JP7135371B2 - In vivo impedance measurement device - Google Patents

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Description

本発明は、生体内のインピーダンスを測定する方法、及び生体内インピーダンス測定装置に関する。 The present invention relates to a method for measuring impedance in vivo and an in vivo impedance measuring device.

血管等の器官内にカテーテルを挿入して、病変部に対して検査や治療を行うことが行われている。 2. Description of the Related Art A catheter is inserted into an organ such as a blood vessel to examine or treat a lesion.

カテーテルを用いた治療の一つに、バルーン付きのカテーテル・アブレーション治療がある。この治療は、カテーテルの先端にバルーンを取り付け、バルーン内に液体を注入することによってバルーンを膨らませた後、高周波電流によりバルーン内の液体を温めることによって、バルーンの表面と接触している器官を焼灼するもので、例えば、心房細動の治療等に適用されている。 One of the treatments using a catheter is catheter ablation treatment with a balloon. In this treatment, a balloon is attached to the tip of a catheter, and after the balloon is inflated by injecting liquid into the balloon, high-frequency current is used to heat the liquid inside the balloon to cauterize the organ that is in contact with the surface of the balloon. For example, it is applied to the treatment of atrial fibrillation.

この治療によれば、バルーンが柔軟な球形を有しているので、心房細動の治療部位である左心房と肺静脈との接合近傍の内壁面に、膨らんだバルーンの外周面をリング状に接触させることができるため、一度に肺静脈の周囲を焼灼することができる。 According to this treatment, since the balloon has a flexible spherical shape, the outer peripheral surface of the inflated balloon is formed into a ring shape on the inner wall surface near the junction of the left atrium and the pulmonary vein, which is the treatment site for atrial fibrillation. Because it can be brought into contact, it is possible to cauterize around the pulmonary veins at once.

一方、アブレーション治療によって器官を焼灼した後、焼灼効果を評価するために、焼灼後における生体内のインピーダンスを測定することが行われている。例えば、非特許文献１には、体内に配置した電極と、生体表面に配置した電極との間に、高周波電流を流して、出力電力Ｗと出力電流Ｉから、生体内のインピーダンスＺ（＝Ｗ／Ｉ２）を算出する方法が開示されている。 On the other hand, after cauterizing an organ by ablation treatment, in order to evaluate the cauterization effect, the impedance in the living body after cauterization is measured. For example, in Non-Patent Document 1, a high-frequency current is passed between an electrode placed in the body and an electrode placed on the surface of the living body, and from the output power W and the output current I, the impedance Z (=W /I 2 ) is disclosed.

山本尚武、中村隆夫著「生体電気計測」コロナ社、2011年11月2日、p.105～139Naotake Yamamoto, Takao Nakamura, "Bioelectricity Measurement" Corona Publishing, November 2, 2011, p.105-139

しかしながら、従来の生体内インピーダンス測定方法では、生体内に高周波交流電流を流すため、感電等を引き起こすおそれがある。 However, in the conventional in-vivo impedance measurement method, a high-frequency alternating current flows in the living body, which may cause an electric shock or the like.

また、高周波交流電流は、細胞膜を通過できるため、従来の生体内インピーダンス測定方法で得られる生体内インピーダンスは、細胞膜、細胞内液、及び細胞外液の全てのインピーダンスの合計値となる。 In addition, since the high-frequency alternating current can pass through the cell membrane, the in-vivo impedance obtained by the conventional in-vivo impedance measurement method is the sum of the impedances of the cell membrane, the intracellular fluid, and the extracellular fluid.

一方、例えば、アブレーション治療によって器官を焼灼した場合、細胞膜が破れて、細胞外液が増加するので、生体内インピーダンスは減少する。 On the other hand, for example, when an organ is cauterized by ablation therapy, the cell membrane is ruptured and the extracellular fluid increases, so the in vivo impedance decreases.

しかしながら、上述したように、従来の生体内インピーダンス測定方法で得られる生体内インピーダンスは、細胞外液の変化だけでなく、細胞膜や細胞内液の変化にも影響を受ける。そのため、生体内インピーダンスの変化を利用して、アブレーション治療による焼灼効果を精度よく良く評価することが難しい。 However, as described above, the bioimpedance obtained by the conventional bioimpedance measurement method is affected not only by changes in the extracellular fluid but also by changes in the cell membrane and the intracellular fluid. Therefore, it is difficult to accurately evaluate the cauterization effect of ablation treatment using changes in in vivo impedance.

