JP2002528735A

JP2002528735A - 体積測定に関する生理学的測定システム

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Publication number: JP2002528735A
Application number: JP2000579126A
Authority: JP
Inventors: エリクセン，モルテン; エリクセン，エリク
Original assignee: ボルセンスアクスイェセルスカプ
Priority date: 1998-10-30
Filing date: 1999-10-28
Publication date: 2002-09-03
Anticipated expiration: 2019-10-28
Also published as: JP4391697B2; US20020123701A1; DE69937408T2; CN1332617A; US20140187906A1; DE69937408D1; AU1404000A; US8500651B2; EP1131001B1; NO20012113D0; CA2348399A1; EP1131001A1; US6374667B1; WO2000025675A1; US6945941B2; ATE376387T1; WO2000025675A9; US20080270067A1; US9763593B2; CN100407991C

Abstract

(57)【要約】体積及び面積を測定するシステムは電磁誘導方法を用いる。電流が発生されて二つのコイル・アセンブリの一方（１０７）に供給され、他方のコイル・アセンブリ（１０１）に電圧を誘導し、体積、特に哺乳動物の少なくとも一部分の内部における呼吸による体積の正確な値を与える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】（発明の属する技術分野）本発明は、電磁誘導方法を用いる物体の体積及び面積の正確な測定の方法及び
システムに関する。

【０００２】（発明の背景）体積及び面積、特に変化する体積又は面積を有する物体又は物体の部分の体積
及び面積の正確な測定が不可欠である機会が多数ある。例えば、医学の分野にお
いては、患者の呼吸体積の測定はしばしば決定的に重要である。残念ながら、そ
れらの測定は、多くの場合、粗く不正確であり、最も良く言っても、時代遅れの
技術的方式に又は信頼できない方法に頼っている。患者における呼吸体積の記録
は現在、（例えば、肺活量計又はタコメータを用いて）被験者の気道に体積流量
検出装置を接続することによって、又は胸壁及び腹壁の機械的変位を測定するこ
とによって行われている。長期的な監視のためには、気道に基づく方法では正常
な呼吸が妨げられ、患者にとって不快であるから不適当である。これは特に子供
たち及び他のある種の患者についてあてはまる。気道に基づく方法は現在、呼吸
補助装置に依存している患者に用いられているが、その種のデータを得るための
もっと侵入的でない信頼できる手段があるであろう。

【０００３】同様に、胸壁及び腹壁の動きを記録することに基づく方法は、歪みゲージによ
るもの（体の周長の変化を記録すること）か、又は患者の胸及び腹の周りに配置
された弾性的な誘導性導体ループに基づくものである。その場合、ループのイン
ダクタンスの記録を用いて胸及び腹の部分の断面積変化の大きさを推定すること
ができる。米国特許第４，３０８，８７２号は、この自己インダクタンス・ルー
プ推定方法の一例である。この方法は、患者が胸及び腹の部分間の種々の呼吸運
動分布によって既知の空気量を呼吸する校正手順を経て初めて呼吸量の定量測定
に用いることができる。

【０００４】現在、胸の体積変化を測定するほとんどの装置が、校正、安定性、正確さ、あ
るいは信頼性、に関連した欠点をもっている。その方法は、胸及び腹の周囲の測
定（歪みゲージ・トランスジューサー）に基づくものか、又は胸及び腹のまわり
に配置された導体ループの電気インダクタンスの測定に基づくものである。腹部
センサを用いる理由は、吸気の際の横隔膜の下向き運動が胸と腹の両方に体積変
化を生じ、それらを加え合わせて肺の体積の変化を推定しなければならないとい
うことである。腹と胸の体積変化の間に一定した比はない。実際、全体積変化へ
の相対的寄与は、呼吸努力、気道抵抗、又は睡眠状態、によっても変化する可能
性がある。したがって、（知られている方法を用いて）呼吸によって生ずる実際
の体積変化を推定するためには、両方の測定部位の独立した校正が必要である。

【０００５】歪みゲージ又は周長測定法は、測定される変化と測定される体積との間に何も
単純な又は再現性のある関係がない。この関係は、ループによって囲まれる面積
とループの長さとの間の関係についての仮定に依存し、それらの仮定はある一定
の幾何形状に対してのみ妥当する。インダクタンスに基づくいくつかの方法は面
積が測定されていると称する（すなわち、それはループ・インダクタンスに比例
するものと仮定される）かもしれないが、この仮定はループの相対的な形が保存
されている限りにおいてのみ妥当である。残念ながら、これは呼吸によって生ず
る人間の胸又は腹の断面積の変化にはあてはまらない。

