JPS633838A - 身体組織における導電率の測定装置 - Google Patents
身体組織における導電率の測定装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0535—Impedance plethysmography
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
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- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、身体組織におけるインピーダンス測定装置に
関する。
関する。
身体組織に電気信号を与えるための信号源と、与えられ
た電気信号に関係して身体組織からのインピーダンス信
号を検出するための検出装置とを備え、単に高いほうの
周波数の信号成分を分離する形の評価装置を有する測定
装置はたとえば米国特許第４３０３０７５号明細書によ
る周波数制御される心臓ペースメーカと関連して公知で
ある。
た電気信号に関係して身体組織からのインピーダンス信
号を検出するための検出装置とを備え、単に高いほうの
周波数の信号成分を分離する形の評価装置を有する測定
装置はたとえば米国特許第４３０３０７５号明細書によ
る周波数制御される心臓ペースメーカと関連して公知で
ある。
低いほうの周波数の信号成分も高いほうの周波数の信号
成分も分離する形の評価装置を有する別の測定装置は手
術の際の血液損失の測定と関連してたとえば米国特許第
３５３２０８６号明細書により公知である。低いほうの
周波数の、信号成分は血液量の１つの尺度である。
成分も分離する形の評価装置を有する別の測定装置は手
術の際の血液損失の測定と関連してたとえば米国特許第
３５３２０８６号明細書により公知である。低いほうの
周波数の、信号成分は血液量の１つの尺度である。
身体組織（血液を含む）内のインピーダンス測定はこれ
までに身体の機械的体積変化、たとえば心臓の搏動量お
よび喉運動による呼吸量の測定のために用いられた。イ
ンピーダンスの変化は心臓ペースメーカの周波数制御の
ために使用することができる。インピーダンス測定の基
礎は下記の物理的関係式により簡ｍ化されている。
までに身体の機械的体積変化、たとえば心臓の搏動量お
よび喉運動による呼吸量の測定のために用いられた。イ
ンピーダンスの変化は心臓ペースメーカの周波数制御の
ために使用することができる。インピーダンス測定の基
礎は下記の物理的関係式により簡ｍ化されている。
Ｒ＝Ｉｌ／ （σＲ−Ｆ） （１
）ここでＲ：インピーダンス σＲ：導電率（ｌ／（Ω・ｃｍ）） ｌ：有効電極間隔（ｃｍ） Ｆ：電極の間の有効伝導断面積（ｃｍ２）すなわち、周
期的なインピーダンス変動の測定は主として伝導経路上
のｌまたはＦの変化を検出する。
）ここでＲ：インピーダンス σＲ：導電率（ｌ／（Ω・ｃｍ）） ｌ：有効電極間隔（ｃｍ） Ｆ：電極の間の有効伝導断面積（ｃｍ２）すなわち、周
期的なインピーダンス変動の測定は主として伝導経路上
のｌまたはＦの変化を検出する。
このような従来の装置においては、身体負荷の直接的な
尺度である新陳代謝に関する直接的な指示は可能でない
。
尺度である新陳代謝に関する直接的な指示は可能でない
。
本発明の目的は、冒頭に記載した種類のインピーダンス
測定装置を、新陳代謝に関する直接的な指示をする信号
が発生されるように改良することである。
測定装置を、新陳代謝に関する直接的な指示をする信号
が発生されるように改良することである。
この目的は、本発明によれば、特許請求の範囲第１項に
記載の測定装置により達成される。
記載の測定装置により達成される。
本発明は、前記の関係式の導電率σＰのなかに新陳代謝
の直接的な尺度（従って負荷に対する直接的な関係）を
与える新陳代謝成分が含まれているという認識から出発
している。さらに、本発明は、検出されたインピーダン
ス信号のなかに主として２またはＦの変化を反映する高
いほうの周波数の信号成分が含まれており、また（低い
ほうの周波数の信号成分を血液量として指示する米国特
許第３５３２０８６号明細書の対象と対照的に）導電率
σＲの直接的な尺度である低いほうの周波数の信号成分
も存在していることから出発している。たとえば米国特
許第４３０４７０５号明細書に記載されているもののよ
