处于并排共面布置或同心共面布置。在一些实施例中，更合适的是将线圈的平面成小角度放置以符合所研究的身体部位的形状。

利用所描述的***的各种示例，现在将更详细地描述操作该***的方法。现在参考图6，现在将简要地描述***100的操作的一个示例，应该理解的是，下面将更详细地描述图6中示出的各种操作，并且各种替代方法和操作模式也将在下面描述。从操作501开始，***100被加电并且执行自测。如果***100未通过测试，那么在操作502中在膝上型计算机102上显示停止或失败指示符。如果***100通过了加电自测，那么操作移至操作504。而且，在***100的整个操作中，连续状态监视器可以在操作503中运行，并且如果状态监视器确定***100发生故障，那么***可以在操作502中显示停止或失败指示符。

一旦***100通过加电自测并且操作已移至操作504，那么可以在操作504中初始化频率合成FPGA 110并开始向发送器120提供发射信号。在操作505中，波形平均器FPGA112可以开始收集并平均来自发送器120和接收器124的波形(例如，流体数据)。可以将求平均的波形提供给相移测量FPGA 114，其可以从操作506开始确定发送器120与接收器124波形之间的相移，并且在操作507中计算感兴趣的最终相位计算。可以在操作508中将相位计算提供给膝上型计算机102。在操作505之后的任何时刻，频率合成器FPGA 110都可以将另一个频率提供给发送器120，并且该过程可以针对下一个频率重复。因此可以从发送器120发射多个频率，并且计算随后的相移。例如，频率合成FPGA 110可以在重复的操作504中提供下一个频率，而相移测量FPGA 114测量与先前频率的波形之间的相移，或者频率合成FPGA可以不提供第二频率，直到在操作508中相位计算已提供给膝上型计算机为止。在替代实施例中，发射器可以同时发射单个频率和谐波频率，或者通过使用多个频率发生器，以使用诸如快速傅立叶变换(FFT)之类的技术进行以后的分离。同时发射多个频率对于噪声抵消、运动抑制和其它目的可以是有利的。

(一个或多个)发送器和(一个或多个)接收器

适于用于脑液诊断的基于感应相移测量的***100的电磁频率的一个范围在大约20MHz至300MHz的射频(RF)范围内，但是也可以使用其它频率，诸如在1MHz和500MHz之间、在3MHz和300MHz之间，依此类推。选择的频率可以在人体组织中提供相对低的吸收率、相对于噪声因子(诸如电容耦合和信号线串扰)的良好信号，以及易于进行准确的相位测量。

以前，在这些频率范围内发射(和感测)磁场的发送器(和对应的接收器)的某些示例是由几个圆形匝的细感应线圈构成的，这些感应线圈放置成使得线圈的平面平行于头部的圆周。这些先前的发送器和接收器的线圈的直径为10cm或更大且5匝或更多。但是，这些相对大的发送器和接收器线圈是笨重的，并且在用于人脑中流体的VIPS检测的感兴趣频率范围内具有共振。当发送器或接收器线圈以接近其自然谐振频率之一的频率操作时，测得的相移可以很大程度上取决于线圈自身的寄生电容的幅度，并且由于其中任一线圈的运动而引起的非常小的变化和/或环境影响会造成相移的大改变，从而在相移的测量中产生不可接受的噪声。

因而，在本公开的一些实施例中，发送器120和/或接收器124的最低自然谐振频率可以高于要传输的磁场的预期频率。在一些示例中，发送器120可以包括线圈作为磁场发生器或换能器。出于对称性考虑，这个相同或相似的线圈可以充当接收器124中的磁场传感器。在任一情况下，随着线圈直径和匝数(即，环)的减小，第一自谐振频率一般增加。因此，限制是对于具有单个环的线圈，该环具有非常小的直径。但是，随着环直径的减小，被环截获的磁通量将减小等于直径平方比的因子。同样，环中的感应电压降低，从而导致来自接收器124中充当磁场传感器的环的信号较小。因此，直径减小存在实际限制。但是，在一些实施例中，可以通过在发送器120/接收器124的构造中使用传输线技术来实现自谐振频率的额外增加。

使用被设计用于在宽带宽上的相对恒定的相移的线圈的替代方案是在串联-并联网络中添加外部电抗部件，以在单个频率或少量离散频率处调出相移。如果在设计整个***之前已知各个频率的近似值并且离散频率的数量少，那么这个概念效果最佳。通过使用开关的或马达驱动的可调部件，可以自动进行相移调谐并由软件控制。调谐为恒定相移的优势在于，它在选择线圈尺寸和形状方面提供了更大的自由度。使用更大的线圈可以提高检测到的信号强度，并且提供与被采样的大脑或其它身体部位最优匹配的场形。

在一个实施例中，参考图2A，可以使用被屏蔽的传输线(诸如同轴电缆、印刷电路板上的埋入式带状线、屏蔽双绞线、双轴电缆或三轴电缆)来构造具有高自谐振频率和低于自谐振频率的相关联稳定相位响应的单个环250。。环250可以被用作发送器120中的磁场发生器或用作接收器124中的磁场传感器。被屏蔽的传输线可以包括第一导体作为屏蔽件251，其至少部分地封住第二导体。第一导体或屏蔽件251可以接地并且可以围绕第二导体形成法拉第笼。第二导体可以响应于改变的磁场而提供输出信号，并且由于法拉第笼，第二导体可以被屏蔽以免受外部静电影响和电容耦合。例如，在一个实施例中，埋入式带状线的单个环250可以夹在印刷电路板中的两个接地平面之间。多个通孔可以在两个接地平面之间延伸，通孔的间隔由要传输和/或接收的电磁场的波长确定，并且通孔与两个接地平面一起在埋入式带状线环250周围形成有效的静电或法拉第笼。在其它实施例中，可以使用具有外部屏蔽件的其它类型的传输线(诸如同轴电缆)以便形成法拉第笼，从而减少对环250的外部静电影响。

在发送器120或接收器124的单环250实施例中，由于单环250的电感性质，环250的电压可以与环250的电流不同相。如下所述，可以在诊断***100的初始化期间检测并解决这个相位误差。但是，在单个发送器环250的一些实施例中，并且参考图2B，可以添加平衡-不平衡变换器254，以便消除校正这种相位误差的需要。在还有其它实施例中，并且参考图2C，第二独立的较小的同心环260被用于感测所传输的磁场并将代表该磁场的电流提供给A/D转换器。在一些示例中，第二同心发送器环260的尺寸可以与对应的接收器环(例如，在接收器124中)的尺寸相同，以便在它们之间具有成比例的信号和良好的均匀性，而在其它示例中，接收器环可以大于第二同心发送器环260，以便对接收到的磁场更敏感。在具有第二同心发送器环260的那些发送器120中，并且参考图2D，可以在这个第二同心环260上同样使用平衡-不平衡变换器264，以便平衡感测到的电压和电流。此外，对于单匝接收器环250，类似于对于图2B中的发送器电缆所示，可以同样地添加平衡-不平衡变换器254以便平衡其性能。

现在参考图2E，在另一个实施例中，传输线概念可以从构建单环、单端设备扩展到构建双环270，该双环可以是双端或“平衡”的，用作接收器124(或者对称地用作平衡的发送器120)。在图2E中，可以如图所示在印刷电路板上形成四个导电(例如，铜)层271、272、273、274，其中当垂直堆叠时，三层介电材料(图2E中未示出)耦合在四个导电层271、272、273、274之间。顶层271和底层274可以接地，从而形成电屏蔽。此外，在顶层271和底层274两者中都可以存在小的线性中断271A、274a，使得接地平面271、274不像附加的短路匝那样起作用。在顶部接地层271和底部接地层274之间，可以定位+环273和-环272，并且来自两个环272、273的引线耦合到平衡的放大器(图2E中未示出)。在一些示例中，+环273和-环272可以被中心抽头。两个环272、273的内径可以为大约1英寸，并且可以稍大于两个接地平面271、274中的圆形空隙的内径。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272、273的导电材料的宽度和厚度、接地平面271、274的间距等等，使得双环270具有大约50欧姆的阻抗，以便匹配将与其耦合的传输线。以这种方式，在一些示例中，双环结构270的自谐振频率可以高于200MHz。

仍然参考图2E，对于在接收器124中用作磁场传感器的双环270，由于环境EMI源或者导体或磁性材料附近的运动而从磁场中的环境改变耦合到***100中的外部噪声可以由于两个环272、273耦合到的差分放大器的共模抑制而减少。因此，当用作接收器124时，耦合到环272、273的差分放大器可以允许环272、273的直径减小，同时将输出信号电平保持在合适的电平以传输到远程处理单元104(例如，对于一个或多个A/D转换器未直接位于头戴装置106中的***)。在一些实施例中，放大器功率增益可以大约为40db。为感兴趣的功率电平提供40db的增益的低成本宽带宽放大器从多家供应商的小型包装中轻松获得，其在20MHz至200MHz频率范围内的相移变化可忽略不计。

参考图2F，如所建议的，用于平衡的接收器124的双环270具有类似的应用作为生成磁场的发送器120。用于构造发送器120的平衡的方法可以由于双环的相反缠绕方向而导致所传输的磁场中的噪声的共模抵消，从而减小所传输的磁场中的噪声，否则该噪声可以由于来自环境因素的静电或磁性拾取而产生。

仍然参考图2E和2F，在一些实施例中，两个环272、273可以在不同的平面中形成，或者在其它实施例中，两个环可以在同一平面中制造，具有同心圆带状线痕迹(从而减少制造印刷电路板所需的层数)。这种同心设计可以被用于发送器120和/或接收器124。

而且，参考图2A至2F中的任何一个，在未在发送器120或接收器124附近进行模数转换的示例中，可以将电阻衰减器添加到印刷电路板上，并在其中安装表面贴装电阻器，以便帮助在模拟信号通过其传输的电缆中减少发送器信号到接收器信号的交叉耦合，这会有助于提高相位测量的准确性和稳定性。与庞大的分离式模块化衰减器相比，板载衰减器可以显著减小尺寸并降低成本。而且，仍然参考图2A至2F中的任何一个继续其中未在发送器120或接收器124附近进行模数转换的示例，可以提供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，以便减少通过电缆到外部模数转换器122、126的信号的衰减。仍然继续其中未在发送器120或接收器124附近进行模数转换的示例，发送器和接收器上的电压可以与相应发送器和接收器上的电流同相，因为在图2E和2F中所示的“平衡的”发送器和接收器终止于同轴线的50ohm特性阻抗中。

现在参考图3，替代设计可以包括与环250在同一印刷电路板上的放大器256。在与环250(例如，用作接收器124)相同的印刷电路板上包括放大器256可以帮助增加信噪比，这对于远离头戴装置106完成模数转换的实施例可以特别有用。放大器256也可以用在在环250附近进行信号的模数转换的实施例中。如上面所提到的，在环250和放大器256之间在印刷电路板上还可以包括平衡-不平衡变压器，这可以帮助使线圈以“平衡的”模式操作。在平衡模式下，可以减小或抵消电容耦合的电磁干扰拾取或运动引起的信号电平波动，因为它们通常均等地耦合到平衡的差分信号的负和正引线中。

初始化：空中扫描以移除固定相位错误

如上面所建议的，在一些示例中，可以对诊断***100进行初始化，以便单独校准发送器120、单独校准接收器124，彼此校准发送器120和接收器124，以及与其它相关联的电子器件进行校准，等等。例如，可以在初始化期间检测来自发送器120和接收器124的信号路径中的引线长度和放大器时间延迟的变化，并在信号处理期间将其从信号中移除，以便防止数据中的固定偏移量误差。而且，可以检测单匝环250中(测得的)电压与电流之间的任何相移。

在一个实施例中，初始化可以是“空中扫描”，其中将(一个或多个)发送器120和(一个或多个)接收器124定位成仅空气位于它们之间，(一个或多个)发送器120和(一个或多个)接收器124定位成，如果将它们放置在普通患者的头上，那么它们之间的距离应尽可能远。一旦间隔开，就针对不同频率范围收集相移数据(因为误差可以跨不同频率是恒定的或者在不同频率之间变化)，并且随后可以在信号处理期间使用所收集的空中扫描值来校正***100的任何相移误差(例如，通过从***100的操作期间获得的值中减去它们)。初始化可以当A/D转换器122、126在头戴装置106中靠近发送器120和接收器124时，当A/D转换器122、126在头戴装置106外部时等等进行。

驱动和采样信号的生成

如上面所提到的，因为由各种组织类型和体液引起的相移可以随频率而变化，所以诊断***100收集用于多个频率下所传输的时变磁场的相移数据。图1中所示的诊断***100在处理单元104内提供了灵活的频率合成器100，虽然在其它实施例中，频率合成器110可以在例如头戴装置106中提供。在一些示例中，这个频率合成器110可以在大约20MHz至200MHz的范围内具有最小的1MHz分辨率(或者可替代地，大约20MHz至300MHz或大约10MHz至300MHz或多个其它合适范围中的任何一个)。可以使用标准的数字锁相环技术从单个稳定的晶体控制时钟振荡器中获得可选择的频率。如上所述，可以在处理单元104中的FPGA110之一中实现合成器110的数字部分。合成器110可以产生用于在发送器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，采样信号可以在频率上与生成磁场的信号稍微偏移(例如，10KHz)。在一些实施例中，可以将用于生成磁场的方波信号放大以校正其电平，并且还可以对其进行滤波以消除高次谐波并在一个或多个基频处实现低失真正弦波。

在其它情况下，在使用诸如时域数据的FFT处理之类的频域技术来计算相位时，强调基频的谐波可以是有利的。对于这些实施例，可以在基频合成器之后添加附加电路，以使方波或脉冲波形的上升时间或下降时间更快，从而增加相对振幅和高次谐波的数量。如前面所提到的，这个实施例允许利用单个RF突发生成频率“梳”，并且使用傅立叶技术处理来自发射器和检测器的捕获的时域数据，从而为“梳”中的每个频率产生同时的时间相关相位差数据集。从多个频率上同时捕获相位数据可以产生明显的优势，用于将期望的关于患者脑液的信息与运动伪像或其它可能会影响频率的单独扫描的效果分开，其中在不同时间测量每个频率的相位数据。在这种情况下，在不同时间对每个频率进行采样引入可能难以检测或移除的噪声。

由于用于生成磁场的信号通常是周期性的，因此可能不必使用比那个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，而是在一些示例中可以采用欠采样技术。欠采样类似于现代无线电中使用的外差(heterodyning)技术，其中放大器增益的大部分和音频或视频信号解调是在电子器件的低得多的中频(IF)阶段执行的。实际上，欠采样允许***在更长的时间段内收集相同或相似数量的采样点，而不会干扰信号的相位信息。