本発明は、かかる点に鑑みなされたもので、その主な目的は、安全で、かつ、細胞外液の変化を精度よく評価することができる生体内インピーダンス測定方法、及び生体内インピーダンス測定装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above points, and its main object is to provide an in vivo impedance measurement method and an in vivo impedance measurement device that are safe and capable of accurately evaluating changes in extracellular fluid. to provide.

本発明に係る生体内インピーダンス測定方法は、生体の内部に体内電極を配置するとともに、生体の表面又は内部に測定基準電極を配置し、体内電極と測定基準電極との間に、第１の外部抵抗を並列接続したときに生じる第１の電圧Ｖ１、及び第２の外部抵抗を並列接続したときに生じる第２の電圧Ｖ２を測定し、第１の電圧Ｖ１及び第２の電圧Ｖ２の電圧比Ｖ１／Ｖ２に基づいて、生体内のインピーダンスを測定することを特徴とする。 An in-vivo impedance measuring method according to the present invention includes placing an in-vivo electrode inside a living body, placing a measurement reference electrode on the surface or inside the living body, and placing a first external electrode between the in-vivo electrode and the measurement reference electrode. A first voltage V 1 that occurs when the resistors are connected in parallel and a second voltage V 2 that occurs when the second external resistors are connected in parallel are measured, and the first voltage V 1 and the second voltage V 2 , the impedance in the living body is measured based on the voltage ratio V 1 /V 2 of 2.

本発明に係る生体内インピーダンス測定装置は、生体の内部に配置される体内電極と、 生体の表面又は内部に配置される測定基準電極と、体内電極と測定基準電極との間に、第１の外部抵抗及び第２の外部抵抗を、それぞれ切り替え可能に並列接続する接続手段と、接続手段により、体内電極と測定基準電極との間に、第１の外部抵抗を並列接続したときに生じる第１の電圧Ｖ１、及び第２の外部抵抗を並列接続したときに生じる第２の電圧Ｖ２を測定する電圧測定手段とを備え、第１の電圧Ｖ１及び第２の電圧Ｖ２の電圧比Ｖ１／Ｖ２に基づいて、生体内のインピーダンスを測定することを特徴とする。 An in-vivo impedance measuring device according to the present invention comprises: an in-vivo electrode placed inside a living body; a measurement reference electrode placed on the surface or inside the living body; a connection means for switchably connecting an external resistance and a second external resistance in parallel; and a voltage measuring means for measuring a voltage V 1 of and a second voltage V 2 generated when a second external resistor is connected in parallel, and a voltage ratio of the first voltage V 1 and the second voltage V 2 It is characterized by measuring impedance in the living body based on V 1 /V 2 .

本発明によれば、安全で、かつ、細胞外液の変化を精度よく評価することができる生体内インピーダンス測定方法、及び生体内インピーダンス測定装置を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the in-vivo impedance measuring method and in-vivo impedance measuring apparatus which can evaluate a change of an extracellular fluid safely and accurately can be provided.

生体内を交流電流が流れる様子を模式的に示した図で、(ａ）は、高周波交流電流が流れる場合、（ｂ）は、低周波交流電流が流れる場合を、それぞれ示す。1A and 1B are diagrams schematically showing how alternating current flows in a living body, where FIG. 1A shows a case where a high-frequency alternating current flows, and FIG. 本発明の一実施形態における生体内インピーダンス測定方法を説明した図である。It is a figure explaining the in-vivo impedance measuring method in one Embodiment of this invention. 絶縁性部材の外周面が、器官の内壁面に接触した状態を模式的に示した図である。FIG. 4 is a diagram schematically showing a state in which the outer peripheral surface of the insulating member is in contact with the inner wall surface of the organ. 絶縁性部材の外周面を、器官の内壁面に接触させた状態で、体内電極と測定基準電極との間に生じた電圧を測定する方法を示した等価回路図である。FIG. 4 is an equivalent circuit diagram showing a method of measuring the voltage generated between the internal electrode and the measurement reference electrode while the outer peripheral surface of the insulating member is in contact with the inner wall surface of the organ. 本発明の他の実施形態における生体内インピーダンス測定方法を説明した図である。It is a figure explaining the in-vivo impedance measuring method in other embodiment of this invention.