【０００６】面積に基づく全ての方法に共通するものは、推定された面積変化から体積変化
を計算するときのかなりの不確かさである。その一因は、面積の点サンプル（ト
ランスジューサーの点におけるサンプル）しか測定されていないということであ
る。面積変化を体積に結びつけるためには、何らかの校正手段が必要である。校
正手順は、胸と腹の両方の測定点に関する係数を得るために患者の協力に大きく
依存し、小児や呼吸困難（息切れ）のある患者、及び意識のない患者ではほとん
ど実行不可能である。

【０００７】本発明は、電気インダクタンスに基づく体積及び面積測定のための、上述の欠
点を排除した新しいシステム及び方法を開示する。本発明は、校正のために患者
の協力に依存せず、周長、面積、及び体積の間の関係についての仮定に依存しな
い真の体積又は面積測定方法である。

【０００８】（発明の要約）物体の、特に人体の部分の、断面積及び体積を記録するための新しい装置のフ
ァミリー又はクラスが提供される。これは、静的な測定、ならびに、呼吸及び心
臓活動によって生ずる面積及び体積の小さな上乗り変化分の測定を含む。その原
理は、測定使用とする体の部分に巻かれた一つ以上の導電体ループと、遠隔点に
配置された一つ以上の電磁コイル装置との間の電磁誘導の測定に基づく。コイル
の適切な設計によって、測定される誘導電圧は、測定される面積又は体積に比例
するようになる。

【０００９】ある実施形態では、物体の運動を測定する装置であって、少なくともその物体
を囲むに十分な広がりの時間変化する磁界を生成する手段を備える装置が提供さ
れる。電気回路は、物体の表面の形に合致するようになっており、電圧監視手段
がその電気回路に接続され、表面の運動が、回路に誘導される電圧に物体の運動
に相関する測定可能な変化を生ずる。

【００１０】別の実施形態では、物体の面積又は体積を測定する方法であって、電気回路を
物体表面の形に合致させるようにするステップと、物体の周りの時間変化する磁
界によって回路に誘導される電圧を測定するステップとを含み、個人に対して装
置を校正することなく物体の面積又は体積の変化を計算できることを特徴とする
方法が提供される。

【００１１】（発明の詳細な記述）技術的なバックグラウンドにより、図１を参照すると、時間と共に変化する均
一な磁界に垂直な閉じた導電体ループ１０に誘導される電圧は次のようになるこ
とが理解されるであろう：式１）Ｕ_ｌｏｏｐ＝（ｄＢ／ｄｔ）Ａ_ｌｏｏｐここで、Ｂは磁界強度、Ａ_ｌｏｏｐは形に関わりないループの面積、そしてｔ
は時間である。

【００１２】したがって、強度及び時間変化が分かっており、方向が患者の体軸と平衡であ
る均一磁界が生成されると、患者の体に巻き付けられた導体ループに誘導される
電圧の測定によって正確な面積測定が与えられる。体積を測定するためには、各
々が測定された面積と既知の厚さを有する、ひと重なりの薄層の体積を加え合わ
せることが必要である。これは、患者の体の周りに巻き付けられたいくつかの導
体ループを用いて容易に遂行される。ループの間隔が一定で分かっている場合、
測定される体積（Ｖｂｏｄｙ）は次のように表される：