使用欠采样可以消除对否则要从波形的单个周期捕获足够的相位样本以准确地测量相位角所需的高速A/D转换器(其昂贵，并且可以涉及许多不同的有线连接)的需求。如果可以使用较低速的A/D转换器，那么如上所述，将A/D转换器122，126定位在发送器120和接收器124环250、270附近在商业上和物理上是可行的。

因此，在一些实施例中，所传输和接收的磁场信号之一或两者都可以被欠采样(例如，每个周期一个样本或更少)，因此与一个周期相比，可以使用在长得多的时间间隔上取得的样本来捕获波形的平均记录。为了完成欠采样，可以从公共时钟信号中得出发射信号和采样信号，其中采样信号准确地与发射信号频率(或次谐波频率)偏移小的量。如果偏移量是例如距发射信号的第一谐波频率10KHz，那么在100秒的时段之后的结果将是具有f/10000个单独样本的重复发射波形的一个周期的有效图片。对于100MHz的发射信号频率和100.010MHz的采样频率，发射波形的单个周期的10000个欠采样的单独样本以分辨率360/10000或.036度间隔开。作为欠采样的替代方案，也可以采用在A/D转换器122、126之前使用标准非线性混合技术的频率转换。

在其它示例中，磁场生成器信号的频率和采样信号的频率可以以其它方式相关，以下在参考频域信号处理技术时描述其一个示例。在还有其它示例中，采样频率可以是相对恒定的(例如，210MHz，而生成频率可以在宽范围内变化)。

将所传输和接收的模拟信号转换成数字数据

在一些实施例中，可以使用模拟信号处理技术来执行发射信号与接收信号之间的电子相移测量，而在其它示例中，可以在通过一个或多个A/D转换器122、126将模拟数据转换成数字数据之后执行相移测量，如上所述。然后可以处理数字波形以获得相关的相移信息。处理数字数据而不是模拟数据可以促进对波形的许多周期进行采样和求平均，以便例如减少随机噪声的影响，并利用适当的技术甚至减少在接近60Hz的频率下诸如AC线拾取之类的非随机周期性噪声。而且，在减小波形数据中的噪声之后，可以采用许多方法，诸如相关，以使用数字信号处理获得准确的相位测量。

在本文描述的诊断***100的一些示例中，所传输和接收的信号两者的A/D转换都尽可能可行地接近磁场的生成和/或检测点来执行。例如，可以通过与分别包含发送器120和接收器124的印刷电路一体定位的小型化的单片单芯片A/D转换器122、126在头戴装置106中执行A/D转换。例如，在一个示例中，用于发送器120的A/D转换器122可以差分地采样跨发送器120的平衡的输出的电压。例如，用于接收器124的A/D转换器126可以定位在耦合到接收器124的宽带宽信号放大器的输出端处。通过将A/D转换器122、126定位在头戴装置106上而不是远程处理单元104中(但是，在本文描述的其它实施例中可以这样)，可以有可能减少或消除与将模拟信号携带到A/D转换器122、126的电缆上的运动、弯曲或环境改变相关联的相移的影响。可以被减少或消除的其它误差源包括由于终端处的小阻抗不匹配而引起的与电缆长度相关的驻波谐振，以及互连电缆上的发射和接收信号之间的交叉耦合，这些会由于波形失真而生成相位误差。为了在A/D转换器122、126不位于发送器120和接收器124附近的实施例中实现类似的优点，可以使用单根电缆将采样信号带到处理单元104中的发送器和接收器A/D转换器122、126，和/或在一些实施例中，高质量的半刚性电缆可以在两个A/D转换器122、126之间使用。

整体操作和流水线

再次参考图1，可以针对发射磁场和接收磁场两者捕获波形数据(在一些实施例中其可以被欠采样)，并且可以至少部分地实时(或基本实时)处理捕获的波形。如本文所述，一个FPGA 112可以在许多周期上对两个波形中的每个波形的数据求平均，以降低噪声。然后，另一个FPGA 114可以使用相关技术来使用求平均的波形数据执行相移测量。在一些实施例中，可以使用流水线技术来加快数据吞吐量，以便在多个频率样本上收集相位数据。发送器120可以在第一期望频率下生成时变磁场，并且波形平均器FPGA 112可以在这个第一频率下执行必要数量的波形平均。

在平均器FPGA 112收集并平均来自发送器120和接收器124的所有样本数据点之后，可以将其传送到相移测量FPGA 114。在一些实施例中，在诊断患者体内的流体改变中仅使用单个发射频率，但是在其它实施例中，可以生成期望频谱范围内的多个不同发射频率并收集对应的数据。在具有多个发射频率的那些实施例中，可以在相移测量FPGA 114中进行第一发射频率的相位确定(使用在第一发射频率期间获取的数据)，而频率合成器FPGA110使发送器120生成具有频谱扫描的第二期望频率的磁场，并且来自第二发射频率的波形数据由波形平均器FPGA 112求平均(因此，流水线化)。在其它实施例中，对一个发射频率求平均的波形可以与记录第二频率的多个样本基本上同时发生。一般而言，可以使用许多不同类型的流水线化(例如，基本上同时执行信号生成、获取和数据处理的两个或更多部分)。但是，在其它实施例中，可以不存在任何流水线，并且诊断***100可以在移动到第二发射频率之前传输、收集、求平均和处理与单个发射频率相关的所有数据。

不管是否使用流水线，都可以利用期望的频谱频率扫描针对任何数量的发射频率重复使用不同的发射频率的过程，并且还可以针对频谱扫描内的一个或多个频率重复使用不同的发射频率的过程。在一些示例中，针对每个频率计算出的相移可以直接从相移测量FPGA 114传送到膝上型计算机102。

信号处理–求平均

由于发送器120和接收器124的相对小的尺寸，以及所传输的磁场的相对低的功率(它是低功率，除其它原因外，尤其是因为需要保护患者免于过度暴露于RF辐射，以及最小化来自***100的电磁场发射的需要)，与其相对小的振幅相比，在发送器120和/或接收器124处测得的磁场可以具有相对大量的噪声。噪声可以包括放大器的输入热噪声、来自EMI拾取的背景噪声等。在一些实施例中，相对于实际相移，噪声可以对相移测量贡献很大的比例。例如，1ml的流体改变可以与.3度相移对应，因此，如果发射和接收信号中的噪声是预期相移的很大一部分，或者甚至超过预期相移，那么该噪声可以使数据不可接受。

为了减少噪声，在一些实施例中，本文所述的诊断***100可以对所传输和接收的磁场的许多周期进行采样(例如，10000个样本的许多倍，诸如32000个样本)，并且可以对各个样本求平均，以便充分减少随机噪声或过滤具体频率。在一些示例中，总采样时间间隔可以被扩展到一个60Hz AC功率周期的近似整数倍，以便减小与60Hz相关的电磁干扰拾取的影响。如下面所解释的，可以通过任何适当的求平均技术对这些波形求平均，包括在时域中将它们彼此相乘，以及其它频域求平均技术。

现在参考图4，示出了波形平均器FPGA 112的简化逻辑图的一个实施例300。当然，在其它实施例中，可以采用自定义电路***来对数据求平均，该自定义电路***可以位于头戴装置106、处理单元104中、膝上型计算机102中或另一个合适的位置。但是，图4图示了可以在波形平均器FPGA 112中实现的逻辑的一个示例，该逻辑用于在已被A/D转换器数字化之后对所传输的波形样本求平均。相似的逻辑300可以被用于在已被数字化之后对接收到的波形样本求平均。到波形平均器FPGA 112的输入可以是来自A/D转换器的低电压差分信号(LVDS)类型的格式，以便减少在A/D转换器和波形平均器FPGA 112之间所需的布线。在LVDS格式中，表示单个波形数据点的数字数据的每个字可以首先通过下述反序列化逻辑从串行数据转换成并行数据。

图4中所示的逻辑包括同步串行输入、并行输出移位寄存器301，该寄存器由来自A/D转换器的数据传送时钟提供时钟。然后，将并行数据字传送到具有足够容量的存储器缓冲器302中，以处理构成所传输波形的一个完整周期所需的最大数量的各个波形样本。当数据字离开寄存器301时或在完全填充了存储器缓冲器302之后，加法器303可以被用于在存储器缓冲器302中累加所有波形样本的总和。每个波形总和存储器位置的字尺寸(以位为单位)可以容纳预期的最大数字而不会溢出。例如，12位分辨率的A/D转换器和4096个波形总和要求24位的存储器字尺寸。在将用于所传输的信号样本的波形存储器中预期数量的波形的总和累加之后(并且分开在波形平均器中类似地将接收器信号样本求和)，这两个波形的存储器内容被串行传送到相移测量FPGA 114。在一些示例中可以不必要除以平均的波形数，因为在处理的下一步中，平均的波形中仅数据点的相对幅度可以是相关的。因为这一点，还可以从每个平均的波形数据点中删除适当数量的最低有效位，而不会显著影响总体相移确定的准确性。

信号处理–确定相移

现在参考图5，相移测量FPGA 114还可以包含两个旋转移位寄存器401、402、乘法器403和加法器404。它还可以包括被配置为计算两个波形之间具有可调的相移的各个发射和接收平均的波形数据点的乘积之和的逻辑。FPGA可以被用于找出乘积之和最接近零且乘积之和相对于相移的斜率也为负的相移。

考虑具有频率f和相移

的两个正弦波的乘积的以下三角身份：

Sin u sin v＝1/2[cos(u-v)-cos(u+v)]，其中

并且v＝2uft(等式1)

＝1/2[cos(4>)-cos(27t(2F)t+(4))] (等式2)

乘积的第一项是仅取决于相移的DC项。第二项是两倍频率的另一个正弦波，其在原始频率的一个完整周期上平均为零。注意的是，当相位角

为+90°或-90°时，第一项(余弦波)也为零。此外，乘积相对于相位角改变的斜率

对于

为负，并且在

处为正。

通过迭代，FPGA可以确定_n0ffset的值，其中所传输的波和接收到的波最接近+90°相移。对于_n0ffset个样本与一个完整360°波形的n_t个样本的偏移量，然后使用以下等式计算相移：

相移＝90°+(n₀ffset/n_t)*360° (等式3)

确定的分辨率可以限于样本的数量(分辨率＝360°/nt)。如果这个分辨率不足以达到所需的测量精度，那么可以使用插值来找出_n0ffset的分数值，其中乘积项的总和正好经过零。

用于相移测量的频域信号处理方法

如上面所解释的(例如，参见关于将波形一起求平均和相乘以获得相移数据的部分)，来自发送器120和接收器124的测得的和数字化的磁场迹线的信号处理可以在时域中进行。但是，在其它实施例中，可以使用例如快速傅立叶变换(FFT)在频域中处理信号。

在傅立叶域分析的一个实施例中，来自发送器120和接收器124的信号以例如大约200MHz的采样率以相对高的分辨率(例如，14位)被数字化。A/D转换器和数据捕获电子器件可以被包括在相对小的印刷电路组件包装中。所捕获的数据可以经由高速USB串行链路被传送到膝上型计算机102。然后可以用膝上型计算机102上的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，就可以计算针对发送器和接收器时域波形中的每一个的FFT(但是，在其它实施例中，可以由FPGA或A/D转换器附近的其它处理器来计算FFT)。然后可以将表示电阻性和电抗性频域数据的所得实部和虚部解从笛卡尔坐标转换成极坐标，从而产生波形的振幅和相位的频域图。每个波形的相位可以从感兴趣的频率的相位的频域图获得。如果基频不成比例，那么可以使用采样频率与所传输的波场频率之间的差频。例如，210MHz的采样频率产生0到105MHz频率范围内的FFT，并且当所传输的波场频率在这个范围内时，基频被用于相移测量。如果所传输的波场频率在该范围的较高端，例如105MHz至315MHz，那么使用差频。

在针对所传输的和接收到的波场信号都计算了FFT之后，然后可以根据从变换后的发送器和接收器波形获得的相位值的差来计算针对特定感兴趣频率的相移。注意的是，在计算移位时，可以需要对各个频率区域中的相位信息进行一些符号反转。

为了允许针对来自发送器120和接收器124的样本计算FFT，可以确定用于采样的频率和所传输的波形，以便允许相干采样，使得所传输的和接收到的波形都包含重复波形的整数个完整时间段，并且为波形收集的样本数是2的偶数幂。用于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，使得primei/ftransmit＝prime2/freceive。在一些实施例中，质数primei和prime2以及样本的数量可以非常大，由此减小信号频率的允许值之间的间隔(例如，调谐分辨率可以约为1Hz)。这可以通过使用数字频率合成技术来实现，诸如通过组合稳定的频率源和整数倍频器、整数分频器和锁相环的适当组合。

对于相干采样，相位计算的理论准确性可以仅受时域波形的样本数和A/D转换器的数字分辨率的限制。DC噪声和低频噪声源(诸如1/f噪声)可以被频域处理技术固有地拒绝。相干采样的使用还降低了谐波和互调产物频率分量将位于用于计算相位的目标频率之上的可能性。此外，使用FFT频域解决方案确定相位可以提供关于测得的所传输的和接收到的磁场的幅度或振幅的信息。幅度值的比率可以被用于确定所传输的磁场的衰减，其可以以对数dB功率比率单位表述。

时域中的替代信号处理

作为时域中的一种附加替代信号处理技术，可以经由一个或多个相对低成本的模拟相位检测器或通过测量所传输的和接收到的波场信号的过零之间的时间延迟来完成相移测量。例如，集成的相位检测器电路可以包括放大器，该放大器通过削波正弦波(例如，具有超高增益)将所传输的和接收到的波场的正弦波转换成方波，然后使用模拟异或(XOR)门将来自发送器的削波的/方波与来自接收器的波进行比较，其中由XOR门提供的脉冲宽度指示所传输的和接收到的磁场之间的相移。

减少由于运动引起的相位测量误差

在所有引起相位测量误差的因素当中，许多因素与运动相关，诸如患者的运动、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。例如，患者与发送器120/接收器124之间的相对运动导致磁场线在穿过患者头部时的路径长度和位置变化。在磁场线从发送器120传递到接收器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可以改变磁场线的形状。

在一些实施例中，可以部署方法来减少归因于患者移动的伪像。这些算法可以例如检测跨感兴趣的频(例如，从大约30MHz至300MHz或从大约20MHz至200MHz)谱的差分相移数据中的统计变化，这可能不是生物学改变的结果，如由它们的改变率或其它特点确定的。因此，这个阈值类型的方法可以被用于消除由于除真正的生物学改变以外的手段破坏的数据。

作为另一个示例，可以通过检查其跨频谱变化的方式在算法中利用从FFT处理的幅度部分获得的衰减数据，以帮助检测和校正相移数据中的运动伪像。

作为又一个示例，电子加速度计可以附加地或可替代地被用于检测发送器120、接收器124、患者或传输电缆中的一个或多个的运动。在一些示例中，加速度计可以与发送器或接收器耦合到相同的印刷电路板(例如，使用MEMS型加速度计)。