うな心臓ペースメーカ技術におけるインピーダンス測定
のための従来の測定装置は高いほうの周波数の信号成分
を呼吸量または心臓の搏動量の尺度として、検出された
インピーダンス信号からフィルタにより分離し、それに
よってたとえば心臓ペースメーカの周波数を制御する。
の直接的な尺度（従って負荷に対する直接的な関係）を
与える新陳代謝成分が含まれているという認識から出発
している。さらに、本発明は、検出されたインピーダン
ス信号のなかに主として２またはＦの変化を反映する高
いほうの周波数の信号成分が含まれており、また（低い
ほうの周波数の信号成分を血液量として指示する米国特
許第３５３２０８６号明細書の対象と対照的に）導電率
σＲの直接的な尺度である低いほうの周波数の信号成分
も存在していることから出発している。たとえば米国特
許第４３０４７０５号明細書に記載されているもののよ
うな心臓ペースメーカ技術におけるインピーダンス測定
のための従来の測定装置は高いほうの周波数の信号成分
を呼吸量または心臓の搏動量の尺度として、検出された
インピーダンス信号からフィルタにより分離し、それに
よってたとえば心臓ペースメーカの周波数を制御する。
しかし、本発明では、インピーダンス信号の高いほうの
周波数の信号成分の代わりに低いほうの周波数の信号成
分が分離される。それにより直接に導電率に関係し新陳
代謝、従ってまたたとえば患者の瞬時負荷に関する直接
的な指示を可能にする信号が得られる。この信号は周波
数制御される心臓ペースメーカとの関連において、イン
ピーダンス信号の公知の高いほうの周波数の成分よりも
刺激周波数に対するはるかに正確な制御信号である。
周波数の信号成分の代わりに低いほうの周波数の信号成
分が分離される。それにより直接に導電率に関係し新陳
代謝、従ってまたたとえば患者の瞬時負荷に関する直接
的な指示を可能にする信号が得られる。この信号は周波
数制御される心臓ペースメーカとの関連において、イン
ピーダンス信号の公知の高いほうの周波数の成分よりも
刺激周波数に対するはるかに正確な制御信号である。
本発明の有利な実施例では、測定されたインピーダンス
信号の低いほうの周波数の信号成分が、導電率の変化の
際に心臓ペースメーカの刺激周波数を相応に変更するよ
うに刺激周波数を制御するため、周波数制御される心臓
ペースメーカの周波数制御部に制御信号として供給する
ことができる。
信号の低いほうの周波数の信号成分が、導電率の変化の
際に心臓ペースメーカの刺激周波数を相応に変更するよ
うに刺激周波数を制御するため、周波数制御される心臓
ペースメーカの周波数制御部に制御信号として供給する
ことができる。
本発明の別の有利な実施例では、低域通過フィルタの上
限周波数が刺激周波数に関係して、刺激周波数の上昇と
共に高いほうの値に、また刺激周波数の低下と共に低い
ほうの値にずらされるように可変である。それにより、
フィルタの上限周波数が負荷（従ってまた変化する刺激
周波数）に類似して変化する呼吸量波数に関係して常に
可能なかぎり高い値であり、しかしそれにもかかわらず
同時に常に呼吸周波数の下側にあるという利点が得られ
る。それにより呼吸が測定結果に擾乱を及ぼすことがな
（なる。
限周波数が刺激周波数に関係して、刺激周波数の上昇と
共に高いほうの値に、また刺激周波数の低下と共に低い
ほうの値にずらされるように可変である。それにより、
フィルタの上限周波数が負荷（従ってまた変化する刺激
周波数）に類似して変化する呼吸量波数に関係して常に
可能なかぎり高い値であり、しかしそれにもかかわらず
同時に常に呼吸周波数の下側にあるという利点が得られ
る。それにより呼吸が測定結果に擾乱を及ぼすことがな
（なる。
本発明のさらに別の有利な実施例では、測定された導電
率から温度の影響をなくすための温度補償装置も設けら
れている。
率から温度の影響をなくすための温度補償装置も設けら
れている。
本発明の他の利点および詳細は、図面による以下の説明
および特許請求の範囲第２項以下に示されている。
および特許請求の範囲第２項以下に示されている。
第１図のインピーダンス測定装置１は電気信号を与える
ための信号源として交流電圧発生器２（たとえば１ｋＨ
ｚの交流電圧発生器）を含んでおり、この交流電圧発生
器が付属の電極５および６を有する電極導線３および４
を介して図示されていない身体組織に一定の交流電圧Ｖ