【００１３】式２）Ｖｂｏｄｙ＝ｓｌｉｍΣＡ_ｌｏｏｐ＝ｓ（ｄｔ／ｄＢ）ｌｉｍ
ΣＵ_ｌｏｏｐｓ→０ｓ→０ここで、ｓはループの間の間隔である。

【００１４】誘導される電圧の加算は、ループの直列電気接続によって遂行され、ただ一つ
の電圧を測定すればよいので、システムの複雑さが実質的に減少する。これはシ
ステムの複雑さを減少させることになるという本明細書で開示される発明の重要
な利点である。ループ間隔ｓ（本明細書では互換的に距離ｄとも呼ばれる）の選
択は、体積トランスジューサの正確さと便利さのかねあいによって決まる。小さ
なｓの値は、測定領域（これは普通、胴体を測定する場合、脇の下のレベルから
下はヒップの頂きまでである）を包含するために多数のループが必要になるとい
うことを意味する。ループの数が多くなると、直列に結合されるループの自己イ
ンダクタンスが劇的に増加し始め電子回路の設計に影響するようになる。好まし
い実施形態は、４乃至８ｃｍという範囲のｓの値を用いることであり、これは幼
児に対して用いられる最小の値である。これは、普通、８乃至１０個のループと
なる。しかし、他の形態も可能である。磁界は、患者の体の問題としている部分
、または他の測定している物体、が占める体積内でのみ均一であればよい。実際
の経験によれば、十分な強度と均一性を有する磁界を、単に導体ワイヤを部屋の
床、壁、そして天井をたどって垂直な長方形のループとして配置し、このループ
に交流電流を流すだけで発生させることができる。好ましい値は、１０ｋＨｚ乃
至２００ｋＨｚで１Ａ未満の電流であるが、他の形態も可能である。例えば、二
つ以上の導電体ループを用いてもよい。

【００１５】図２−８は、以下で述べる本発明の第一の実施形態に関する。図２にブロック
図の形で示されているこの実施形態は、磁界を発生させる電流ループの交流電流
源と戻ってくる信号を増幅し整流するために必要な回路を単一装置に統合して備
えている。安定な水晶発振器３０がシステム２０をコントロールし、二進カウン
タ３４によって発振器の出力周波数が所望の値まで分割される。示唆されている
１ＭＨｚと１６分割という値は恣意的なものである。しかし、電力増幅器３６に
供給される信号が対称な方形波であると、この波形は偶数次の高調波を欠いてい
るので有利である。その場合、フィルタ３７による望ましくない高調波成分の除
去が容易になる。このような高調波の除去は他の電子設備への放射障害を防ぐた
めに好ましい。増幅器の出力は、結局誘導的負荷に供給され、それはほとんど何
もエネルギーを吸収しない。（クラスＤの）スイッチング増幅器設計を用い、低
域フィルタを適切に設計することによって、増幅器ユニットの全電力消費を最小
にして、回路冷却及び電源容量の必要を小さくすることができる。低域フィルタ
３７は受動的なものになりそうであり、使用される周波数で電圧波形に実質的な
位相のずれを生じないであろう。直列に結合されるループは、ある実施形態では
図６に関連して以下で示され記述されるように患者に巻き付けられるが、それが
ピックアップする信号はまず帯域フィルタ４４に供給される。このフィルタの目
的は、システムのノイズ不感性を高めることである。このフィルタは、狭帯域の
共振トランスフォーマとして設計し、患者に近い導電体ワイヤと装置の他の部分
との電気的な隔離を効果的に実現することができる。

【００１６】前置増幅器４８は、増幅器のノイズ性能が復調器５３のそれよりも良いので有
用である。増幅器の利得は、復調器のノイズを抑えるために必要な値より大きく
する必要はなく、典型的な値は約２０乃至２５ｄＢである。

【００１７】コヒーレント復調器５３は、交流電圧信号を整流するものであり、ＣＤ４０１
６又はＣＤ４０６６などのＣＭＯＳアナログ・スイッチとして容易に実現される
。コヒーレント復調器を用いることには二つの利点がある。それは広い信号強度
範囲にわたって非常に直線性が良く、低域フィルタ５８と合わせて、ノイズ抑制
に関して大きな改善が達成される。一連の増幅器の実効的な帯域幅は低域フィル
タの遮断周波数の２倍になる。この遮断周波数の典型的な値の一例は、５Ｈｚ乃
至１５Ｈｚであり、この最高値は自然な呼吸数が高い幼児に対して適当である。