除了检测阈值水平以上的任何运动之外，还可以检查发送器/接收器加速度计数据与患者加速度计数据之间的关系是否存在相对差异。例如，在患者和发送器/接收器两者中感测到的小振幅改变可以几乎没有后果。几乎总是会存在某种患者运动(因为，例如，即使昏迷的患者也会呼吸)。但是，较大或不相关的加速度计读数可以被用于触发数据拒绝或校正。因为患者附近的完全独立的物体的单独运动也可以在数据中存在运动伪像，所以仍然可以要求基于相位数据的统计分析进行一些类型的运动检测和校正。

用于提醒临床医生的医学诊断方法

本文描述的***100除其它事项外尤其可以用于测量由例如患者头部中的流体含量(“颅内流体”)的改变引起的相移的改变。在各种实施例中，***100可以被用于测量颅内空间内的许多事物中的任何事物。例如，在一些实施例中，测量颅内流体。在其它实施例中，测量颅内软组织或一起测量流体和软组织。一般而言，***100可以测量跨颅内空间的所有组织的生物阻抗。在本申请中，术语“生物阻抗”一般被用于表示颅内流体、软组织或两者的生物阻抗。可以采用方法来分析相位数据并确定流体改变是否表示困扰临床医生用户的组织改变。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位于患者头部一侧的发送器120传输的磁场与位于患者头部另一侧的接收器124接收的磁场之间的相移的基线读数。然后，临床医生可以跟踪并趋势化在后续扫描期间发生的测得的相移的任何显著改变，以帮助理解患者的临床状况，并且某些阈值、模式或趋势可以触发警报。可以采用和优化许多方法来向临床医生提供最有用的流体改变信息。例如，如果相位移动超过一定程度，那么***可以发出警报以提醒临床医生患者可能具有临床上明显的出血或水肿。对于一些状况，如果相移的改变率超过阈值，那么提醒临床医生可以是有用的。

例如，如美国专利No.7,638,341中所描述的，不同频率下的相移可以随不同的流体改变而变，该专利出于所有目的通过引用整体并入本文。某些相移模式可以与某些临床状况相关。例如，诸如出血或水肿之类的症状可以通过在一个频率下增加相位角，而在另一个频率下并发地减小来证明。使用不同频率下的相移比率可以提供关于流体类型及其改变方式的其它信息。例如，第一频率下的相移与第二频率下的相移之比可以是评估血液含量或将水肿与出血或其它流体改变分开的好参数。例如，盐水的相移频率响应可以与血液的相移频率响应不同，因此允许临床医生分开识别患者脑腔中血液和盐水含量的改变。在一些情况下，水量的改变对相移的影响相对小，但是离子溶液中电解质的浓度可以具有更明显的影响。

相移模式也可以是时间相关的。假设的临床状况的特征可以是在一段时间内相移增加，然后稳定下来，然后在某个其它时间段后恢复到基线。噪声因素(诸如患者的活动，如起床、进食、抽血或与访客交谈)会造成相移读数从基线发生改变。通过检查与不同活动相关联的模式，可以将临床上有意义的流体改变与噪声区分开。

使用各种频率下的相移和/或衰减数据的组合，那些相移和/或衰减的比率或其它函数和/或基于时间的方法可以在各种实施例中被组合和优化，以便向临床医生提供关于组织和/或流体改变的有用信息的范围。然后，临床医生可以通过使用更具体的诊断技术(诸如医学成像来诊断组织问题)对组织的改变做出反应。

在一些情况下，可以响应于流体和/或组织改变信息而改变疗法。例如，本文所述的诊断***可以监视正在使用血液稀释剂以溶解脑动脉中的凝块的患者体内的流体改变。如果***检测到脑内出血，那么可以减少或停止血液稀释剂以帮助控制出血，或者可以执行其它干预措施(诸如血管外科手术)来止血。作为另一个示例，开始经历脑水肿的患者可以经历医疗干预以控制或减轻水肿，或者可以经历外科手术以***流体，或者甚至进行半开颅手术以降低由于水肿引起的脑内压力。

在一些情况下，临床医生可以通过检查从诊断***有效反馈的信息来使用流体改变信息来管理药物剂量。例如，如果甘露醇被用于通过从大脑中抽出水来降低脑内压力，那么治疗临床医生可以使用本文所述的诊断***，以便接收关于患者的脑水如何响应药物而改变的反馈。

类似地，当响应于来自本文描述的诊断***的反馈而控制剂量时，可以更有效地施用用于血压管理、电解质浓度和其它参数的药物。例如，可以使用静脉内高渗或低渗盐溶液来控制脑钠浓度。可以将离子浓度的改变作为一个或多个频率下相位角移位或相位角移位的某种函数来检测。此类信息可以用作对医师的反馈，以更好地管理患者。

附加实施例

用于监视(一种或多种)颅内/脑液的VIPS***的一个实施例将所有电子器件容纳在头戴装置129中。头戴装置129可以被构造成像头盔或安全帽。射频振荡器可以放置在一个或多个发射器120/124附近，可能在同一个印刷电路板上。一个振荡器可以生成发送器信号，而另一个振荡器可以用于生成采样信号。如稍后将讨论的，可以使用多个发送器或接收器，并且可以期望具有用于不同发送器的不同振荡器。因此，可以使用多个振荡器。在另一个实施例中，头戴装置129可以被构造成像一副眼镜。这种实施例的一个优点是，因为设备将被机械地配准到鼻子和两只耳朵，所以可以更好地控制位置，从而使得有可能以良好的天线位置可重复性来移除和替换设备。天线可以放在眼镜的眼镜腿上，就在耳朵的上方和前面，从而提供大约在大脑中心的位置。靠近耳朵的天线放置具有靠近机械参考点的特征，因此提供了良好的位置可重复性。

在一些实施例中，可以使用多个发送器，其传输彼此偏移的频率。例如，可以使用三个发送器天线，并且每个天线可以传输与其它天线相差几KHz的频率。所有三个振荡器的频率都应当得自同一个稳定的参考振荡器，并使用数字锁相环合成技术来减少由于独立振荡器的热频率漂移和相位噪声的差异而引起的相位误差。每个发送器的频率略有不同的一个优点是，***随后可以识别并分离从每个发送器产生的信号，例如，使用快速傅立叶变换(FFT)。使用这种技术，所有发送器可以同时短暂地加电，并且在相同的极短时间间隔内，可以使用所传输的和接收到的波形的FFT同时确定每个发送器/接收器组合的所有接收到的相位信息。这个信息可以允许***解析组织内的流体改变的位置，并且还与由患者的运动、组织流体流或天线的运动或由环境中的移动物体生成的场运动引起的相位改变区分开。例如，这种***可以被用于特异性地识别患者大脑内的血肿的位置或局部缺血的体积。

对于医学应用，可以期望在工业、科学和医学无线电频带(在本文中称为“ism频带”)内传输信号。但是，可以期望将***设计为在这个频带外进行传输，以减少暴露于来自在ism频带中操作的其它设备的更多环境射频噪声的影响。

为了提高***抵抗环境射频噪声的健壮性，***可以在振荡器不传输任何信号的时间段期间检测环境射频噪声。如果某些频率下的噪声过高，那么***可以转到以不同频率生成信号，从而提高信噪比。在一些应用中，可以期望使用扩展频谱技术来测量相位，以便将电磁干扰频率扩展到更宽的频率范围上，以提高信噪比。为了促进改变频率，可以在设备中安装多个晶体，并且***可以在晶体之间进行选择，以允许在给定噪声环境的情况下选择最合适的频率。可替代地，数字RF频率合成器可以具有足够的带宽和分辨率，以促进来自单个参考晶体振荡器的新频率的快速频率合成。如有必要，可以将参考晶体振荡器稳定在烘箱中，以进一步减少温度波动引起的相位误差。

当生成信号时，可以采用各种波形状。方波将以基频的谐波提供更多功率。正弦波和失真的方波可以被用于将更多的射频功率推向更高的频率，或提供各种谐波频率下的功率。可替代地，可以将基频和更高频率相加在一起，以用于不同频率下的附加功率。采样信号也可以要求单独的RF频率，以进行模数转换。为了相位测量中的足够分辨率，采样频率上要求的分辨率也可以非常高，以允许相干采样。数字频率合成器可以利用锁相环稳定的倍频器和分频器的各种组合来实现相干采样所需的高分辨率，同时还为多个发送器生成稍微偏移的频率。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，使用约40dB增益的放大。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，在天线上采用20dB，在模数转换板上采用附加的20dB。

模数转换器也可以与发射器和接收器天线以及适合于将信号放大到最佳水平的任何放大器一起包括在同一印刷电路板上。

可以使用各种高速电缆连接和协议将数据从头盔传送到控制台。使用金属电缆会由于改变磁场的形状而引发误差源。为了避免这个问题，可以使用光纤电缆替代金属电缆。

可以使用诸如蓝牙、WiFi、无线或其它合适协议之类的无线协议将数据从患者头戴件或头盔无线地传输到控制台。传输的数据可以是时域数据，或者可以由头戴装置中的处理器执行FFT，然后将生成的数字数据无线地发送到控制台。使用FFT在频域中发送数据的主要优点是减少了数据的量，从而降低了所需的数据传输速率。FFT可以由处理元件执行，诸如硬连接以在头盔内执行FFT的现场可编程门阵列(FPGA)。可替代地，可以使用其它类型的微处理器(包括通用微处理器)来执行FFT。因为所有这些电子器件都安装在头盔或其它头戴装置129的内部，因此在一些实施例中，将部件的尺寸和功耗最小化可以是有利的。为了进一步减少对到控制台的电缆连接的需求，头盔中可以包括基于便携式可充电电池的电源***。

在一个实施例中，***被设计为每秒连续地或以短突发采集多个样本，从而可以分析数据以测量患者的心率，或提供其它有用的信息。与脉搏血氧仪中使用的技术非常相似，这种技术可以有助于区分动脉血量与静脉血量。在另一个实施例中，***可以被配置为与EKG、脉搏血氧饱和度或其它心脏信号同步。这可以提供非常准确的定时触发，以与心动周期的特定部分同时测量动脉和静脉血液体积。将VIPS读数与外部心脏信号同步可以相对于心律进行欠采样，而VIPS读数可以间隔几秒钟。通过比较心动周期不同部分的VIPS读数，可以处理一系列VIPS读数，以重建与心律相关联的流体成分改变，从而揭示大脑内整体灌注的测量。

现在将讨论用于使VIPS读数与心脏信号同步的说明性***。应当理解的是，图7的实施例可以用基本上任何类型的用于检测患者体内变化的生理传感器来修改，并且不应当限于具体讨论的心脏信号。图7是用于检测和监视由于患者的心动周期或随患者的心动周期发生的体液体积的***700的框图。图7的***700可以基本上类似于图1的***100。但是，在图7的实施例中，***700包括心脏模块701，其可以包括心动周期传感器702和触发器704。心动周期传感器702可以是检测患者心脏的电活动的基本上任何类型的传感器或传感器的组合。例如，心动周期传感器702可以被配置为检测心脏组织的极化和去极化。心动周期传感器702还可以与处理单元104、微控制器118或可以将各种信号转换成心脏波形或其它期望形式的其它处理元件通信。在具体示例中，心脏传感器702可以是检测患者体内的压力改变以检测心动周期的特点的压力传感器。在另一个示例中，心脏传感器702可以是感测声音改变以检测心脏***的特点的声学传感器。心动周期传感器702可以与头戴装置106一体地形成，或者可以是与其分离的部件。

触发器704可以是基本上可以接收和/或传输信号的任何类型的设备。触发器704可以与(一个或多个)心脏传感器702电连通，并且可以被配置为向处理单元104和/或头戴件106传输信号，诸如红外脉冲(露天或光纤)、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，可以通过触发器704无线或有线地触发VIPS测量。例如，基于对特定心脏事件(例如，脉搏血氧饱和度)或其它心脏信号的检测，触发器704可以指示处理单元104以激活VIPS读数，从而可以在心动周期的具体部分处检测和收集数据。在这个示例中，VIPS检测可以基于心脏事件。但是，在其它实施例中，心脏传感器702上的检测天线或布线可以对VIPS无线电传输频率敏感，并且可以被配置为由VIPS激活，以便捕获EKG记录内的每个VIPS数据采集脉冲的瞬间(确保VIPS数据与心动周期数据非常准确相关的增强和/或替代方法)。

随着每个心跳，大脑中的动脉血、静脉血和脑脊髓液的体积会波动，并且如由VIPS监视检测到的，这些改变可以产生有价值的诊断信息。在一个实施例中，***被设计为每秒连续地或以短突发采集多个样本，从而可以分析数据以测量患者的心率。在另一个实施例中，***可以被配置为由EKG、脉搏血氧饱和度或其它心脏信号触发并与之同步。这可以提供用于测量流体状况的非常准确的定时触发，所述流体状况包括在心动周期的一个或多个特定部分处的动脉血体积、静脉血体积和脑脊髓液体积。与脉搏血氧仪中使用的技术非常相似，这种技术可以有助于区分动脉血体积与静脉血体积。

在又一个实施例中，不触发VIPS测量以使其与EKG或其它外部心脏信号同步，而是以足够的精度对其进行时间标记，以将每个VIPS测量指派给收集其的心动周期部分。通过或者通过同步获取或通过后续分析来比较心动周期的不同部分处的VIPS读数，可以处理一系列VIPS读数以重建与心动周期相关联的流体成分改变。对VIPS测量的这种分析可以揭示对大脑内部整体灌注的测量，以及用于状况诊断的有价值的信息，诸如分流器故障(在本说明书的后面详细介绍)。这些方法(将VIPS读数与外部心脏信号同步或与外部心脏信号进行基于时间的相关性)允许相对于心律进行欠采样，从而使各个VIPS读数之间的间隔甚至可以是几秒钟，同时仍提供与和心动周期相关联的流体波动相关的有价值的信息。其它示例包括与通气信号(诸如二氧化碳分析信号)同步(或隔离不规则)。

各种信号处理分析技术，包括频域方法，诸如离散傅立叶变换(DFT)和快速傅立叶变换(FFT)分析，可以应用于VIPS测量以揭示脑液中的振荡的频率分布，该振荡得自患者的心律。这些技术可以单独地或组合地应用于多个无线电频率的测量的VIPS相位和/或幅度数据。用于分析的有用组合包括从理论和经验上得出的公式，这些公式使用VIPS相位和振幅数据的加权组合来创建与血量、脑脊液、水肿或其它相关流体特点相关的指标。当外部心脏信号可用于相关时，将提供心动周期的周期和频率，并可以与处理方法一起使用，诸如将平均值、中位数或其它统计信息应用于心动周期的每个被测部分的VIPS测量，然后计算区间之间的差，以确定与心动周期相关联的流体改变的幅度。