〜（たとえば１ｋＨｚの交流電圧）を与える。第１図の
測定装置は好ましくは体内測定用として構成されている
。
ための信号源として交流電圧発生器２（たとえば１ｋＨ
ｚの交流電圧発生器）を含んでおり、この交流電圧発生
器が付属の電極５および６を有する電極導線３および４
を介して図示されていない身体組織に一定の交流電圧Ｖ
〜（たとえば１ｋＨｚの交流電圧）を与える。第１図の
測定装置は好ましくは体内測定用として構成されている
。
すなわち、少な（とも電極５および６は身体組織内に埋
め込まれている。しかし、測定装置全体が埋め込まれて
いることは好ましい。与えられた交流電圧Ｖ〜に関係し
て低抵抗の直列抵抗７ （たとえば１００Ω）を介して
電極導線３および４内の電流により生じた電圧降下が電
圧測定装置８により検出される。Ｎ王渕定装置８の出力
信号は次いで、上限周波数が０．１ないし０．４ Ｈｚ
の範囲内にある（好ましくは、この周波数範囲内で可変
である）低域通過フィルタ９に供給される。。低域通過
フィルタ９は電圧測定装置８の出力信号Ｓｒ（インピー
ダンス信号）から、身体組織内の導電率σ輩に相応する
低いほうの周波数の信号成分ＳＮＦのみを分離する。分
離された低いほうの周波数の信号成分ＳＮＦは低域通過
フィルタ９の信号出力端１０から取り出すことができる
。
め込まれている。しかし、測定装置全体が埋め込まれて
いることは好ましい。与えられた交流電圧Ｖ〜に関係し
て低抵抗の直列抵抗７ （たとえば１００Ω）を介して
電極導線３および４内の電流により生じた電圧降下が電
圧測定装置８により検出される。Ｎ王渕定装置８の出力
信号は次いで、上限周波数が０．１ないし０．４ Ｈｚ
の範囲内にある（好ましくは、この周波数範囲内で可変
である）低域通過フィルタ９に供給される。。低域通過
フィルタ９は電圧測定装置８の出力信号Ｓｒ（インピー
ダンス信号）から、身体組織内の導電率σ輩に相応する
低いほうの周波数の信号成分ＳＮＦのみを分離する。分
離された低いほうの周波数の信号成分ＳＮＦは低域通過
フィルタ９の信号出力端１０から取り出すことができる
。
第２図ではインピーダンス測定装置１１は、交、流電流
源１２（たとえば１ｋＨｚの交流電流源）を含んでおり
、この交流電流源が電極導線３および４ならびに付属の
電極５および６を介して身体組織に一定の交流電流１〜
（たとえば１ｋＨｚの交流電流）を与える。測定装置全
体が同じ（体内測定用として構成されていることは好ま
しい。第２図の場合には、電極５と６との間の交流電圧
が、１／Ｖ〜を形成するために除算器を含んでいる並列
接続された電圧測定装置１３により測定される。
源１２（たとえば１ｋＨｚの交流電流源）を含んでおり
、この交流電流源が電極導線３および４ならびに付属の
電極５および６を介して身体組織に一定の交流電流１〜
（たとえば１ｋＨｚの交流電流）を与える。測定装置全
体が同じ（体内測定用として構成されていることは好ま
しい。第２図の場合には、電極５と６との間の交流電圧
が、１／Ｖ〜を形成するために除算器を含んでいる並列
接続された電圧測定装置１３により測定される。
電圧測定装置１３の出力信号ＳＩ（インピーダンス信号
）が次いで、先に第１図において説明した仕方と同一の
仕方で、低域通過フィルタ９のなかで評価される。
）が次いで、先に第１図において説明した仕方と同一の
仕方で、低域通過フィルタ９のなかで評価される。
第３図には、周波数制御される心臓ペースメーカ１４へ
の第１図または第２図による測定装置の応用例が示され
ている。同一の構成要素には同一の参照符号が付されて
いる。電極５はこの場合には同時に心臓ペースメーカ１
４の刺激電橋であり、また電極６は心臓ペースメーカの
導電性（たとえば金属製）ケースにより形成されている
。電極導線３は心臓ペースメーカの刺激カテーテルに相
当する。
の第１図または第２図による測定装置の応用例が示され
ている。同一の構成要素には同一の参照符号が付されて
いる。電極５はこの場合には同時に心臓ペースメーカ１
４の刺激電橋であり、また電極６は心臓ペースメーカの
導電性（たとえば金属製）ケースにより形成されている
。電極導線３は心臓ペースメーカの刺激カテーテルに相
当する。
周波数制御される心臓ペースメーカ１４は、刺激パルス
１６を発生するためのパルス発生器１５を含んでいる。
１６を発生するためのパルス発生器１５を含んでいる。
？１、敷パルス１６の繰り返し周波数（！”Ｊ激周波数