【００１８】信号調整ブロック６３はいくつかの目的に役立つ。信号を増幅して、コンピュ
ータに基づくシステムでさらに処理するのに適したものにする。また、このユニ
ットは、好ましくは分析ソフトウエアによってコントロールされて、増幅の粗調
整のための手段にもなる。低域フィルタ５８の出力における信号は実質的なＤＣ
又は一定成分（コイル内の人体の全体積に対応する）を含んでいるので、この成
分を減算する手段は小さな体積変化を検出するシステムの感度を高める。この減
算は、電子的な高域フィルタによって行うことができるが、その遮断周波数は普
通の呼吸頻度（０．０５Ｈｚ以下）よりも実質的に低くなければならない。シス
テムの始動時に出力信号が安定化するのに要する時間を短縮するために、このフ
ィルタの時定数を短くする（抵抗器の切り換えによる）手段が望ましい。場合に
より、呼吸に関係ないゆっくりした変化が測定される場合、ゼロ減算なしの体積
の絶対測定が望まれるかもしれない。そのような応用分野としては、例えば、水
腫の出現の監視、血管体積反射、筋肉成長又は萎縮、外科処置の効果、等がある
だろう。

【００１９】上述の電子回路は５０ｃｍ^２未満の面積の回路板に容易に構成でき、Ａ／Ｄコ
ンバータとインターフェース制御回路を合わせて、通常のパーソナルコンピュー
タへのプラグイン・ボード、例えば下の図１４に示されているようなもの、に集
積化できる。完全なスタンドアロン型のユニットも作ることができ、そのサイズ
と複雑さは、ユニットに組み込まれる信号分析の量、表示能力及び記憶容量に依
存するだろう。

【００２０】上述の説明は、本発明の一つの実施形態だけに関するものであり、その根底に
あるテクノロジーを実行する別の多数の手段が、添付された特許請求の範囲に含
まれるということを強調しておかなければならない。図２のブロック図に示され
ている機能の一部は、ディジタル信号処理その他の手段を用いて実施できるであ
ろう。少なくとも一つの別の構成は、受信した信号の処理を復調器５３を含めそ
れ以降全て、ループ電流周波数の正確に２倍のサンプリング速度を用いてディジ
タル化することである。

【００２１】電流ループを含むトランスジューサは、種々の材料で、例えば銅、又は同じよ
うに導電性の金属、又は他のデザインで、作ることができる。例えば、弾性的な
導電体の一つのデザインは、ばね成分を導電体と統合するものかもしれない。ま
た、製造の容易さ及びコストも重要である。別の方法は、導体エレメントとして
金属被覆されたプラスチック・バンドを用いる使い捨てユニットを開発すること
である。誘導される電圧は非常に小さく（数ミリボルトのオーダー）、インピー
ダンスも小さい（ループの数が多くならない限り）ので、遮蔽された導体を用い
る必要はないだろう。実際、ルーム・コイルによって発生される磁界は、テレビ
ジョン受像機の偏向マグネットが発生する磁界よりも弱いものである。この程度
の磁界への長時間曝露は一般に無害と考えられている。患者のまわりに巻き付け
られたピックアップ導体コイルは設備の他の部分から電気的に隔離することがで
きる（患者の監視に用いられる他のほとんどの電気設備で既に行われているよう
に）ので、感電ショックの危険もないだろう。

【００２２】使い捨てトランスジューサ・デザインの一つの実施形態が図３に示されている
。金属被覆されたホイル７２と唯のプラスチック・ホイル７４の帯（幅１ｃｍ程
度）が交差部分で溶接されて網目に形成される。あるいはまた、アセンブリ全体
を帯状に金属被覆された一枚のホイルから打ち抜くこともできる。ホイルの厚さ
は、ジグザグの帯が適当な弾性をもつように選ばれる。このような網目の長方形
のシートが、患者又は被験者に、斜めに巻き付けて、導体の帯がヘリックスにな
るようにする。継ぎ目は、何らかのクリップを用いて、又は単に帯の対をねじり
合わせることにより、導電性をもつようにしなければならない。ケーブルを記録
装置に接続することができる。例えば、以下で述べるように、他の装置を用いて
コイル構造を、測定しようとする物体の周りに配置することもできるということ
が認められる。

【００２３】図２によるシステムの一つの実施形態が、いくつか小さな変更を加えて、次の
パラメータを用いてテストされた。電流周波数：７０ＫＨｚループ電流：２００ｍＡ（４巻きループが用いられた、したがって、実効電流は８００ｍＡであった）ループ・サイズ：２×２メートル患者の体における磁界強度： ≒２μＴ体積増分感度（システム・ノイズ・レベル）：１ｍｌ