在另一个实施例中，***被设计为每秒获取多个样本，并且被配置为生成与由每个动脉脉冲导致的颅内血容量的改变幅度对应的信号。在颅内压(ICP)测量领域中众所周知，由于颅内血液体积的诱发的改变，ICP在心动周期的舒张期增加，而在收缩期减少。因此，使用ICP监视器，可以生成体积描记图，该描记图近似地绘制出颅内血液体积随时间反复波动的时间变化图。

在具有颅孔(例如，心室内导管)的患者，由于心脏搏动引起的ICP改变的振幅被显著衰减(damp)。这是因为随着流体通过导管来回移动，压力脉冲得以释放。ICP体积描记图的相同衰减也发生在脑室内分流的患者中，如慢性脑积水患者中通常使用的情况。当分流器正常工作时，脑脊液将在分流器导管中来回移动，从而在心动周期中衰减ICP偏移(excursion)。但是，当分流器堵塞或出现其它故障时，流体在心动周期中将无法移动，并且ICP变化的振幅增加。本发明可以被配置为监视在心动周期期间导致的血液和脑脊髓液体积的改变，并检测分流器阻塞或故障。

一旦生成体积描记图，就有多种方式可以使用该信息来帮助诊断患者的状况。例如，在心压/体积脉冲达到峰值之后，波形的以下部分表示恢复时段，在此期间流体体积返回基线。从心动周期的峰值到另一个后续时间所花费的时间可以提供有关颅内顺应性或颅内压的信息。它可以帮助识别心室内分流器性能或故障的具体特点。可以开发出沿着心动周期的各个时间点的体积描记图振幅的比率、差异和其它数学关系，以指示各种临床状况和生理参数。

在进行心肺复苏(CPR)期间，需要提供关于心脏按压效果的反馈。当前，存在可以测量位移距离的设备，该距离与心脏压迫和引起的血液体积改变相关。但是，这些设备不直接测量按压在诱导血液流向大脑中的有效性，这是CPR的主要目标。本发明可以应用于经历CPR的患者的头部，并且可以进行直接读数以检测在CPR期间脑中血液体积改变的振幅。在本发明的这个实施例中，可以通过向CPR施用者提供关于每次心脏压迫时血液体积的实际改变的直接反馈来监视和改善CPR的有效性。

除了使用VIPS技术产生颅内流体改变的体积描记图之外，还可以使用其它技术来实现本发明。例如，可以使用近红外光谱(nirs)或通过测量各种波长下光的吸收来生成体积描记图。举例来说，脉搏血氧饱和度测定设备通常使用两个波长的光，并在心脏脉动期间快速采样这些波长的吸收，从而产生体积描记图。这也可以用一个波长来完成。这种类型的光吸收技术可以应用于大脑，产生可以被用于评估分流器误动的体积描记图。体积描记术领域的技术人员将认识到的是，可以通过多种技术来产生颅内流体的体积描记图，并且本发明不限于产生体积描记图的任何特定技术手段。

在ICP监视领域中，熟练的神经科医生和其它专家可以检查ICP图的形状并确定重要的临床状况。在高采样率的情况下，本发明产生的体积描记图可以产生相似的曲线并且可以为临床医生提供相似的诊断信息，而无需使用侵入式ICP探头。关于动脉和静脉血流量和体积、颅内顺应性、水肿、CSF体积和搏动的信息都可以从高分辨率体积描记图获得。在一些情况下，将VIPS体积描记图与ICP监护仪结合使用以更好地理解患者的临床状况可以是有用的，尤其是在需要关于多种不同流体的信息时。这种技术还可以被用于通知临床医生颅内顺应性。

在另一个实施例中，可以通过检查一种或多种颅内流体的体积随时间的改变或响应于外部刺激而完成颅内顺应性的检测(诸如咽鼓管充气检查法操纵、颈静脉压迫、脑脊液注射或停药(如使用脊柱抽头)、过度换气、换气不足或患者位置改变)。最初刺激之后的恢复也可以指示颅内顺应性和自动调节。本发明可以与ICP监视器结合使用以建立压力和体积之间的关系，并因此提供有关颅内流体顺应性和自动调节的信息。本设备可以与其它监视技术相结合，诸如但不限于ECG、EEG、脉搏血氧饱和度、超声、经颅多普勒和/或红外SPE内窥镜检查法，以使颅内流体体积与其它在诊断、管理或治疗疾病时可以有用的生理学参数相关。

在另一个实施例中，当前设备可以用于检测CSF泄漏。例如，可以用当前设备监视有CSF泄漏风险的患者，诸如接受硬膜外麻醉手术的患者，并且该设备可以在CSF的体积改变时提醒主治医师。由于目前尚无在脊柱或硬膜外麻醉期间或之后直接检测CSF泄漏的方式，因此麻醉专家通常会在数小时或数天后在泄漏的症状变得明显之前放任不管。因为大多数患者在术后立即恢复过程中仍处于卧姿，因此他们通常要等到术后站起来才会出现任何神经***症状。由于颅骨内CSF的消耗，大脑将因重力和缺少足够数量的CSF所供应的正常浮力而下垂。通常假设这种下垂会在某些供给大脑的血管上引起压力，从而导致严重的头痛，通常被称为“脊柱性头痛”。硬脑膜穿刺意外造成的这种CSF泄漏的一种常见治疗方法是将患者的自体血液注入穿刺附近的硬膜外腔。这被称为补血片。其它治疗方法涉及向腔内注入盐水或其它液体，或手术修复硬脑膜撕裂。在当前设备的适当应用下，可以制定新颖的治疗患者的方法，包括以下步骤：对正在经历可能导致CSF泄漏的规程的患者应用颅内流体监视器，检测CSF泄漏，并修复在同一手术会话期间的泄漏。这种方法的变化可以包括使用颅内流体体监视器检测患者的CSF泄漏，以及通过泄漏检测修复泄漏。或者，可以在可能造成CSF泄漏的规程之前对患者的颅内CSF体积进行测量，并且可以在规程期间或规程之后对颅内CSF体积进行第二次测量，并且如果检测到显著降低，那么可以在规程结束之前进行维修。可替代地，可以在规程之后的任何时间进行第二次测量，并且可以在检测到泄漏之后进行维修。

在本发明的另一个实施例中，体积描记术用于检测呼吸频率和体积、心率或******功能。例如，传感器可以被设计为使得它们将以检测由于呼吸循环而导致的胸部偏移的程度的方式粘附到躯干。传感器也可以集成到臂带、耳机或手表手镯中，以监视底层组织的血液体积的改变，然后经由数学变换将其与心脏和呼吸循环联系起来。附着在***根部的传感器可以测量与***反应相关的体积改变。

根据一个实施例，VIPS***的控制台可以包括具有显示器的自定义电子设备。可以可替代地使用膝上型计算机或平板电脑(诸如iPad)。使用这些现成的计算机之一的优势在于已经集成了无线通信能力，包括蓝牙或WiFi。但是也可以使用由现成的或自定义部件组成的自定义控制台。

为了检测大脑中流体的不对称性(或其它对称或不对称特点)，可以策略性地定位多个发送器和接收器。发送器和接收器可以被定位成使得发送器通过患者的块状组织的不同部分进行传输，并且接收器一般被定位成与发送器相对，从而通过组织来接收信号。例如，单个发送器(或接收器)可以定位在患者前额上或附近，并且两个接收器(或发送器)在空间上彼此分开并且可以位于头部的任一侧，优选地朝后，使得时变磁场传播通过每个半球，或者在有两个发送器的情况下，每个时变磁场都被唯一地传播到大脑的不同侧。在这个示例中，由接收器接收的磁场(或在使用两个发送器的情况下，由单个发送器接收的两个磁场)将基本上通过整体组织样本的不同部分(例如，第一部分和第二部分)被传输。取决于发送器/接收器的朝向，在组织部分中可以存在某种重叠，但是一般发送器被布置为通过整体块装组织的离散部分被传输。

继续这个示例，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信号不均匀可以指示一侧存在中风或出血。这是有用的，因为大多数脑部病变并不直接位于大脑中心。因此，检测到不对称将指示病变。为了识别从每个发送器发送的信号，信号可以包括传输特点作为标识符，诸如同步脉冲、振幅或频率调制，和/或每个发送器可以以不同的基频或不同的频率序列进行传输。例如，从第一发送器发送的信号可以具有与从第二发送器发送的信号不同的频率。作为另一个示例，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以在时间上移位。作为又一个示例，信号中的每一个或之一可以包括与从其传输该信号的特定发送器对应的数据位(例如，振幅值等)。

有可能允许单个天线或线圈在不同时间充当发送器或接收器，从而创建收发器。可以实现开关，以将天线从接收器切换为发送器，反之亦然。例如，可以使用砷化镓FET或PIN二极管开关。可替代地，两个同心环形天线可以定位在同一印刷电路板或其它基板上。

在测量相移时，其中一些电子部件可以对温度改变敏感。为了使温度引起的变化的影响最小化，可以期望将从发送器到模数转换器的电缆设计为与来自接收器的电缆具有相同的长度。以电阻器、电容器和电感器的串联/并联网络的形式添加补偿电阻或电抗也可以使温度的影响最小化。此外，加热器或热电冷却器和隔热材料可以被用于使放大器或其它本身对温度敏感的部件保持温度稳定。

为了减少发射天线与递送RF发射信号的电缆不匹配的影响，可以使用定向耦合器移除电缆反射，并提供可以被用于模数转换的纯发射信号样本。

为了降低***对天线附近或在磁场中的人或其它物体的移动的敏感性，屏蔽天线以引导磁场可以是有用的。由铁氧体、其它磁性材料或电导体形成的各种场成形无源设备可以与天线结合，以使场轮廓与人脑腔体最佳匹配。

算法

如已经描述的，VIPS设备可以捕获多种频率的电特性数据。这种数据可以包括发射器和检测器之间的相移和电压或电流信号的衰减的测量。在一些实施例中，将在多个发射器和检测器之间进行相移或衰减的测量。

不同的生物组织具有变化的电特性，因此引起不同的相移和衰减。通过检查电特性改变(例如，相移)的频率响应，有可能分别检查每种类型流体的体积改变。因为头骨是刚性且封闭的体积，所以不同流体(诸如血液、细胞内流体、细胞外流体和脑脊髓液)的体积改变彼此影响，因为总流体体积必须保持基本恒定。颅内压和颅内流体体积之间的基本关系是两个多世纪以前由Monro和Kellie教授首次发表的。Monro和Kellie建立了这样的学说，因为头骨本质上是刚性的封闭体积，所以血液从颅骨中静脉流出是必要的，以使动脉血流到颅骨中。这种现象也适用于其它颅内流体。

可以生成多种算法来可靠地检测颅内流体的改变。公式可以从某些流体在某些频率的相移、衰减或其它电参数得出。可以凭经验推导一个公式B(p(fl)，a(f2))，该公式与颅内血液体积密切相关。在本示例中，公式B是特定频率(f1)下的相移(p)和相同或另一个频率f(2)下的衰减(a)的函数。在活体患者或动物中，随着血液体积的增加，我们预计脑脊髓液的体积会减少。因此，如果我们导出脑脊液的公式并将其称为C，那么B/C的比率的增加可以是静脉血池或脑出血的良好指示器。作为另一个示例，众所周知，随着脑水肿的发展，增加的细胞内和细胞外流体体积将一些颅内血液推出颅骨。因此，如果我们导出细胞液的公式，并将其称为CF，那么CF/B的比率可以被用作量化水肿的度量。使用比率公式可以特别有助于区分可能影响分子和分母的噪声因子。

进一步采用这种通用方法，本领域普通技术人员可以开发许多这样的算法，这些算法利用与一种或多种特定的颅内流体和/或脑半球中流体的位置紧密相关的公式。两种或更多种流体之间的关系可以用数学公式表示，该数学公式可以包括比率、乘积、总和、差或各种其它数学关系。

本发明可以被用于诊断状况，诸如脑出血或水肿。但它也可以用于帮助控制这些状况中的一些的治疗。例如，设备可以被用于测量脑组织中的细胞液。在发生危险性水肿的情况下，医生常常会使用甘露醇和高渗盐溶液等静脉药物来从大脑中抽水。如果未适当地和以正确的剂量给药，这些药物可以是危险的。对于主治医师而言，了解从脑组织中清除多少流体将是有用的。因此，使用诸如此处描述的设备将具有作为提供反馈以减少颅内流体体积的治疗手段的效用。另一个示例是使用这种设备来提供颅内血液积极的测量，作为用于管理改变血压和流速的药物的反馈，这些药物有时用于治疗脑损伤患者。可以使用颅内流体测量作为反馈的其它示例包括：剧烈运动(诸如跑步马拉松)中的水合作用；剧烈运动中的钠浓度；或治疗钠水平不当的患者。

虽然此处使用的示例集中在颅内流体，但是使用可以区分不同类型流体的设备的算法和治疗方法也可以在其它医学领域中使用。诸如上面描述的算法和反馈技术可以被用于可靠地测量身体其它部位的不同类型流体的比率。例如，检查充血性心力衰竭患者肺组织内积聚的流体可以被理解为同一区域内肺液与血液比率的改变。乳腺癌手术后通常发生在患者手臂中的淋巴水肿可以通过细胞外液与血液或肌肉组织体积的比率来测量。如上所述，可以使用反馈来确定影响组织流体体积的患者的治疗方法，诸如用于淋巴水肿的压缩服或用于充血性心力衰竭患者的利尿剂。

临床应用

在血液透析期间，从患者的静脉中抽出血液，并且滤出包括钠和尿素的物质。血脑屏障防止被称为渗透压克分子的这些较大分子迅速离开大脑。这建立了浓度梯度，该浓度梯度提供了渗透压，以将水穿过血脑屏障吸入大脑，从而导致脑水肿。在极端情况下，这种脑水肿造成被称为透析不平衡综合征的症状，并且可以严重到足以引起脑功能退化甚至永久性脑损伤。部分地出于这个原因，执行透析需要延长的时间，通常约4小时。相信许多患者可以耐受更快速的透析方案，但是难以确定哪些患者可以耐受更快的透析率。通过在透析期间监视颅内流体体，本文所述的VIPS***可以启用新的透析方案。这种方法的步骤将涉及在开始透析之前在患者身上放置流体监视器，以相对快的速率发起透析，以及检查脑水肿的迹象。随着水肿的进行，可以响应于流体读数而降低透析速度，从而基于每个患者耐受该过程的能力为其定制透析速率。

对于具有钠失衡的患者，本文所述的VIPS***可以被用于检测可能导致诸如高钠血症和低钠血症之类的状况的钠水平的改变。在怀疑患有此类状况的患者中，可以部署该***以检测并诊断该状况，或者通过在输液或药物治疗期间提供实时反馈来帮助临床医生纠正患者的钠平衡。