）はパルス発生器１５内で周波数制御部１７を介して低
域通過フィルタ９の出力端ｌＯにおける分離された低い
ほうの周波数の信号成分ＳＮＦに関係して制御可能であ
る。この制御は、導電率σＲの変化の際に刺激周波数を
比例的に変更するように行われる。すなわち、刺激周波
数は、分離された低いほうの周波数の信号成分ＳＮＦ
（従ってまた導電率σＲ）が増大すれば、上昇する。
）はパルス発生器１５内で周波数制御部１７を介して低
域通過フィルタ９の出力端ｌＯにおける分離された低い
ほうの周波数の信号成分ＳＮＦに関係して制御可能であ
る。この制御は、導電率σＲの変化の際に刺激周波数を
比例的に変更するように行われる。すなわち、刺激周波
数は、分離された低いほうの周波数の信号成分ＳＮＦ
（従ってまた導電率σＲ）が増大すれば、上昇する。
刺激周波数は、逆に信号成分ＳＮＦ （従ってまた導電
率σＲ）が減少すれば、小さくなる。
率σＲ）が減少すれば、小さくなる。
第３図に示されているように、低域通過フィルタ９の上
双周波数は制御導線１９を介して周波数制御部１７の出
力信号に関係して、０．１ないし０゜４Ｈｚの範囲内で
刺激周波数の上昇と共に高いほうの値に、また刺激周波
数の低下と共に低いほうの値にずらされるように制御可
能である。それにより、測定結果が低域通過フィルタ９
の所望の最高可能な上限周波数にもかかわらず呼吸によ
り影響されない状態に留まるという前記の利点が得られ
る。
双周波数は制御導線１９を介して周波数制御部１７の出
力信号に関係して、０．１ないし０゜４Ｈｚの範囲内で
刺激周波数の上昇と共に高いほうの値に、また刺激周波
数の低下と共に低いほうの値にずらされるように制御可
能である。それにより、測定結果が低域通過フィルタ９
の所望の最高可能な上限周波数にもかかわらず呼吸によ
り影響されない状態に留まるという前記の利点が得られ
る。
さらに第３図に示されているように、信号ＳＮＦによる
周波数制御部１７の制御は直接に行われずに、温度の影
響を補償するための補正要素２０を中間に介して行われ
る。導電率σＲは温度の上昇と共に上昇する。補正要素
２０は逆の仕方で導電率σにに対する信号ＳＮＦを補正
する。温度を検出するために、心臓ペースメーカのケー
スの内部またはたとえばケースの外部に配置されていて
よい温度センサ２１が用いられる。インピーダンス測定
装置１または１１および低域通過フィルタ９も心臓ペー
スメーカのケースの内部に収容されていることが好まし
いことは自明である。
周波数制御部１７の制御は直接に行われずに、温度の影
響を補償するための補正要素２０を中間に介して行われ
る。導電率σＲは温度の上昇と共に上昇する。補正要素
２０は逆の仕方で導電率σにに対する信号ＳＮＦを補正
する。温度を検出するために、心臓ペースメーカのケー
スの内部またはたとえばケースの外部に配置されていて
よい温度センサ２１が用いられる。インピーダンス測定
装置１または１１および低域通過フィルタ９も心臓ペー
スメーカのケースの内部に収容されていることが好まし
いことは自明である。
しかし、温度センサ２１および補正要素２０の代わりに
刺激カテーテル３自体が導電率の温度特性を補償する材
料（たとえばＮ Ｔ Ｃサーミスタ）から成っていても
よいし、刺激カテーテル３のなかにこのような材料から
成る抵抗が組み込まれていてもよい。
刺激カテーテル３自体が導電率の温度特性を補償する材
料（たとえばＮ Ｔ Ｃサーミスタ）から成っていても
よいし、刺激カテーテル３のなかにこのような材料から
成る抵抗が組み込まれていてもよい。
周波数制御部１７は、温度補償された低いほうの周波数
の信号ＳＮＦから１つのプログラムされた固定値（たと
えば低いほうの周波数の信号の平均値の８０ないし９０
％の範囲内）を差し引くための差し引き回路２２をも含
んでいる。それにより制御に対して特有でない信号成分
（オフセント）が消去される。
の信号ＳＮＦから１つのプログラムされた固定値（たと
えば低いほうの周波数の信号の平均値の８０ないし９０
％の範囲内）を差し引くための差し引き回路２２をも含
んでいる。それにより制御に対して特有でない信号成分
（オフセント）が消去される。
第１図は本発明の第１の実施例の原理回路図、第２図は
本発明の第２の実施例の原理回路図、第３図は周波数制
御される心臓ペースメーカへの第１図または第２図によ
る本発明の応用例を示す原理回路図である。 １・・・インピーダンス測定装置、２・・・交流電圧発