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。なお、本発明は、以下の実施形態に限定されるものではない。また、本発明の効果を奏する範囲を逸脱しない範囲で、適宜変更は可能である。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail based on the drawings. In addition, this invention is not limited to the following embodiment. In addition, appropriate modifications are possible without departing from the scope of the effects of the present invention.

図１は、生体内を交流電流が流れる様子を模式的に示した図で、図１(ａ）は、高周波交流電流が流れる場合、図１（ｂ）は、低周波交流電流が流れる場合を、それぞれ示す。 1A and 1B schematically show how an alternating current flows in a living body. FIG. 1A shows a case where a high-frequency alternating current flows, and FIG. 1B shows a case where a low-frequency alternating current flows. , respectively.

図１(ａ）に示すように、高周波交流電流Ｉは、細胞膜１００を通過できるため、細胞膜１００、細胞内液１１０、及び細胞外液１２０を流れる。 As shown in FIG. 1( a ), the high-frequency alternating current I can pass through the cell membrane 100 and therefore flows through the cell membrane 100 , the intracellular fluid 110 and the extracellular fluid 120 .

一方、図１（ｂ）に示すように、低周波交流電流Ｉは、細胞膜１００を通過できないため、細胞外液１２０のみを流れる。そのため、低周波交流電流Ｉを用いて、生体内のインピーダンスを測定すれば、当該インピーダンスの変化から、細胞外液１２０の変化を精度よく評価することが可能となる。 On the other hand, as shown in FIG. 1(b), the low-frequency alternating current I cannot pass through the cell membrane 100, so it flows only through the extracellular fluid 120. FIG. Therefore, if the impedance in the living body is measured using the low-frequency alternating current I, it is possible to accurately evaluate the change in the extracellular fluid 120 from the change in impedance.

本発明者等は、生体内で発生した電気信号が、低周波（０．０１～１００Ｈｚ）であることに着目し、この生体内で発生した電気信号を、生体表面に配置した電極で検出することによって、生体内のインピーダンスを、低い周波数帯域で測定できると考え、本発明を想到するに至った。 The present inventors have focused on the fact that the electrical signal generated in vivo is of low frequency (0.01 to 100 Hz), and the electrical signal generated in the body is detected by electrodes placed on the surface of the body. As a result, the inventors thought that the impedance in the living body could be measured in a low frequency band, and came up with the present invention.

図２は、本発明の一実施形態における生体内インピーダンス測定方法を説明した図である。 FIG. 2 is a diagram explaining the in-vivo impedance measurement method according to one embodiment of the present invention.

図２に示すように、本実施形態では、生体の内部に、体内電極１０を配置することによって、生体内で発生した電気信号を検出する。具体的には、内部に体内電極１０が配置された絶縁性部材２０を、生体の器官７０内に挿入して、器官７０の内壁面に接触させて、接触した部位の電気信号を検出する。 As shown in FIG. 2, in this embodiment, an electrical signal generated in the living body is detected by arranging the intracorporeal electrode 10 inside the living body. Specifically, the insulating member 20 with the internal electrode 10 disposed therein is inserted into the organ 70 of the living body and brought into contact with the inner wall surface of the organ 70 to detect electrical signals at the contact site.

ここで、絶縁性部材２０は、外周面が変形自在又は拡張自在な材料からなり、例えば、中空袋状からなるバルーンを用いることができる。また、絶縁性部材２０に、中空管状の可撓性部材（カテーテル）３０が結合したバルーン付きカテーテルを用いてもよい。 Here, the insulating member 20 is made of a material whose outer peripheral surface is deformable or expandable, and for example, a hollow bag-like balloon can be used. Alternatively, a balloon-equipped catheter in which a hollow tubular flexible member (catheter) 30 is coupled to the insulating member 20 may be used.