在心脏手术期间，存在没有足够的血液流到大脑的风险。这可以是栓塞或血液循环不足或大脑血压低的结果。讨论这个问题的一篇文章是“Silent Brain Injury AfterCardiac Surgery:A Review”，作者：Sun等人/Journal of the American College ofCardiology，2012年。流体监视器可以检测大脑中血液量的减少，并且可以检测出大脑组织中的局部缺血。因此，新的监视技术可以涉及在心脏外科手术开始时将流体监视器(诸如本文所述的***)放置在患者身上，并在外科手术期间监视患者。在设备检测到脑缺血或脑部血量减少的情况下，可以提醒医生，并可以尝试通过各种临床手段纠正问题。

VIPS设备可以被配置为非侵入式地监视颅内压。在神经病学领域中众所周知的是，当颅内流体由机体自身的颅内流体控制***适当地调节时，颅内压和体积近似线性相关。在临床研究中已经确定VIPS设备可以检测与压力改变成比例的流体移位。

需要检测胃肠道中的局部缺血，尤其是在新生儿中。本文所述的VIPS***可以被用于通过连续监视或瞬时测量来检测局部缺血。

在汽车事故受害者、足球运动员、军队中以及其它类型的头部受伤中，预防和检测头部受伤是至关重要的。加速度计已添加到橄榄球头盔中，以监视由于撞击而引起的加速度，并且耐克公司等公司已将加速度检测器集成到帽子中。但是，加速度计充其量只是帮助确定头部受伤可能性的间接方法。响应于外部加速力的大脑中颅骨的运动会导致脑震荡或脑损伤。VIPS还可以添加到头盔、帽子、头巾中，或直接应用于头部，并可以在撞击过程中检测大脑在颅骨内的移动。这可以代替加速度计使用，但如果与加速度计一起使用，将是最有效的。与单独加速度计相比，用VIPS监视颅骨内的大脑移动将提供更好的潜在脑损伤测量。足球是一种应用。撞车测试是另一种应用。车辆安全性研究可以极大地受益于更好地理解撞击期间的大脑移动(例如，用VIPS监视的假人进行碰撞测试)。

脑震荡的检测是重要的，尤其是在运动损伤中。如果人患有脑震荡，那么在第一次脑震荡尚未解决之前的第二次脑震荡会导致非常严重的伤害，称为第二撞击综合症(“second impact syndrome”，Bey&Ostick，West J Emerg Med.2009年2月；10(1):6-10.)虽然脑震荡及其对颅内流体体的影响仍在发展，但是VIPS可以被用于检测颅内肿胀、充血、静脉合并、出血、局部缺血、血流速度变化或其它生物学变化的早期阶段影响组织的生物阻抗。利用VIPS设备，可以在比赛之前或某个其它基线时间获取读数，并将潜在伤害事件之后的读数与基线进行比较，以确定伤害的存在或程度。

可以用本文描述的VIPS***监视多种其它医疗状况。***水肿可以由多种医学状况造成。充血性心力衰竭患者的脚和腿肿胀是常见的。在乳腺癌外科手术之后，当患者出现淋巴水肿时，手臂肿胀是常见的。外科手术之后四肢或身体其它部位肿胀是常见的。在一些类型的外科手术中，存在皮瓣有缺血、浮肿或静脉合并的危险。当由于诸如手臂、腿或体内任何封闭空间之类的隔间内压力增加而导致肌肉和神经的血液流量不足时，会导致隔间综合症。当前设备使用微创设备(涉及针头以穿透组织并读取压力的读数)来测量隔间综合征压力(“accuracy in the measurement of compartment pressures:a comparison ofthree commonly used devices”，Boody&Wongworawat，J Bone Joint Surg Am.2005Nov；87(l l):2415-22.)患有充血性心力衰竭或其它状况的患者的肺部或胸腔积水。本文描述的VIPS设备可以被用于监视由于这些或其它状况中的任何状况而引起的与肢体和身体其它部位的肿胀、血流、灌注和/或其它流体特征相关的改变。可以取得基线读数，并且可以将后续测量与那个基线进行比较，以监视并检测例如组织的肿胀或灌注的改变。连续监视肿胀可以为药物治疗提供反馈，以控制水肿、血流或其它临床参数。

脱水可以是危及生命的医学状况并且可以发生在体育活动中(诸如马拉松赛跑)以及患有各种医学状况的患者。本文描述的VIPS设备可以被用于量化患者的水合水平，以用于初始诊断、监视治疗的有效性和/或作为对患者病情恶化的警报。

战斗机飞行员和其它经历极端加速的人有时可能会失去知觉，这是由于其大脑内突然的液体转移所致。在暴露于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，也会发生类似的情况。本文描述的VIPS设备可以安装在头盔内，也可以在可能会使他们面临颅内流体改变的危险的活动期间附加到人的头上，这些活动可以被实时监视。如果发生危险的流体改变，那么可以提醒个人或第三方进行干预。

众所周知，偏头痛是由脑内和周围血管扩张引起的。定期或连续监视颅内血液体积可以被用于诊断或更好地理解偏头痛的生理学。偏头痛患者可以在给药过程中量化各种偏头痛治疗的效果，并且可以使用那个信息作为滴定药物或调整治疗的反馈。偏头痛患者的定期周期性监视(例如每晚和早晨醒来时进行的简短VIPS现场检查读数)将使个人能够检测出偏头痛症状之前的特征性颅内流体改变，从而有助于更有效地减轻症状的早期干预措施。

***体积描记术通常用于泌尿外科手术，以评估***切除术之前和之后的***功能。当前，这通常是经由圆周应变计换能器来完成的。VIPS传感器可以被用于提供***充盈的直接体积测量。这种设备也可以在非卧床环境中使用，以评估***功能障碍的病因，即，是生理性还是心理性的，或监视夜间唤醒。

如上所述，可以使用使用***100、700来(直接或间接地)检测体液的各种方法。例如，在一种方法中，异步EKG和VIPS读数可以被加时间戳，并且VIPS读数可以根据心动周期中的位置进行分区，以进行后续分析。作为一些示例，示例性分析包括统计，诸如每个区间中的中位数或平均值，然后与舒张部分和收缩部分相关的区间的平均值之间的差异可以指示流体交换的程度。

作为方法的另一个示例，信号处理算法(例如FFT、DFT)可以由处理单元104和/或计算设备(例如，膝上型计算机、台式机、服务器)应用于测得的相位、振幅和/或加权组合(诸如与血液相关的计算出的指示器、CSF等)。为了确定与心脏周期相关的流体改变的心率(频率)和/或振幅。

生理监视通常用在各种医学环境中，以包括诸如心率和呼吸率之类的参数。虽然目前存在多种方法来导出这些值(电、光和其它值)，但是VIPS也可以用于提供关于这些生命体征的数据，由此在已经将VIPS设备用于颅液监控或作为相同信息的附加来源时避免附加监护器的需要。即，生理传感器可以被用于直接或间接地检测患者体内的流体流动或其它状况的一个或多个特点，然后这些状况可以被用于校准或过滤来自VIPS***的数据。

颅内流体的自动调节是复杂的生物学过程，涉及血管舒张、血管收缩、脑脊液(CSF)在大脑的各个隔间和脊柱之间的移动以及CSF的产生。患有多种神经***疾病的患者的自我调节能力较差，这会导致颅内压升高或降低。本文描述的VIPS设备可以被用于评估特定患者的自动调节和颅内顺应性。可以开发测试以测量由于规程或姿势改变而发生的流体改变。例如，患者可以背朝下平躺，而临床医生可以取流体体积读数、将患者的腿抬高到升高的位置，并测量发生的流体改变。其它测试可以包括静脉内注入大量液体、给药和/或将患者从平坦位置移至垂直位置，所有这些都会引起血液、脑脊液和大脑中其它流体的改变。可以将来自特定患者测试的结果与在不同时间执行的同一患者的基线测量进行比较，或与已知的正常和病理反应的数据库进行比较，以帮助临床医生更好地理解患者的自动调节和颅内顺应性状态。通过更好地理解患者的颅内流体功能，临床医生可以能够更好地选择对患者最有益的治疗方案。

比较在自发操纵流向大脑的血流后受试者的恢复正常脑血管反应性(CVR)的研究表明，脑震荡患者与健康受试者之间存在差异。与健康受试者不同，有脑震荡的人在换气过度后无法恢复正常的CVR。脑震荡之后这种状况连续了几天。相反，在健康受试者中，CVR在短得多的时间内恢复到正常状况。我们的实验表明，在影响CVR的测试(诸如咽鼓管充气检查法操纵和颈静脉压迫)期间，对大脑电磁特性的大量测量具有可测量的变化。结果表明，利用这个专利申请中描述的设备和方法可以精确地检测到返回到时间和幅度正常。这说明了，由于产生血流量的良好控制的操纵，这些设备和方法可以被用于通过评估与正常特征的偏移的时间和幅度模式来评估各种疾病(诸如脑震荡)。

实验示例

这个实验基于可以在对组织状况的自发改变的电磁信号响应中找到实质性见识的构思。基于对生物组织状况的电磁测量，这会导致更加受控的诊断方法。在我们的实验中，被询问的器官或组织中产生了自发改变，并且通过评估响应于自发产生的改变而在那些器官或组织中发生的电磁特性的改变并将这些改变与自发行为相关联来进行诊断。

该方法的一个示例涉及脑震荡，脑震荡是运动医学中的重要医学问题。运动引起的脑震荡或轻度创伤性脑损伤(mTBI)在运动医学中越来越受到关注。神经心理学检查是用于检测mTBI的主要诊断工具。但是，mTBI还产生生理效应，包括心率变化和压力反射敏感性、细胞代谢和脑血流量降低。作为脑血管流量的测量的脑血管反应性(或“脑血管反应”，CVR)因脑外伤而受损。各种方法被用于评估CVR。它们包括过度换气、屏气、吸入二氧化碳和施用乙酰唑酰胺。已表明，可以将颈动脉的多普勒超声测量结果用于监视CVR的改变，然后将CVR的改变与mTBI相关联并用于状况的诊断。本文描述的方法和设备提供了用于测量CVR变化的替代手段，具有在mTBI诊断中的实际应用。

这个实验证明，通过对身体的自发动作来评估CVR的各种方法产生了大脑电磁特性的改变。这些特性在幅度和时间上产生明显的特征，因此可以与我们的设备一起用于大脑诊断。

实验***：电感光谱仪

设计并构造了实验性多频感应光谱仪。该***由四个模块组成：函数发生器、收发器、双通道解调器和模数转换器。使用个人计算机来控制***并处理数据。函数发生器模块使用两个完全相同的可编程合成器(NI 5401合成器，National Instruments,Inc.，Austin，TX)作为振荡器。第一振荡器在预编程的步骤供应大约20mA的激励信号Icos(coet)，范围为1至10MHz。第二振荡器生成调制信号Icos(comt)。为了在恒定的低中频上产生窄带测得的电压信号以进行处理和解调，在整个带宽上将差分ω_e-ω_m＝ω₀＝100(2π)保持恒定。

激励和调制信号分别连接到收发器和双通道解调器模块。收发器由励磁线圈和感应线圈组成，它们同轴地对心距<i＝18cm，并带有两个差分接收器放大器AD8130。两个线圈均由在半径为r＝2cm的圆柱形塑料线圈架上卷五匝的电磁线AWG32制成。根据法拉第定律计算得出的线圈电感约为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到初级磁场及其扰动。为避免感应拾取，缠绕线圈的导线。放大器如常规运算放大器那样连接，并分别在激励和感应线圈中收集参考电压(V_ref)和感应电压(V_md)。调整放大器的增益，以便在整个带宽内获得+5V的动态范围。

双通道解调器模块使用混频器和窄带通滤波器来将任何激励和感测频率的信息传送到相同的低频(ω₀)。这个模块使用两个相似的通道对参考信号和感应信号进行解调。为了避免电路中的附加电感和杂散电容，放大器和双通道解调器电路被金属盒屏蔽并通过短同轴电缆(长度小于0.8m)连接到线圈。电流流经屏蔽件，以使电路和线圈之间的任何互感最小化。

模数转换模块将恒定低频上的参考电压信号和感应电压信号数字化。数据获取卡(NI 607IE，National Instruments,Inc.，Austin，TX)以1.25M样本/seg的采样率和12位的分辨率被用作模数转换器。

通过在LAB VIEW V6.1(National Instruments Inc，Austin，TX)中可用的提取单音函数，在大约五个周期内用软件计算参考电压和感应电压的相位。参考电压与感应电压之间的相移估计为

通过对二十个频谱进行平均，可以改善用于相移测量的信噪比(SNR)(在1MHz处为39dB)。

实验协议：

颈外静脉压迫

位于颈部两侧的两条颈外静脉是脑静脉引流的主要途径之一。通过向颈部的两侧施加轻微的压力，人可以抑制引流。在这样做时，颅内流体体积增加了20-30cc。如本专利申请中所述，这个实验的目的是评估相移颅内流体监视设备检测这些血液体积改变的能力。

实验表明，在压缩之后颈静脉释放后，读数呈指数衰减。还表明，在第二次压缩和释放之后，读数未返回到原始值。这是当由于局部缺血而耗尽新陈代谢时CVR的典型现象。这表明这种方法可以提供另一种评估CVR从而评估脑震荡的技术。

参考图12，该经验的结果在曲线图中呈现。如图2中所示，将校准之后的相移移位测量绘制为时间的函数，并且相移的增加是由于静脉压缩和释放过程中的减少引起的。另外，在血管释放之后，读数中的指数衰减不会返回到原始值。这是当由于局部缺血而耗尽新陈代谢时CVR的典型现象，并且指示该方法可以提供另一种用于评估CVR和评估脑震荡的技术。

咽鼓管充气检查法操纵

通过对闭合的气道进行适度强力的呼气来执行咽鼓管充气检查法操纵，通常通过在向外按压时将其嘴巴闭合并捏住其鼻子来进行，就像炸开气球一样。咽鼓管充气检查法操纵测试了人体补偿返回心脏的血液量改变(预加载)并影响血液流入和流出头部的能力。循环***通过操纵的动态响应指示了几种生理功能，包括CVR。这个规程还可以评估其它状况。例如，具有自主神经功能障碍的患者的心率和/或血压改变将不同于健康患者的预期。

使用如本文描述的设备，测量对咽鼓管充气检查法操纵的时间响应。该测量具有可以被用于诊断目的的几个典型的时间方面。这些包括读数增加的时间常数、峰值、衰减的时间常数以及最终的短期和长期值。