生器、３．４・・・電極導線、５．６・・・電極、７・
・・直列抵抗、８・・・電圧測定装置、９・・・低域通
過フィルタ、１０・・・信号出力端、１１・・・インピ
ーダンス測定装置、１２・・・交流電流発生器、１３・
・・電圧測定装置、１４・・・周波数制御される心臓ペ
ースメーカ、−り検出装置、１５・・・パルス発生器、
１６・・・刺激パルス、１７・・・信号出力端、１８・
・・周波数制御部、１９・・・制御導線、２０・・・補
正要素、２１・・・１度センサ、２２・・・差し引き回
路。
本発明の第２の実施例の原理回路図、第３図は周波数制
御される心臓ペースメーカへの第１図または第２図によ
る本発明の応用例を示す原理回路図である。 １・・・インピーダンス測定装置、２・・・交流電圧発
生器、３．４・・・電極導線、５．６・・・電極、７・
・・直列抵抗、８・・・電圧測定装置、９・・・低域通
過フィルタ、１０・・・信号出力端、１１・・・インピ
ーダンス測定装置、１２・・・交流電流発生器、１３・
・・電圧測定装置、１４・・・周波数制御される心臓ペ
ースメーカ、−り検出装置、１５・・・パルス発生器、
１６・・・刺激パルス、１７・・・信号出力端、１８・
・・周波数制御部、１９・・・制御導線、２０・・・補
正要素、２１・・・１度センサ、２２・・・差し引き回
路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １）身体組織に電気信号を与えるための信号源と、与え
られた電気信号に関係して身体組織からのインピーダン
ス信号を検出するための検出装置と、低いほうの周波数
の信号成分を分離してインピーダンス信号を評価するた
めの評価装置とを有する身体組織のインピーダンス測定
装置において、インピーダンス信号（Ｓ＿Ｉ）を評価す
るための評価装置（９）が導電率（σ＿Ｒ）に相応する
低いほうの周波数の信号成分（Ｓ＿Ｎ＿Ｆ）を分離する
ように構成されており、また、低いほうの周波数の信号
成分（Ｓ＿Ｎ＿Ｆ）に対する信号出力端（１０）を含ん
でいることを特徴とする身体組織のインピーダンス測定
装置。 ２）評価装置が導電率（σ＿Ｒ）に相応する低いほうの
周波数の信号成分に対する低域通過フィルタ（９）を含
んでいることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
測定装置。 ３）低域通過フィルタ（９）が０．１ないし０．４Ｈｚ
の範囲内の上限周波数を含んでいることを特徴とする特
許請求の範囲第２項記載の測定装置。 ４）低域通過フィルタ（９）の上限周波数が可変である
ことを特徴とする特許請求の範囲第２項または第３項記
載の測定装置。 ５）評価装置（９）の信号出力端（１０）から低いほう
の周波数の信号成分（Ｓ＿Ｎ＿Ｆ）が、導電率（σ＿Ｒ
）の変化の際に刺激周波数を相応に変更するように刺激
周波数を制御するため、周波数制御される心臓ペースメ
ーカ（１４）の周波数制御部（１７）に制御信号として
供給されることを特徴とする特許請求の範囲第１項ない
し第４項のいずれか１項に記載の測定装置。 ６）低域通過フィルタ（９）の上限周波数が刺激周波数
に関係して、刺激周波数の上昇と共に高いほうの値に、
また刺激周波数の低下と共に低いほうの値にずらされる
ように可変であることを特徴とする特許請求の範囲第４
項または第５項記載の測定装置。 ７）評価装置が低いほうの周波数の信号（Ｓ＿Ｎ＿Ｆ）
への温度の影響を補償するための装置（２０）を含んで
いることを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第６
項のいずれか１項に記載の測定装置。 ８）周波数制御部（１７）が、温度補償された低いほう
の周波数の信号（Ｓ＿Ｎ＿Ｆ）から１つのプログラムさ
れた固定値を差し引くための差し引き回路（２２）を含
んでいることを特徴とする特許請求の範囲第５項または
第７項記載の測定装置。 ９）固定値が低いほうの周波数の信号（Ｓ＿Ｎ＿Ｆ）の
平均値の８０ないし９０％の範囲内にあることを特徴と
する特許請求の範囲第８項記載の測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3620280.0 | 1986-06-16 | ||
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