図２では、絶縁性部材２０の中に、導電性の流動体２１を注入することによって、絶縁性部材２０の外周面を、器官７０の内壁面に接触させた状態を示している。導電性の流動体２１は、例えば、中空管状の可撓性部材（カテーテル）１０を介して、外部から注入することができる。また、導電性の流動体２１は、例えば、生理食塩水等を用いることができる。 FIG. 2 shows a state in which the outer peripheral surface of the insulating member 20 is brought into contact with the inner wall surface of the organ 70 by injecting the conductive fluid 21 into the insulating member 20 . The conductive fluid 21 can be injected from the outside, for example, through a hollow tubular flexible member (catheter) 10 . Also, for the conductive fluid 21, for example, physiological saline or the like can be used.

本実施形態では、図２に示すように、生体の表面６０に、測定基準電極４０を貼り付け、絶縁性部材２０の中に配置された体内電極１０と、測定基準電極４０との間の電圧を、生体の外部に配置された増幅器８０で増幅することによって計測する。なお、体内電極１０の電位は、リード線３１を介して、増幅器８０に入力される。 In this embodiment, as shown in FIG. 2, a measurement reference electrode 40 is attached to the surface 60 of the living body, and the voltage between the internal electrode 10 placed in the insulating member 20 and the measurement reference electrode 40 is is measured by amplification with an amplifier 80 placed outside the living body. Note that the potential of the body electrode 10 is input to the amplifier 80 via the lead wire 31 .

さらに、本実施形態では、図２に示すように、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1と、第２の外部抵抗Ｒg2とが並列に配置されている。そして、スイッチＳＷによって、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1が並列接続された状態と、第２の外部抵抗Ｒg2が並列接続された状態とに切り替えられる。 Furthermore, in this embodiment, a first external resistor Rg1 and a second external resistor Rg2 are arranged in parallel between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40, as shown in FIG. A switch SW switches between a state in which the first external resistor Rg1 is connected in parallel between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40, and a state in which the second external resistor Rg2 is connected in parallel.

図３は、絶縁性部材２０の外周面が、器官７０の内壁面に接触した状態を模式的に示した図である。ここで、絶縁性部材２０の中に注入された流動体２１は、導電性を有しているため、流動体２１と接触している絶縁性部材２０の内周面の電位は、絶縁性部材２０の中に配置された電極１０の電位と、実質的に同じと考えられる。従って、図３に示すように、電極１０と、器官７０の内壁面とは、絶縁性部材２０を挟んで、静電容量結合型電極を構成していることになる。 FIG. 3 is a diagram schematically showing a state in which the outer peripheral surface of insulating member 20 is in contact with the inner wall surface of organ 70 . Here, since the fluid 21 injected into the insulating member 20 has conductivity, the potential of the inner peripheral surface of the insulating member 20 in contact with the fluid 21 is equal to that of the insulating member 20. It is considered substantially the same as the potential of the electrode 10 placed in 20 . Therefore, as shown in FIG. 3, the electrode 10 and the inner wall surface of the organ 70 constitute a capacitively coupled electrode with the insulating member 20 interposed therebetween.

図４は、絶縁性部材２０の外周面を、器官７０の内壁面に接触させた状態で、体内電極１０と測定基準電極４０との間に生じた電圧を測定する方法を示した等価回路図である。 FIG. 4 is an equivalent circuit diagram showing a method of measuring the voltage generated between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40 while the outer peripheral surface of the insulating member 20 is in contact with the inner wall surface of the organ 70. is.

ここで、Ｖbは、絶縁性部材２０が器官７０の内壁面に接触した部位の電位で、Ｒbは、測定基準電極４０と、器官７０の内壁面が絶縁性部材２０と接触した部位との間の生体内インピーダンス、Ｒinは、増幅器８０の入力抵抗を、それぞれ示す。また、体内電極１０と測定基準電極４０との間に生じた電圧は、増幅器８０で増幅されて、出力電圧Ｖoutとして計測される。 Here, Vb is the potential at the site where the insulating member 20 contacts the inner wall surface of the organ 70, and Rb is the potential between the measurement reference electrode 40 and the site at which the inner wall surface of the organ 70 contacts the insulating member 20. and Rin denote the input resistance of amplifier 80, respectively. Also, the voltage generated between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40 is amplified by the amplifier 80 and measured as the output voltage Vout.