图13图示了示出在咽鼓管充气检查法规程期间随时间而变的移位读数的改变的曲线图。如图13中所示，读数具有可以被用于诊断的几个典型的时间方面，这些方面包括读数增加的时间常数、峰值、衰减的时间常数以及最终的短期和长期值。

检测脑震荡

对于患有脑震荡的人，对脑部的血流进行自发操纵后，其恢复正常的CVR与健康人不同。在脑震荡之后几天，在经过过度换气测试后，脑震荡受试者无法恢复正常的CVR。另一方面，在健康受试者中，CVR在较短的时间内恢复了正常状态。我们的实验表明，我们对大脑电磁特性的大量测量显示，在影响CVR的测试(诸如咽鼓管充气检查法操纵和颈静脉压迫)期间，可测量的改变非常明显。结果表明，通过我们的测量可以精确地检测到恢复正常。这证明，由于产生血流量的良好控制的操纵，我们的设备可以被用于通过评估与正常特征的偏移的时间和幅度模式来评估各种疾病(诸如脑震荡)。

检测大血管闭塞

临床上将近50％的缺血性中风被称为脑血栓形成或脑梗塞。这些中风分为两类：小血管闭塞(或“血栓形成”)和大血管闭塞(LVO)。当大脑的较大供血动脉(诸如颈动脉、大脑中动脉或基板动脉)之一受阻时，就会发生大血管闭塞。小血管闭塞涉及大脑较小和较深的动脉之一。闭塞一个或多个脑血管的效果是减少或消除流过闭塞的动脉富氧血液，从而导致“下游”脑组织缺氧(即，氧气输送不足)。如果未检测到并因此未得到治疗，那么LVO将导致脑细胞死亡，造成持久的脑损伤，甚至在一些情况下造成死亡。如果被检测到，那么可以执行动脉再通，以使血液再次流向因闭塞而被阻止血流的大脑部分。再通的两种方法是使用tPa(组织纤溶酶原激活剂)进行静脉血栓(IV)和机械再通。治疗LVO的主要挑战之一是尽早检测LVO以能够提供有效的治疗。

LVO的较早检测将导致较早的临床干预，因此可将脑细胞损害降至最低。连续、非侵入式地监视LVO证据的能力可以消除保持患者清醒的需要、可以减少或消除医院工作人员进行连续视觉监视和与患者互动的需要，并且可以限制患者接触来自多个CT(计算机断层扫描)扫描的放射线。此外，在一些情况下，LVO实际上是继发性脑损伤，其可以在原发性脑损伤后数小时或数天发生。监视脑损伤患者继发性LVO的能力，尤其是在他们入睡时，对于改善结局至关重要。

上面描述的非侵入式、诊断性VIPS***和方法的任何实施例都可以被用于监视大脑或身体其它部位的流体改变以检测LVO。在任何给定的LVO情况下，在发生闭塞之后，受LVO影响的大脑区域中的液体可能都会发生可检测的改变。因此，一种检测LVO的方式是随着时间的推移监视患者的(一种或多种)脑液并观察可能指示LVO的改变。根据各种实施例，这种检测方法可以涉及流体随时间的多个“快照”或连续监视。当LVO连续存在时，由于缺乏灌注，脑细胞开始死亡，从而导致水肿和肿胀。可以使用本申请中描述的VIPS***和方法检测这种水肿和肿胀。

检测LVO的另一种方式是使用如本文描述的VIPS***仅拍摄大脑的一个“快照”，并将大脑右半球的血液体积与大脑左半球的血液体积进行比较。例如，在大脑右侧出现LVO的情况下，右侧的血液将少于左侧的血液，因此表明右侧可能存在LVO。这种检测方法可以立即执行，并且这种方法的一个优点是它不要求基线流体测量进行比较。因此，可以在许多不同的环境(诸如救护车或急诊室)中执行这种“单个快照”方法，以快速检测LVO。它也可以在医院环境中使用，例如，以快速检测出较早患上第一次中风的患者的第二次中风。当然，对于一些患者，LVO检测的两种方法可以一起使用-即，随时间推移监视液体和单个快照方法。本文描述的VIPS***和方法允许将此类方法的任何组合应用于任何给定的患者。

虽然这里描述了这些技术与LVO检测一起使用，但是它们在中风检测中也可以具有其它应用。例如，在一些实施例中，这些技术可以被用于检测小血管闭塞或出血性中风(诸如由动脉瘤破裂引起的那些中风)。

现在参考图15，在患者管理中检测闭塞的移除也可以是重要的。再通(例如机械或静脉tPa)成功之后，将发生脑血管反应性，随着血液涌入耗尽的动脉血管***，这将引起流体改变。随着时间的流逝，大脑中的流体(血液、水肿、实质性流体等)将达到体内平衡，从而提供关于有效性的附加临床反馈。再次，本文描述的任何VIPS***和方法都可以用于检测与脑血管闭塞的移除相关的流体改变。如本申请中详述的那样，VIPS***还可以被用于识别大脑中的一种或多种类型的流体，诸如血液、CSF、水肿等。图15是图示使用如本文描述的VIPS***的一个临床示例的图表680，以监视经历闭塞移除的患者。使用如本文描述的VIPS***，图表上的每个点表示一个对大脑中流体体积的快照测量。图表最左侧和底部的第一个点表示基线测幅度。第二个点(即，从基线向右的下一个点)表示刚执行完闭塞移除规程之后测得的流体体积的改变。在图表上向右移动的后续的点表示后续的VIPS流体测量，示出了流体体积的较慢上升，然后是逐渐减小。这仅仅是本文描述的VIPS***可以用于在闭塞移除规程之后测量流体改变的方式的一个示例。

除了检测LVO的存在外，本文描述的VIPS***和方法还可以被用于帮助确定LVO在脑血管***中的位置。确定LVO的位置(诸如它位于大脑的哪个半球)可以为重要的治疗提供重要的临床诊断反馈。例如，具有在空间上分开以区分大脑的特定区域中的流体改变的两个发送器和一个接收器的VIPS设备可以被用于检测在哪个半球中存在流体改变。如上面所提到的，这种方法可以被用于检测LVO的存在，并且还可以被用于帮助在大脑中定位LVO。确定闭塞或其它病理位于右半球还是左半球的能力在LVO条件之外是重要的。此外，在其它实施例中，可以有可能确定大脑、脉管***等其它解剖区域中的闭塞或病变的位置。

双边检测

无论是用于定位LVO还是用于其它应用，在空间上检测右半球与左半球的流体改变的能力对于患者的诊断和护理都至关重要。例如，确定发生了哪种类型的中风(缺血性与出血性)以及发生在哪个半球，为临床医生提供了重要信息，以进行适当的治疗。检测大脑体积描记器(测量器官体积的改变)的能力，除了确定患者的心率之外，也是有用的。例如，它可以被用于检测颈动脉狭窄，其中大脑一侧的血流相对于另一侧受到限制。这会导致不同的体积描记器振幅，从而提供临床相关信息。它也可以被用于检测急性缺血性中风(狭窄、血栓形成、梗塞)，这会导致检测体积描记器振幅的差异。在一些情况下，一个半球的出血事件仅会减弱一个半球的体积描记器振幅，从而提供附加的临床相关数据。检测体积描记器信息中“非对称性”的能力可以为适当的干预提供重要的临床重要反馈。

先前已经讨论了VIPS技术并将其公开为“体积积分相移光谱法”。这项技术基于光谱学的原理，因为它生成并将频率的频谱(范围)朝着身体的一部分(例如，胸部或大脑)指引，并测量/检测效果(例如，吸收和传播相位延迟)。电磁辐射是由于身体部位内的物质(例如，流体)引起的。但是，在本申请中，公开了生成和检测单个频率而不是一个或多个频谱的概念。此外，首字母缩写词VIPS被用作“VIPS技术”、“VIPS***”和“VIPS设备”，例如，VIPS在这个上下文中可以表示单个频率或多个频谱/频谱/频率的范围。

如本申请通篇所描述的，在许多实施例中，可以使用VIPS技术(体积积分相移光谱法)使用多个频率、相位和/或幅度来测量身体器官或身体部分(诸如大脑)中的流体改变。实际上，以上描述的重点是在***中使用多个发送器和/或接收器，这些发送器和/或接收器常常被用于区分给定空间中不同类型的流体。但是，在一些实施例中，本文描述的***可以仅使用一个频率、相位或幅度来进行多种类型的测量中的任何一种。如上文刚提到的，体积描记法是测量通常由于血液或空气体积的改变而引起的器官或全身体积改变的方法。在一些实施例中，本文描述的***可以使用一个频率来测量大脑或颅骨中的血液体积的改变，以确定例如大脑的一个半球是否正比另一个半球接收更少的血流量。类似地，可以使用一个频率来测量流向大脑的血流量的总体改变。这仅仅是一个示例，提供它是为了说明虽然本申请中的描述集中于使用多个频率、相位和幅度，但是一些实施例可以仅采用一个频率、相位和/或幅度。

图14A图示了用于流体监视***的头戴装置600的一个实施例，该头戴装置600可以如上所述提供双边检测。在各种实施例中，头戴装置600的形式可以类似于头戴件的任何先前描述的实施例，诸如图8的头戴件129、图9、10A-10C的头戴件906、图11的头戴件950，以及图14B和14C的头戴件650。这些实施例中的任何一个的特征可以在任何其它实施例中进行组合和/或修改，以制造用于放置在患者的头部上以监视颅内流体及其改变的头戴件、头戴装置、头带、头盔或其它可穿戴设备。照此，诸如“头戴件”、“头戴装置”、“头带”、“头盔”和其它类似术语之类的术语在整个本申请中可以互换使用，并且在描述给定条件时使用这些术语中的特定一个实施例不应当被解释为限制本发明的范围。

通过该介绍，在图14A所示的实施例中，头戴装置600(或“头戴件”)包括框架605和容纳在其中的发送器、(一个或多个)接收器和电子元件(不可见)。框架605从前部的壳体604在两侧围绕头部延伸到柔性臂612、613以及在每一侧的缠绕端602、603。环绕端602、603中的每一个都包含发送器，并且每个发送器优先通过大脑的一个半球向位于壳体604和/或框架605内其它位置的一个或多个接收天线进行传输。柔性臂612、613和环绕端602、603被设计为环绕患者头部的后部，以帮助将头戴装置600紧密地保持在头部上。

壳体604容纳用于头戴装置600和至少一个接收天线的控制电路***。壳体604还可以包括显示器610，在显示器610上可以显示关于头戴装置600的任何相关信息，诸如但不限于开/关指示器、给定测量的连续时间、测得的值等。在一些实施例中，显示器610可以提供足够的信息，使得头戴设备600可以用作不需要与诸如计算机之类的次级设备通信的完全自给自足的独立设备。可替代地，这种独立实施例或其它实施例可以与台式计算机、膝上型计算机、平板电脑、智能电话等无线地或经由有线连接进行通信。两个支撑臂608、609也可以与框架605耦合，当将头戴装置600放置在头部上时，框架605搁置在患者的耳朵上，从而有助于将头戴装置600保持在患者的头部上。鼻架606也可以耦合到框架605，以提供用于头戴装置600搁置在患者鼻子上的表面，从而提供附加的稳定性，以及用于将头戴件600随后放置在患者身上的一致的对准/配准参考。在替代实施例中，以上进一步示出和描述的其它设备可以在双边检测中使用(或修改以供使用)。

图14B和14C分别是头戴件650的替代实施例的顶部透视图和底部透视图，其具有与图14A的头戴装置600相似的形式和许多相同的特征。再次，头戴装置650包括框架655和容纳在其中的发送器、(一个或多个)接收器和电子元件(不可见)。框架655从前部的外壳654在两侧围绕头部延伸到柔性臂662、663和在每一侧上的环绕端652、653。环绕端652、653中的每一个都包含发送器，并且每个发送器优先通过大脑的一个半球向位于壳体654和/或框架655内的其它位置的一个或多个接收天线进行传输。壳体可以再次包括显示器660。框架655还包括两个支撑臂658、659。鼻架656附接到框架655。头戴装置650还可以包括用于与电源连接的电力电缆插头664，以例如对容纳在壳体654内的电池充电。框架655还可以包括一个或多个控制按钮666，用于打开和关闭头戴装置650和/或用于控制其它功能。

当使用两个头戴装置600、650中的任一个时，常常非常重要的可以是能够(1)将头戴件600、650适当地装配在许多不同尺寸和形状的头部上，以及(2)将头戴装置600、650与患者的头部配准。为了本申请的目的，与患者的头部配准仅意味着提供某种类型的机构或方法，其允许将头戴装置650、655放置在头部上、从头部上取下，然后准确地将其以相同或几乎相同的朝向和位置替换在头部上。这种配准允许头戴件600、650被移除并替换并且多次用于多次读取，同时维持读数的一致性并且不使它们受到头戴装置600、650在头部上的不同定位的影响。为了解决尺寸问题，当然可以以不同的尺寸提供头戴装置650、655。头戴装置650、655还可以包括一个或多个有助于确定尺寸和/或对准的特征。例如，头戴件650、655可以包括可调的鼻架或多个可拆卸和可更换的鼻架，从而可以选择鼻架以最优地适合特定患者。柔性臂612、613、662、663也可以是可调的和/或可延展的，以允许进一步的可调性。耳朵支撑臂608、609、658、659也可以帮助配准，因为它们是稳定的，并且在穿戴头戴件600、650期间始终位于患者耳朵的顶部。在一些实施例中，它们也可以是可调的，以帮助调整尺寸和/或配准。

使用本文描述的头戴装置600、650或任何其它头戴装置或头戴件实施例，患者体内颅内(或其它)流体监视的一个目标常常是在相对较长的时间内(诸如延长的ICU停留时间)提供对(一种或多种)流体的连续监视。照此，头戴装置600、650可以包括多个特征中的任何一个，以使其在更长的时间段内更加可穿戴、舒适和有效。实际上，头戴装置600、650的替代实施例可以明显更小，并且在一些实施例中可以类似于头带(诸如运动头带)。图16图示了头带670的一个实施例，该头带670是颅内流体监视***的一部分。再次，虽然在本申请中如“头戴装置”和“头带”之类的术语常常互换使用，但是诸如图16的头带670之类的头带通常具有沿着周向缠绕头部的形状因子。头戴装置或头戴件(诸如图14A-14C中所示的)通常搁置在头上，并且不会一直缠绕在头部。本文描述的头戴件和头戴装置一般类似于虚拟现实护目镜或眼镜框，其前部和臂在患者的耳朵上方延伸。在一些实施例中，可以将这些实施例做得很小并且易于穿戴。头带(诸如头带670)在可穿戴性、适应不同患者头部的不同形状和尺寸的能力、在患者头部的一个位置上停留较长时间的能力方面可以还具有附加的优点。一般而言，使VIPS流体监视设备(头戴装置、头带或其它方式)更小并且更耐磨将涉及零件小型化、零件数量的减少或两者兼而有之。在一些实施例中，这可以导致模块化的头带或头戴件设备。