【００２４】この実施形態は、図２に示された図と多少異なっている。自由走行するＲＣ発
振器が周波数制御エレメントとして用いられ、電力増幅器とルーム・ループの間
の低域フィルタは省かれた。図２のブロック図ともっと厳密に合致したものは、
多分、さらに優れた性能を、特にノイズ・レベルに関して、与えるだろう。

【００２５】この実施形態を使用したときの記録サンプルが図４に示されている。体積波形
８１を用いると、波形の振幅を考慮して、呼吸毎の１回換気量７７をリットル単
位で計算することができる。毎秒あたりのリットルで表される換気量７５は、１
回換気量を個々のサイクルの時間で割って求められる。瞬間呼吸周波数（表示さ
れていない）は、サイクル時間の逆数をとることによって求められる。注意深く
見ると、心拍数と同期して起こっている体積の変化が認められるが、これは多分
、心臓の拍動作用によって生ずる胸郭及び腹部の血液量の変化を反映しているの
であろう。図４の粗体積カーブ８１（時間軸で６１秒から６４秒まで）の拡大図
が、体積における心臓の拍動を示すために図５に示されている。しかし、この拍
動は、予期される被験者の心臓ストローク体積に比べてはるかに小さく、腹部と
胸郭の血液量の和の正味の体積変化を反映している。これは心臓ストローク体積
のうち四肢と脳に向けられる部分に関連しているかもしれない。明らかに、この
波形解析によって貴重な診断指標が得られ、心不全、シャント、あるいは心臓弁
膜症の患者の監視と評価に利用することができる。この波形は、コヒーレント平
均により、多分患者のＥＣＧをタイミングの基準に用いて、根底にある呼吸の変
動から容易に抽出することができる。心臓の収縮終期と合致する体積最小が矢印
Ｃｅｓで示されている。このように、呼吸器と心臓の監視を組み合わせて行う装
置が開示されている。図５のカーブ・トレースはシステムのノイズ・レベルを示
しており、測定される体積に翻訳するとそれは１ｍｌＲＭＳ、すなわち、標準偏
差、のオーダーである。

【００２６】上述のように、本発明の典型的な応用は、人間の患者の胸及び腹の体積又は面
積を連続的に測定することである。この体積又は面積は呼吸運動と同期した変動
を示す。測定された体積の中に存在するすべての液体や組織は非圧縮性なので、
この変動は、肺に含まれる気体体積の変化に対応する。測定に腹も含めるという
ことが不可欠である。何故なら、呼吸作用には横隔膜筋の上下方向の収縮も含ま
れ、それはまた、腹壁の内向き及び外向きの運動を引き起こすからである。体積
変動の時間的な経過の分析を用いて、定量的な呼吸の量を推定することができる
し、呼吸パタンを記述する複数の変数、例えば、頻度、呼吸の深さ（１回換気量
）、及び気道流量、なども識別することができる。

【００２７】外側物質を有し、その内側で内部体積が変化し得る物体の体積及び面積の測定
に関して従来知られている方法の欠陥を認識することによって、本発明が生まれ
たものであるということを注意しておかなければならない。人間の胴体及び四肢
の他に、本発明は、種々のタイプの工業的用途に、例えば内部体積が変動する体
積又は面積を含む燃料容器、推進剤、その他の物質である場合に、利用するのに
好適である。用途に関わりなく、均一交流磁界によって導体ループに誘導される
電圧は、ループの形とは無関係にループ面積に正確に比例するという事実の価値
を本発明者は認識した。ループが直列に結合されると、例えば日常の電気設備に
おいてバッテリーの電圧が加え合わされるように、これらのループに誘導される
電圧も加え合わされる。これが、等間隔で重ねられたループからの１回の電圧読
み取りによる体積測定の根拠を与えている。

【００２８】測定を行うこのシステム及び方法の精度の高さに加えて、この方法はスピード
の点でも重要である。特に、本発明のシステムは各患者に合わせて校正する必要
がない。導電性コイルが物体／患者の表面輪郭の線に従っている限り、物体／患
者の形又は変動パタンに関わりなく体積及び面積は正確に測定できる。例えば、
ある実施形態では、患者はぴったりとフィットする弾性を有するなシャツ又は上
着を装備する。このシャツには、体の輪郭を密接にフォローする複数の閉じた周
縁ループを構成する電気導体が埋め込まれている。このボディー・コイルと別の
遠隔配置された固定コイルの間の電磁誘導が測定される。これは、どちらかのコ
イルに交流電流（周波数が約１０ｋＨｚ−２００ｋＨｚの範囲にある）を供給し
、他方のコイルに誘導される電圧を測定することによって行われる。本発明で用
いられる磁界は、体組織の存在によって影響されたり変化したりせず、したがっ
て、空間における電磁現象を記述する物理法則が依然として成立しているという
ことに注意しておきたい。