なお、体内電極１０の電位は、図２に示したリード線３１を介して、増幅器８０に入力されるため、図４では、等価回路図として、体内電極１０の位置を、測定基準電極４０と同様に、体内の表面６０に表示している。 Since the potential of the body electrode 10 is input to the amplifier 80 via the lead wire 31 shown in FIG. 2, FIG. Similarly, it is shown on the surface 60 within the body.

図４に示した等価回路図において、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続したときに生じる第１の電圧Ｖ１は、式（２）で与えられる。 In the equivalent circuit diagram shown in FIG. 4, the first voltage V1 generated when the first external resistor Rg1 is connected in parallel between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40 is given by equation (2). be done.

Figure 0007135371000001
Figure 0007135371000001

また、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続したときに生じる第２の電圧Ｖ２は、式（３）で与えられる。 A second voltage V2 generated when a second external resistor Rg2 is connected in parallel between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40 is given by equation (3).

Figure 0007135371000002
Figure 0007135371000002

従って、式（２）、（３）より、測定基準電極４０と、器官７０の内壁面が絶縁性部材２０と接触した部位との間のインピーダンスＲbは、以下の式（１）より求めることができる。 Therefore, from equations (2) and (3), the impedance Rb between the measurement reference electrode 40 and the portion where the inner wall surface of the organ 70 contacts the insulating member 20 can be obtained from the following equation (1). can.

Figure 0007135371000003
Figure 0007135371000003

すなわち、式（１）より、測定基準電極４０と、器官７０の内壁面が絶縁性部材２０と接触した部位との間の生体内のインピーダンスＲbは、第１の電圧Ｖ１と、第２の電圧Ｖ２の電圧比（Ｖ１／Ｖ２）に基づいて、測定することができる。 That is, from equation (1), the in vivo impedance Rb between the measurement reference electrode 40 and the portion where the inner wall surface of the organ 70 contacts the insulating member 20 is the first voltage V1 and the second voltage V1. It can be measured based on the voltage ratio ( V1 / V2) of the voltage V2.

本実施形態において、生体の内部に体内電極１０を配置するとともに、生体の表面に測定基準電極４０を配置し、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続したときに生じる第１の電圧Ｖ１、及び第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続したときに生じる第２の電圧Ｖ２を測定することによって、生体内のインピーダンスＲbを測定することができる。 In this embodiment, the body electrode 10 is placed inside the living body, the measurement reference electrode 40 is placed on the surface of the body, and the first external resistor Rg1 is connected in parallel between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40. By measuring the first voltage V1 generated when connecting and the second voltage V2 generated when connecting the second external resistor Rg2 in parallel, the impedance Rb in the living body can be measured.

本実施形態によれば、生体内で発生した低周波数帯域の電気信号を利用して、生体内のインピーダンスＲbを測定しているため、細胞外液のみのインピーダンスＲbを測定することができる。これにより、生体内のインピーダンスＲbの変化を検出することによって、細胞外液の変化を精度よく評価することができる。また、体内に外部から電流を流さないため、安全に、生体内のインピーダンスＲbを測定することができる。 According to this embodiment, since the impedance Rb in the living body is measured using the electrical signal in the low frequency band generated in the living body, the impedance Rb of only the extracellular fluid can be measured. Accordingly, changes in extracellular fluid can be accurately evaluated by detecting changes in impedance Rb in the living body. Moreover, since no electric current is applied to the body from the outside, the impedance Rb in the body can be safely measured.

なお、本実施形態では、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1、及び、第２の外部抵抗Ｒg2を、それぞれ並列接続したが、いずれか一方の抵抗値を無限大にしてもよい。すなわち、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、外部抵抗を接続しないようにしてもよい。 In this embodiment, the first external resistor Rg1 and the second external resistor Rg2 are connected in parallel between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40. It can be infinite. That is, an external resistor may not be connected between the internal electrode 10 and the measurement reference electrode 40 .

この場合、式（１）において、Ｒg1をＲg、Ｒb2を無限大とすれば、生体内のインピーダンスＲbは、式（４）によって求めることができる。 In this case, if Rg1 is Rg and Rb2 is infinite in Equation (1), the in-vivo impedance Rb can be obtained by Equation (4).