再次参考图16，在一些实施例中，头带670可以包括两个模块，其中一个模块提供传输和接收，而另一个模块提供处理和通信。传输和接收模块672(由于嵌入在头带670内而不可见)可以提供天线到患者头部的放置和固定，以进行抽查(spot check)和/或长期连续监视。处理模块674(也嵌入在头带670中)可以附接到传输和接收模块672。这个实施例可以允许容易地放置(一个或多个)长期发送器和(一个或多个)接收器天线，而没有处理模块的附加尺寸和重量。此外，这种方法在将患者EMT运输到医院的过程中可以是有用的，其中处理模块674是不可转移的或一次性的，但是传输和接收模块672与患者一起转移。这种转移为患者提供了一致的天线放置，并允许连接类似的处理和通信设备(模块或其它方式)。

头戴件600、650或头带670的机械设计的另一个目标是在所有头部尺寸和形状(或在其它实施例中的其它身体部位)上提供稳定且可重复的(如果用作抽查)天线定位。实现这个目标可以涉及向设备添加更多的发送器和接收器，和/或使用新的通过比较各种发送器/接收器对上数据如何改变来补偿较小的位置改变的数据处理算法。此外，头带670上的模数转换器可以包括更多同时被采样的通道(例如，每个接收器一个通道)，更多的用于FFT的头上信号处理等，以及针对到处理器或蓝牙接口的低数据速率传输的数据的附加缓冲。下面描述被设计用于实现这些目的的多个特征和实施例，并且在给定的实施例中可以以任何合适的方式包括和组合这些特征和实施例。

现在参考图17，从患者P的头部的顶部的角度示意性地图示了流体监视设备1000的天线放置配置的一个实施例，前额F指向图的右侧。在这个实施例中，四个发送器1002(X)和三个接收器1004(R)围绕流体监视设备1000放置，流体监视设备1000定位在患者的头部上，例如，这可以通过将发送器和接收器附接到头带670或头戴件600、650来实现。在这个实施例中，发送器和接收器可以作为可重新配置的模块附接到头带670或头戴件600、650。例如，所示出的示例对于在体积描记术中使用可以是有利的，并且围绕患者的头部定位的发送器1002和接收器1004越多，头带670或头戴件600、650越能在发送器1002和接收器1004之间进行三角测量，从而获取准确的数据。

在一些实施例中，头戴件/头带中的模数转换器(ADC)可以具有四个通道(全都同时被采样)，而不是两个。四个通道而不是两个通道应当导致时域数据增加两倍。两个附加的通道意味着快速傅立叶变换(FFT)现在也从两个增加到了四个，而FFT发送器谐波区间的集合也从两个增加到了四个。因此，每次测量的FFT区间数据点的数量从二十增加到八十。在一些实施例中，如果特定应用不需要蓝牙命令协议，那么可以具有省略一些数据的灵活性。

连续颅内流体监视的另一个挑战是电干扰控制。这个挑战的一种可能解决方案是将关键功能完全集中在专用的自定义专用集成电路(ASIC)中，以消除PCB迹线上的信号交叉耦合并降低辐射发射和磁化率。流体监视***还可以包括用于电力***的新准则，以消除接地环等。***还可以包括用于发送器时钟同步和到ADC的发送器输出检测信号接口的新指南，以最小化发送器/接收器的交叉耦合。可以还包括用于接收器天线/接收器放大器设计的其它新指南，以最小化天线到接收器放大器互连的拾取。

刚刚描述的***的可能的ASIC包括RF时钟合成器。该***可以包括四个相干发送器和一个来自公共参考的样本频率。合成器可以在几个MHz跨度上可调，以减轻干扰和/或改善对特定脑液的检测。发送器时钟同步信号可以以16X的基频发信号，以将这个潜在干扰源推出接收到的频带。另一个ASIC候选具有四通道同时采样ADC，其具有支持三个接收器和四个频率复用发送器的数据缓冲器。它可以包括4x4096x16位数据缓冲器，以简化与信号处理器的接口。这种实施例可以通过减少来自ADC的数据传送的时钟频率来允许将现成的微控制器或DSP用于FFT和蓝牙接口。一些实施例可以可替代地包括用于每个接收器的单独ADC，其可以具有显著的减少交叉耦合的优点。最后，在一些实施例中，另一种ASIC可能性是具有发送器分频器/驱动器。来自RF时钟合成器和方波天线驱动器的16X高频时钟同步分频器(时钟同步频率>9次谐波减轻了接收器的干扰拾取)。

图18是图17的模块化流体监视设备1000的框图。设备1000可以包括四个发送器1002(Xmtrl-Xmtr4)、三个接收器1004(Rcvrl-Rcvr3)、RF合成器模块1006、主处理模块1008和电池(bartery)/中央功率调节器1010。在一个实施例中，电池/中央功率调节器1010可以包括电池、充电器接口和(一个或多个)中央功率调节器，以向其它模块提供功率。主处理模块1008可以包括具有20db350MHz BW放大器的接收器、ADC、微控制器或DSP，以及蓝牙模块(或者可替代地，一些实施例在接收器模块中可以具有后置放大器和数字化)，其可以是ASIC或ASIC和分立部件的组合。RF合成器模块1006可以包括10MHz参考晶体、VCO外部部件、环滤波器帽和RF合成ASIC。发送器模块(包括四个发送器1002)可以包括发送器分频器/驱动器ASIC、天线、场整形铁氧体和静电屏蔽件。接收器模块(包括三个接收器1004)可以包括天线、静电屏蔽件和20db 350MHz前置放大器。设备1000还可以包括互连，以支持模块的多种配置中的重用。

创建可随时间连续穿戴的小型可穿戴VIPS流体监视设备的另一个挑战是在设备上提供足够数量的天线和天线的放置以进行准确的测量。在一个实施例中，头戴件/头带设备可以包括至发射模块的铁氧体波束导向/整形核心，以优化天线方向图，以减少与患者头部的接口处的反射，并改善整个大脑体积的覆盖范围或提供进入特定区域的定向RF。一些实施例可以包括用于发射和接收模块的静电屏蔽件，以阻止向后部和侧面的发射并减小来自外部源的敏感性。总体目标是在大脑的所有重要区域实现更高的传输场强度，并减少预期频率通过空气绕大脑的预期路径的发送器和接收器之间的耦合。添加更多的接收器1004和更多的发送器1002还有助于确保覆盖大脑的所有关键部分。

图19图示了发射模块1002的一个实施例，其可以与本文所述的VIPS流体监视头戴件/头带一起使用。在这个实施例中，发射模块1002包括静电屏蔽件。

图20图示了接收器模块的一个实施例，其可以与本文描述的VIPS流体监视头戴件/头带一起使用。

现在参考图21-23，VIPS流体监视***的一些实施例可以包括基本询问器/应答器。在此类实施例中，并且参考图21A，询问器模块合成与第二合成的ADC样本频率信号相干的适当的、连续的、稳定的RF频率信号，并且将这个RF信号的放大的突发传输到应答器模块。应答器模块从询问器模块接收RF信号突发，并在内部合成自己的连续RF信号，该信号处于相同的频率并被锁相到询问器单元的RF信号突发。参考图21B，然后应答器模块切换到发射模式，并使用其内部合成的询问器信号副本的放大版本将已知振幅的准确定时的延迟的RF信号突发返回给主模块。同时，询问器模块已切换到接收模式，并且它放大并处理来自应答器模块的重传的信号。计算其内部合成信号与返回的信号副本之间的相位差。还计算返回的信号的振幅。保留这个数据以用于监视器的脑液计算。图22是根据一个实施例的询问器模块的框图。图23是根据一个实施例的应答器模块的框图。

在连续的流体监视中，监视设备被放置在患者身上，例如在患者头部上/周围，该监视设备在那里保持一段时间。处理模块在设备停留在患者身上的时间期间发起一系列测量。这些测量本质上是使用连续可穿戴设备执行的串行抽查。测量的速率和频率可以是预先编程的、由用户可编程的、针对给定的使用条件预先确定的，或其某种组合。例如，TBI(创伤性脑损伤)患者可以要求每小时进行一次测量，以评估可以在深夜睡觉时发生的初始损伤和/或SBI(继发性脑损伤)的进展。这个设备还可以在头带配置或其它设备配置中用作抽查(打开、测量，然后关闭)。

在一些实施例中，另一个可选特征可以是提供一个或多个粘合剂“锚”以放置在患者身上，然后使用锚将监视设备附接到患者。此类锚在形式上可以类似于心电图(ECG或EKG)“按钮”，其传统上用于传导电流通过身体以测量心脏的电活动。在一些实施例中，这些粘合剂锚可以主要用于提供用于将流体监视设备附接到患者的安全附接机构。在其中设备与患者的配准很重要的实施例中，它们还可以帮助将设备与患者的头部配准。锚允许监视设备可以在患者身上卡扣和脱开，每次重新应用都重新定位到同一位置。可以使用任何合适数量的锚，并且可以将锚定位在头部上的任何合适位置，例如前额、太阳穴或头皮(在一些实施例中可以要求剃刮)。在一些实施例中，锚可以与另一个医疗设备结合使用，以使电流通过或测量人体的电刺激。

类似于锚的构思，一些实施例可以在监视设备上或分开包括粘合物质，使得可以使用粘合剂/粘性物质将监视设备粘附到患者的前额。这将有助于将设备固定在适当的位置。设备本身可以包含或作为附件包括粘性介质，该介质有助于在首次放置之后将头带固定在适当的位置。粘性介质可以例如施加到前额、太阳穴或其组合上。

在其它实施例中，可以经由放置在耳道中和/或在耳朵周围的机械附接来实现或增强监视设备的对准、稳定性和放置可重复性。例如，在一个实施例中，可以将发送器放置在一个耳道中、将接收器放置在另一个耳道中，并且可以通过大脑进行VIPS测量，同时为设备提供机械支撑和对准。设备可以包含数据本地处理和显示和/或传送到异地处理设备。此外，在一些实施例中，除了每个包含天线的耳道(发送器/接收器)，还可以在头部周围放置附加的发送器和接收器。在一些实施例中，接收器可以定位在耳道中并且发送器围绕头部定位，或者其任意组合。

作为上述特征的补充或替代，一些实施例可以涉及纹身或以其它方式标记患者以供头带放置/重新调整参考。监视设备可以提供视觉配准，以进行重复和可靠的放置和替换。这可以通过临床医生在患者身上放置一个或多个标记并使用(一个或多个)标记将监视设备配准到患者来实现。可以例如通过作为设备一部分的传感器光学地实现这种配准，或者可替代地通过包含用于临床医生的十字准线的设备，以使该设备在视觉上将设备对准放置在患者身上的(一个或多个)标记。

在一些实施例中，不管监视设备附接到患者的方式如何，该设备都可以包含提供机械刚度/硬度的内部框架，以在使用期间将天线维持在相同位置。这个内部框架可以减少或消除天线之间的任何扭转平移，同时可以灵活地适应各种头部尺寸。

在一些实施例中，监视设备可以包括至少两个传输天线的相控阵结构，以实时地和/或在随后的数据获取之间调整至少一个接收天线的空间灵敏度。一些实施例可以包括用于检测具体源的频率抖动。在这种实施例中，监视设备可以包括多个发送器/收发器，它们全部具有完全相同的频率。处理单元可以抖动发送器/收发器频率、相位和/或振幅中的一个或多个，以唯一地识别接收器天线(或多个天线)。在替代实施例中，监视设备可以具有多个发送器/收发器，每个具有唯一的频率。处理单元可以抖动发送器/收发器频率、相位和/或振幅中的一个或多个，以唯一地识别接收器天线(或多个天线)。

监视设备的一些实施例可以包括一个或多个天线，每个天线被调谐到单个唯一的频率。例如，监视设备可以具有天线，以针对传输、接收或目标流体具有最优响应。这些天线也可以机械地和/或电地构造用于独特的应用。天线可以被调谐到具体频率，用铁氧体材料构造以优化RF渗透到人体中的频率、被屏蔽以减少出入天线的发射以实现最优噪声抑制等。

在一些实施例中，可以结合同轴电缆，以便不仅递送信号，而且还递送功率。传统上，同轴电缆用于要求射频(RF)屏蔽的地方，以抑制来自作为中心导体的传输信号的噪声。在VIPS设备中，这些同轴电缆可以被用于传输频率。在一些实施例中，设备可以使用多根RF同轴电缆的现有屏蔽来供电(AC/DC)，其中一个屏蔽可以用于电源接地，而另一个屏蔽可以用于电源。这将减少连接器和电缆的数量，从而减小监视***的尺寸并且更重要的是减少潜在的辐射和传导噪声源的数量。

监视设备的其它实施例可以包括用于传输数字信号、数据通信、时钟等的光纤。在测量装备中使用电缆和/或电线导体会引入传导或辐射的噪声源。在具有高灵敏度的测量***中，这些噪声源会出现问题。因此，监视设备的一些实施例可以包括光纤，以减少这些噪声源(误差)。在监视设备中使用光纤还可以提供更大的灵活性，以使头带适应变化的头部尺寸。此外，光纤在通过触摸或弯曲拾取电荷时不容易受到电缆产生的摩擦电效应，这会引入噪声和/或错误信号。

在一些实施例中，头戴装置600或头带监视设备可以由单独的自供电模块构成，其中每个模块包括发送器模块、接收器模块和处理模块。可替代地，可以通过中央公共电源来提供电力。在一些实施例中，发送器模块可以包括天线、RF生成、数字化和通信。接收器模块可以包括例如天线、接收器放大、数字化和通信。处理模块可以控制每个发送器/接收器模块。处理模块与每个模块通信，以传输频率(利用发送器模块)，并用接收器模块测量发送器模块的频率、相位和/或振幅。根据替代实施例，模块通信可以是有线的或无线的。模块电力可以集成到模块中，或者由外部电源提供。此外，各个模块可以充当独立模块，并且所有通信都可以无线地执行(RF用于通信)。例如，可以通过由处理模块发送给发送器和接收器模块的“触发”脉冲进行测量，以发起扫描。然后，可以将测量数据经由RF传输回处理模块，该处理模块可以或者处理数据或将其传送到另一个处理单元。在一些实施例中，可以为每个模块唯一地识别这些数据，并与时间戳同步。如果大多数连接是无线的，那么可以减少或消除通过有线连接引入的各种噪声源。监视***的处理单元可以将经处理的数据或原始数据无线地或经由有线连接传送到远程计算机。每个模块或单独的发送器和接收器(或收发器)都可以以数字、模拟或数字和模拟模式混合工作。模块或整个设备可以包括或者离散电路或者ASIC(专用集成电路)，其可以是数字和/或混合信号(模拟和数字)。ASIC可以提供以下优点：减小模块的尺寸和功耗，以及模块之间和***之间的一致性能。

在其它实施例中，诸如用于监视颅内流体的头带设备之类的流体监视设备可以具有单独的模块，诸如处理、传输和接收模块。头带还可以包括用于具体应用的附件。例如，在一个实施例中，头带设备可以适应人的头部并接受或允许可定制的接收器、发送器或收发器放置。可以在头带上直观地指示这些放置，以进行最优的临床评估。例如，对于LVO检测，头带可以带有标签，以将两个发送器放在耳朵后面，并将一个接收器放在额头上。此外，在一些实施例中，头带可以允许天线绕头带旋转或滑动到特定位置。在一些实施例中，模块(或天线)可以在连续测量的同时以连续的方式绕头带自动旋转，或者可替代地地，它们可以旋转、扫描、旋转、扫描等。这种旋转可以提供可以通过其使用多个发送器和接收器(或收发器)使用相位和/或幅度改变部署RF层析成像的方法。在替代实施例中，模块不旋转，而是保持静止，并且监视设备采用多个间隔开的发送器、接收器或收发器来达到相同的效果。在一些实施例中，头带监视设备可以在固定位置上包含处理单元、(一个或多个)发送器和(一个或多个)接收器，该固定位置附接/适于患者的头部以测量脑液。而且，头带可以包括可移除和可分离的特征，其使得设备的一部分是一次性的并且一部分是可重用的。例如，处理部分可以是可重用的，或者天线或天线模块可以是可附接的并且是一次性的。

在一些实施例中，监视设备可以被用于检测解剖界标。在一些应用中，监视设备的放置对于实现检测病理性疾病的敏感性至关重要。放置可重复性对于在读取之间将设备移开的抽查期间的测量可重复性也是重要的。例如，在一些实施例中，监视设备可以被用于检测窦腔，以确保RF信号正传递到大脑中。解剖界标可以包括耳道、骨骼结构或发送器和接收器天线之间的任何其它解剖特征，这些解剖特征提供了可重复/可预测的配准，以将监视设备放置在患者身上。这些界标的检测可以通过监视设备自己的RF和/或通过监视***中或监视***中使用光或声音的其它检测器来提供。

头带监视设备的一些实施例可以仅使用模拟信号，而不使用数字信号。这种实施例可以导出与所传输频率与接收到的频率之间的相对幅度和相对相位对应的电压。这样做将无需采样模拟发射和接收频率，然后数字化并计算源和接收频率的FFT，以提取VIPS测量。在这个模拟版本中，电压将直接与感兴趣的数据对应，从而减少了处理开销和功耗。

本文描述的任何VIPS***都可以结合蜂窝电话、智能电话、平板设备或其它个人计算设备。蜂窝电话有意地生成多个RF并将其传输到环境中，以进行蜂窝塔通信、WiFi和蓝牙。在一些实施例中，在本申请中描述的VIPS***可以使用蜂窝电话(或类似设备)作为所传输的s)和附件设计来接收这些频率，从而提供个人的、方便抽查的VIPS设备。蜂窝电话可以应用于身体部位的一侧(例如，头部、躯干、手臂)，而接收器则可以应用于另一侧。软件应用将发起测量并处理数据。

本文描述的任何VIPS监视设备都可以结合任何附加的传感器、以向临床医生提供任何附加的测量、诊断或参数。例如，流体监视设备还可以测量脉搏血氧饱和度、患者温度、呼吸频率、血压或其任何组合。可以将用于测量这些参数的附加设备集成到VIPS流体监视设备中。这些附加的参数/测幅度也可以与VIPS数据的处理结合使用。例如，脉搏血氧仪可以被用于识别心率并为血液流体检测提供同步触发。

在一些实施例中，流体监视设备可以是静止设备，并且患者可以将他或她的头部(或在其它应用中的其它身体部位)放置到该设备中。例如，可以以“信息亭”方式部署监视设备。例如，在一个实施例中，VIPS监视器可以被设计为静止设备，并且患者坐下并将他/她的下巴放在下颌托上，以使患者的头部与(一个或多个)发送器和(一个或多个)接收器对准以获取VIPS读数。

可以包括所描述的VIPS流体监视设备、***和方法的多个附加方面和实施例。以下列表仅仅是示例性的并且不旨在进行限制。

1.一种概念上是模块化的设备，每个模块包括一个发送器和一个接收器，并且该设备包括任何合适数量的模块

2.不仅包含驱动电子器件，而且还从“模块”屏蔽RF和将RF“聚焦”到“模块”中

3.***电源、控制和设计的集中式或分布式方法

4.使用多个频分或时分多路复用RF发送器和多个RF接收器，以捕获空间分辨数据，以计算脑液体积改变

5.使用铁氧体磁芯来优化发射天线的形状和方向

6.使用静电屏蔽件以最大程度地减少杂散RF场的背面和侧面传输和接收，从而最大程度地减少发送器信号与接收器的不期望的交叉耦合

7.使用远高于感兴趣的谐波频率的基频来同步来自中心位置的发送器频率，以消除发送器/接收器交叉耦合

8.从单个参考频率合成样本频率和多个与大样本尺寸相干的发送器频率，以缓解参考长期频率漂移和短期稳定性问题

9.用于EMI(电磁辐射)减轻和/或优化的流体检测的跳频

10.头带和模块设计通过稳定且可重复的天线定位来适应头部尺寸和形状的变化

11.头带和模块设计在长期(连续)监视期间通过稳定的“一次性”定位来适应头部尺寸和形状的变化

12.模块化方法，用于容易地使***配置适应多种产品类型、任务、复杂性级别、成本等。

13.多根天线为脑液体积改变检测能力增加位置清晰度

14.多天线和新算法允许使用“三角测量”对两次测量之间的天线位置改变进行补偿

15.每个接收器天线处的数字化，以减少干扰拾取

检测和区分中风

如上面所提到的，本文描述的各种VIPS***和方法实施例可以被用于中风的检测。虽然上面的一些描述集中在LVO(大血管闭塞)的检测上，但本申请中描述的***和方法可以被用于检测任何类型的中风和/或帮助诊断给定患者是否发生了中风。以下描述提供了本文描述的VIPS技术和方法的这个应用的进一步细节。

有两种主要的中风分类：缺血性中风和出血性中风。缺血性中风是由动脉阻塞或闭塞引起的，而出血性中风是由一根或多根破裂的血管从而导致颅骨内出血引起的。中风治疗的临床途径取决于中风是缺血性还是出血性。在缺血性中风的情况下，例如，可以使用组织纤溶酶原激活剂(tPA)来溶解引起中风的血凝块，或者可以使用手术干预以机械方式移除(一个或多个)阻塞。另一方面，在出血性中风的情况下，可以使用药物来逆转血液稀薄并促进凝血，或者可能需要手术干预来缝合破裂处。这些仅是中风治疗类型的示例，但它们说明了以下事实：中风类型通常决定了治疗类型。

时间在中风的治疗中至关重要，无论发生哪种中风。这是因为中风使受影响的氧化血液区域“饥饿”，导致脑细胞死亡。如果临床医生能够(1)确定发生中风的大脑半球和(2)使用非侵入式便携式医疗设备确定中风的类型，那么将比当前方法更快地提供具有临床意义的数据用于确诊。

例如，当中风受害者被紧急医疗技术员(EMT)接诊时，宝贵的时间已经过去了。一旦EMT到达，他们就没有医疗设备来确定发生了哪种类型的中风，因此他们无法进行适当的治疗，诸如针对缺血性中风的tPA。由于需要将患者运送到医疗机构而导致进一步的延误。到达机构后，将把患者送至计算机断层扫描(CT)扫描(诊断的诊断标准)，以确定中风发生在哪个半球以及中风的类型。利用这些数据，临床医生可以进行适当的治疗。但是，如果EMT能够在初次接触时确定中风的类型以及发生在哪个半球，那么他们可以为患者提早做出明智的治疗决策。例如，EMT可能知道要服用适当的药物和/或将患者引导至中风中心而不是基层医院。这是众所周知的需求，现在一些救护车都配备了移动CT机，以允许在救护车中进行诊断。但是，用CT机装备救护车既昂贵又困难。

上述的非侵入式、诊断性VIPS***和方法可以被用于监视大脑中流体的变化，以检测中风的发生并帮助区分中风的类型。这种技术利用了以下事实：大多数中风仅发生在大脑的一个半球中，并且大脑的左右半球被内侧的纵向裂隙分开。在缺血性中风的情况下，闭塞会阻塞血液向组织的流动，从而导致组织缺血，或组织中的血液减少。在出血性中风的情况下，血管破裂，使血液流出血管，形成血肿。破裂下游的血液供应也减少了。本文描述的VIPS监视器测量流体体积、与基线的体积改变以及由每次搏动的心搏量造成的体积描记器。这种VIPS技术还被配置为唯一地测量给定区域中的不同体积，这提供了检测对称、非对称和大体积的能力。

如上所述并且关于图14，VIPS技术可以被配置为唯一地测量大脑的右半球与左半球。对于每种中风类型，可以使用所描述的VIPS技术来测量相移、衰减和/或其它电特性的不同频率响应。算法可以被用于唯一地识别例如与血液体积的改变(增加或减少)和/或体积描记器响应的改变的特定相关性。区分左半球和右半球体积变化的能力(对称性与非对称性)也可以结合到算法中，以进一步增强对哪个半球和中风类型的识别。在缺血性中风的情况下，发生中风的半球的血液体积减少，而另一侧的血液体积保持相对恒定。在出血性中风的情况下，发生状况的半球的血管外血液体积会增加，而组织血液体积(血管内)会减少，而相对侧体积保持相对恒定。在这两种情况下，VIPS监视器都可以被用于根据基线测量和/或半球血液体积的非对称性来测量血液的大量改变，从而检测中风的发生和/或进展。随着血液体积的改变，体积描记器反应将发生改变。例如，当存在大血管闭塞(大缺血性中风)时，闭塞下游的组织将不会在每个心动周期中随血液脉动，从而降低了VIPS设备在受影响的半球中测得的心脏体积描记图的振幅。在这种设备中采用的算法可以用于检查体积描记器幅值的比率或差异，以检测大血管闭塞并诊断缺血性中风。

虽然本文出于说明的目的已经描述了本公开的具体实施例，但是可以在不脱离本公开的精神和范围的情况下进行各种修改。例如，虽然本申请包括监视人脑中的流体改变的几个示例作为本文所述的***和方法的一种潜在应用，但是本公开在许多其它应用中找到了广泛的应用，包括监视人体的其它领域(例如，手臂、腿、肺等)中的流体改变、监视其它动物(例如，绵羊、猪、牛等)的流体改变以及其它医学诊断环境。例如，可以通过将手臂包裹在包括发送器和接收器的绷带中来检测手臂中的流体改变。

可以使用本文描述的***和方法的其它医学诊断环境的一些示例包括确定特定流体、组织(例如，肌肉、脂肪、实质器官等)或人体给定区域中的其它固体(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。进一步的临床应用包括多种监视和诊断用途，包括内部出血检测、区分不同类型的流体(例如，血液、细胞外液体、细胞内液体等)、评估包括脑水肿和淋巴水肿在内的水肿，以及评估诸如充血性心力衰竭之类的状况导致的肺液积聚。所有这些应用以及更多应用都可以通过本文描述的各种实施例来解决。因而，权利要求的范围不限于本文给出的具体示例。

Claims (18)

1.一种用于评估患者头部的颅内生物阻抗的设备，该设备包括：

头戴装置，包括：

壳体，包含控制电路***；以及

壳体上的显示器，其中该显示器被配置为提供关于颅内生物阻抗的足够信息，以便用户可以将所述设备作为自给自足的独立设备来操作；以及

传输和接收模块，与头戴件装置耦合，该传输和接收模块包括：

至少一个接收天线，位于壳体中；以及

至少两个传输天线，在两个不同位置处与头戴装置耦合，以通过患者的头部向接收天线传输射频信号；

处理和通信模块，与头戴装置耦合，其中该处理和通信模块被配置为通过测量由所述至少两个传输天线传输并在所述至少一个接收天线中接收的射频信号中的相移来测量颅内生物阻抗中的相移；以及

至少一个配准特征，结合到头戴装置中或与其耦合，用于将头戴装置与患者的头部配准。

2.如权利要求1所述的设备，其中头戴装置还包括：

框架；

两个柔性臂，附接到框架，具有环绕的端部，用于围绕患者的头部装配；

两个支撑臂，附接到框架，用于在将头戴装置放在患者头部上时将其搁置在患者的耳朵上；以及

鼻架，附接到框架，其中所述至少一个配准特征包括鼻架。

3.如权利要求1所述的设备，其中头戴装置包括头带。

4.如权利要求1所述的设备，其中所述至少一个配准设备包括与头戴装置耦合的至少一个光学传感器。

5.如权利要求1所述的设备，其中所述至少一个配准设备在所述设备上包括至少一个十字准线，以允许用户将所述设备与放置在患者头部上的标记或患者头部的解剖特征中的至少一个视觉对准。

6.如权利要求1所述的设备，其中所述至少一个配准设备包括在头戴装置内的内部框架，该内部框架向头戴装置提供机械刚度，以在设备使用期间将所述至少一个接收天线和所述至少一个传输天线维持在患者头部的固定位置上。

7.如权利要求1所述的设备，其中所述至少一个配准设备包括至少一个粘合剂锚，该粘合剂锚与头戴装置耦合，以将头戴装置附接到患者的头部。

8.如权利要求1所述的设备，其中显示器被配置为显示选自设备开/关指示、由所述设备执行给定测量的连续时间以及由所述设备测量的测得的值的至少一种类型的信息。

9.如权利要求1所述的设备，还包括至少一个波束成形构件，用于增强来自所述至少两个传输天线的传输的形状和方向。

10.如权利要求9所述的设备，其中所述至少一个波束成形构件包括至少一个铁氧体芯。

11.如权利要求1所述的设备，还包括用于阻挡杂散射频场的静电屏蔽件。

12.如权利要求1所述的设备，还包括与头戴装置耦合的模数转换器，其对于所述至少一个接收天线中的每一个接收天线包括一个通道。

13.如权利要求12所述的设备，其中模数转换器具有四个同时被采样的通道。

14.如权利要求1所述的设备，其中所述至少一个接收天线包括多个接收天线。

15.如权利要求14所述的设备，其中所述至少两个传输天线包括三个或更多个传输天线。

16.如权利要求1所述的设备，还包括与头戴装置耦合的中央功率调节器。

17.如权利要求1所述的设备，其中处理和通信模块包括：

模数转换器；

微控制器；以及

蓝牙模块。

18.如权利要求1所述的设备，其中所述设备被配置为评估颅内生物阻抗并评估患者头部中的大脑自动调节。

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