Figure 0007135371000004
Figure 0007135371000004

図５は、本発明の他の実施形態における生体内のインピーダンスを測定する方法を示した等価回路図である。なお、本実施形態においても、図４に示したのと同様に、絶縁性部材２０の外周面を、器官７０の内壁面に接触させた状態で、体内電極１０と測定基準電極４０との間に生じた電圧を測定する。 FIG. 5 is an equivalent circuit diagram showing a method of measuring impedance in vivo according to another embodiment of the present invention. Also in this embodiment, similarly to the case shown in FIG. Measure the voltage developed at

図５に示すように、本実施形態では、生体の表面６０に、グランド電極５０をさらに配置し、体内電極１０と測定基準電極４０との間に生じた電圧を、差動アンプ８０によって測定する点が、図４に示した方法と異なる。この場合、グランド電極５０の電位は、差動アンプ８０のグランド端子に入力される。 As shown in FIG. 5, in this embodiment, a ground electrode 50 is further arranged on the surface 60 of the living body, and the voltage generated between the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40 is measured by a differential amplifier 80. This method differs from the method shown in FIG. In this case, the potential of the ground electrode 50 is input to the ground terminal of the differential amplifier 80 .

本実施形態においても、測定基準電極４０と、器官７０の内壁面が絶縁性部材２０と接触した部位との間のインピーダンスＲbは、上記の式（１）により求めることができる。この場合、第１の電圧Ｖ１、及び第２の電圧Ｖ２は、その差分をとって差動アンプ８０で増幅されて測定されるため、外部からのノイズを除去することができる。これにより、生体内のインピーダンスＲbをより精度よく検出することができる。 Also in this embodiment, the impedance Rb between the measurement reference electrode 40 and the portion where the inner wall surface of the organ 70 is in contact with the insulating member 20 can be obtained by the above equation (1). In this case, since the difference between the first voltage V 1 and the second voltage V 2 is taken and amplified by the differential amplifier 80 for measurement, external noise can be removed. Thereby, the impedance Rb in the living body can be detected with higher accuracy.

また、図２は、本発明の一実施形態における生体内インピーダンス測定装置の構成を示す。 Moreover, FIG. 2 shows the structure of the in-vivo impedance measuring device in one Embodiment of this invention.

図２に示すように、本実施形態における生体内インピーダンス測定装置は、生体の内部に配置される体内電極１０と、生体の表面６０に配置される測定基準電極４０と、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1及び第２の外部抵抗Ｒg2を、それぞれ切り替え可能に並列接続するスイッチ（接続手段）ＳＷと、スイッチＳＷにより、体内電極１０と測定基準電極４０との間に、第１の外部抵抗Ｒg1を並列接続したときに生じる第１の電圧Ｖ１、及び第２の外部抵抗Ｒg2を並列接続したときに生じる第２の電圧Ｖ２を測定する増幅器（電圧測定手段）８０とを備えている。そして、上記の式（１）を用いて、測定した第１の電圧Ｖ１及び第２の電圧Ｖ２の電圧比Ｖ１／Ｖ２に基づいて、生体内のインピーダンスＲbを測定する。 As shown in FIG. 2, the in-vivo impedance measuring device according to the present embodiment includes an in-vivo electrode 10 arranged inside the living body, a measurement reference electrode 40 arranged on the surface 60 of the living body, the in-vivo electrode 10 and the measurement reference. A switch (connecting means) SW for switchably connecting a first external resistor Rg1 and a second external resistor Rg2 in parallel with the electrode 40, and a switch SW to connect the body electrode 10 and the measurement reference electrode 40. An amplifier ( voltage measuring means) 80. Then, the impedance Rb in the living body is measured based on the voltage ratio V1 / V2 of the measured first voltage V1 and the second voltage V2 using the above equation (1).

以上、本発明を好適な実施形態により説明してきたが、こうした記述は限定事項ではなく、もちろん、種々の改変が可能である。例えば、上記実施形態では、絶縁性部材２０として、中空袋状のバルーンを例に説明したが、これに限定されず、体内電極１０を、絶縁性部材２０で被覆したものであればよい。あるいは、体内電極１０を、導電性の流動体２１を介して絶縁性部材２０で被覆したものであってもよい。 Although the present invention has been described in terms of preferred embodiments, such description is not intended to be limiting, and various modifications are of course possible. For example, in the above-described embodiment, the insulating member 20 is a hollow bag-shaped balloon, but the present invention is not limited to this. Alternatively, the body electrode 10 may be covered with an insulating member 20 via a conductive fluid 21 .

また、上記実施形態では、絶縁性部材２０内に体内電極１０を配置して、絶縁性部材２０の外周面を、器官の内壁面に接触させた状態で、第１の電圧Ｖ１及び第２の電圧Ｖ２を測定したが、体内電極１０を、直接、器官の内壁面に接触させて、第１の電圧Ｖ１及び第２の電圧Ｖ２を測定してもよい。また、複数個の体内電極１０を用いて、第１の電圧Ｖ１及び第２の電圧Ｖ２を測定してもよい。 In the above embodiment, the internal electrode 10 is placed inside the insulating member 20, and the outer peripheral surface of the insulating member 20 is in contact with the inner wall surface of the organ. However, the internal electrode 10 may be brought into direct contact with the inner wall surface of the organ to measure the first voltage V1 and the second voltage V2. Alternatively, a plurality of body electrodes 10 may be used to measure the first voltage V1 and the second voltage V2.

また、上記実施形態では、測定基準電極４０を、生体の表面６０に配置した例を説明したが、測定基準電極４０を、生体の内部に配置してもよい。これにより、生体自身がシールド効果を持つことによって、ノイズを軽減した状態で、生体内のインピーダンスを測定することができる。 Further, in the above-described embodiment, an example in which the measurement reference electrode 40 is arranged on the surface 60 of the living body has been described, but the measurement reference electrode 40 may be arranged inside the living body. As a result, the living body itself has a shielding effect, so that the impedance in the living body can be measured while noise is reduced.

また、上記実施形態では、絶縁性部材２０の外周面を、器官の内壁面に接触させた状態で、生体内のインピーダンスを測定した例を説明したが、これに限定されず、例えば、平面部位に絶縁性部材２０を押し当てた状態で、生体内のインピーダンスを測定するものであってもよい。 In the above embodiment, an example was described in which the impedance in the living body was measured while the outer peripheral surface of the insulating member 20 was in contact with the inner wall surface of the organ. The impedance in the living body may be measured while the insulating member 20 is pressed against.

また、上記実施形態では、内部に体内電極１０が配置された絶縁性部材２０を、生体の器官７０内に挿入して、生体内のインピーダンスを測定したが、絶縁性部材２０を挿入する器官７０は、特に限定されない。例えば、心筋が活動（収縮）する際に発生する電位（心内電位）を利用する場合には、内部に体内電極１０が配置された絶縁性部材２０を、心房にある肺静脈の血管内に挿入することによって、生体内のインピーダンスを測定することができる。この場合、絶縁性部材２０が接触した部位を焼灼した後に、測定基準電極４０と、絶縁性部材２０と接触した部位との間のインピーダンスＲbを測定することによって、焼灼効果（細胞外液が増えることで、インピーダンスＲbが減少）を評価することができる。 Further, in the above-described embodiment, the insulating member 20 having the internal electrode 10 disposed therein is inserted into the organ 70 of the living body to measure the impedance in the living body. is not particularly limited. For example, when utilizing the potential (intracardiac potential) generated when the myocardium is active (contracting), the insulating member 20 having the internal electrode 10 disposed therein is inserted into the pulmonary vein in the atrium. By inserting it, the impedance in the living body can be measured. In this case, by measuring the impedance Rb between the measurement reference electrode 40 and the site in contact with the insulating member 20 after cauterizing the site in contact with the insulating member 20, the cauterization effect (extracellular fluid increases Therefore, the impedance Rb decreases) can be evaluated.

また、本発明は、病変部の治療、診断において、生体内インピーダンスの変化を利用して、その治療効果や診断を精度よく評価することができるが、病変部の治療結果や状態が、細胞外液の変化に表れるものに対して、特に有効である。例えば、心房細胞のアブレーション治療の他に、心臓肥大（水膨れ）の診断や、肺水腫の診断等に、効果的である。 In addition, in the treatment and diagnosis of lesions, the present invention makes it possible to accurately evaluate the therapeutic effect and diagnosis by using changes in bioimpedance. It is particularly effective for those appearing in changes in liquid. For example, in addition to the ablation treatment of atrial cells, it is effective in diagnosing cardiac hypertrophy (blisters), diagnosing pulmonary edema, and the like.

１０ 体内電極
２０ 絶縁性部材
２１ 流動体
３０ 中空管状の可撓性部材（カテーテル）
３１ リード線
４０ 測定基準電極
５０ グランド電極
６０ 生体の表面
７０ 器官
８０ 増幅器（差動アンプ） 10 body electrodes
20 insulating member
21 Fluid
30 hollow tubular flexible member (catheter)
31 lead wire
40 measurement reference electrode
50 ground electrode
60 Biological surfaces
70 organs
80 amplifier (differential amplifier)

Claims (3)

アブレーション治療によって器官を焼灼した後の生体内の細胞外液のみのインピーダンスを測定する生体内インピーダンス測定装置であって、An in vivo impedance measuring device for measuring the impedance of only extracellular fluid in a living body after cauterizing an organ by ablation treatment,
前記器官の内部に配置される体内電極と、an intracorporeal electrode positioned inside the organ;
生体の表面又は内部に配置される測定基準電極と、a measurement reference electrode placed on or inside a living body;
前記体内電極と前記測定基準電極との間に、第１の外部抵抗及び第２の外部抵抗を、それぞれ切り替え可能に並列接続する接続手段と、connection means for switchably connecting a first external resistor and a second external resistor in parallel between the body electrode and the measurement reference electrode;
前記接続手段により、前記体内電極と前記測定基準電極との間に、前記第１の外部抵抗を並列接続したときに生じる第１の電圧ＶA first voltage V generated when the first external resistor is connected in parallel between the body electrode and the measurement reference electrode by the connecting means. １1 、及び前記第２の外部抵抗を並列接続したときに生じる第２の電圧Ｖ, and a second voltage V produced when the second external resistor is connected in parallel ２2 を測定する電圧測定手段と、a voltage measuring means for measuring
を備え、with
前記体内電極は、絶縁性部材内に配置されており、The body electrode is disposed within an insulating member,
前記第１の電圧Ｖthe first voltage V １1 及び第２の電圧Ｖand a second voltage V ２2 は、前記絶縁性部材を、前記器官に挿入して、前記絶縁性部材の外周面を前記器官の内壁面に接触させた状態で測定され、is measured with the insulating member inserted into the organ and the outer peripheral surface of the insulating member in contact with the inner wall surface of the organ,
前記第１の外部抵抗をＲg1、前記第２の外部抵抗Ｒg2としたとき、前記絶縁性部材が接触した前記器官の部位を焼灼した後の生体内の細胞外液のみのインピーダンスＲbは、以下の式（１）に基づいて測定される、生体内インピーダンス測定装置。Assuming that the first external resistance is Rg1 and the second external resistance is Rg2, the impedance Rb of only the extracellular fluid in the living body after cauterization of the part of the organ in contact with the insulating member is given by the following: An in-vivo impedance measuring device that is measured based on the formula (1).
Figure 0007135371000005
Figure 0007135371000005
 前記第１の外部抵抗及び第２の外部抵抗のいずれか一方は、抵抗値が無限大である、請求項１に記載の生体内インピーダンス測定装置。2. The in-vivo impedance measuring device according to claim 1, wherein one of said first external resistance and said second external resistance has an infinite resistance value. 前記体内電極には、該体内電極の電位を外部に導出するリード線が接続されており、A lead wire is connected to the body electrode for leading the potential of the body electrode to the outside,
前記体内電極と前記測定基準電極との間の電圧測定は、前記リード線を介して行われる、請求項１に記載の生体内インピーダンス測定装置。2. The in-vivo impedance measuring device according to claim 1, wherein voltage measurement between said in-vivo electrode and said measurement reference electrode is performed via said lead wire.
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