【００２９】本発明のある実施形態では、例えば図６に関連して後述するように、患者コイ
ルの受動的な使用が採用される。その実施形態では、ルーム・コイル１０１が磁
界を発生し、これは遠隔コイル又はルーム・コイルの代わりに患者コイルに電流
が流される“逆”配置と異なっている。このような逆配置については図７に関連
して以下でさらに詳しく述べる。上記第一の実施形態は、建物の構造、壁、床、
又は天井など、に沿って邪魔にならないように設置された大きな（数メートル以
上の）電気導体ループを備えている。しかし、このコイルの別の実施形態が可能
であり、図８に示されているような複数の、例えば３つの、注意深く配置され、
組み合わされた小さなコイルから構成される。これらのコイルは、患者測定場所
では大きなコイルと同じタイプの磁界を協同して発生する。このコイル・アセン
ブリの実施形態は、磁界発生器としてかさばるルーム・コイルの代わりに用いる
こともできるし、あるいは逆コイル配置における磁界センサとして用いることも
できる。全体システムの設計でこのコイル形態をセンサとして用いる場合、非誘
導テクノロジー、例えば点センサ、又は磁力計、などを用いることも可能であろ
う。図７の実施形態では、ルーム・コイルで磁界を発生させる代わりに、患者コ
イルに電流を流して、測定する体積又は面積に依存する性質をもつ磁界を発生す
るのに用いる；他方、ルーム・コイル又は上記の３−コイル・アセンブリはこの
磁界によって生ずる誘導電圧をピックアップするために用いられる。患者コイル
に電流を流す電子回路（定電流増幅器）の適切な設計によって、誘導される電圧
に望まれる直線的な面積又は体積依存性は保たれる。

【００３０】システムの別の改良は物体の二つの部分、例えば、複数の患者体積部分、普通
は胸と腹の部分、の同時測定を可能にする。これによって、呼吸における筋肉努
力の分布についての補助的な情報が得られ、幼児の肺疾患、特に気道の妨害に関
連した疾病、の診断に関する情報が得られる。二つの測定された体積を加えると
、さらに他の実施形態の利点である全体積測定値も得られる。同時測定を行うた
めには、図１０に示されているように、患者コイルは巻き線中央の電気“タップ
”結合によって両半分に分けられる。

【００３１】したがって、本発明が提供しているものは、均一磁界中にループが配置された
ときにループに誘導される電圧を記録することによる電気導体ループの面積測定
法である。磁界は、交流電流によって生ずる磁界のような交流磁界でなければな
らない。ループの面積は、物理法則によって、誘導される電圧に比例する。また
、本発明は、複数の導体ループの面積の和を測定することを、誘導される電圧を
個別に記録するか、又は電気的に直列に結合されている場合単一の測定として記
録することにより、可能にする。等間隔に重ねられた複数の導体ループの内側に
含まれる体積の量を、面積の総和を測定し、この測定された面積にループの間の
距離を乗じて体積を求めるという体積測定法も開示される。一つ以上の弾性的か
つしなやかな導体ループを体の部分にしっかりと巻き付けるシステムを用いて、
動物又は人間の体の部分の断面積又は体積を測定するこれらの方法の使用は非常
に有利である。動物又は人間の体の体積の変化を上記の方法によって正確に測定
して呼吸を記録したり、心臓活動によって生ずる体積の変動を記録するために上
記の方法によって動物又は人間の体の体積の変化を測定したりすることに関して
、このシステム及び方法のさらなる利点が本明細書において教示される。本発明
の別の実施形態が開示され、電気コイル結合の逆転：形と位置が最適化された二
つ以上の小さなコイルを備えるルーム・コイルの小型化されたデザイン：最適化
された位置で直線に沿って配置されたフェライト・コアに巻かれた３つの小さな
棒状コイルと、均一磁界を発生するための信号強度ウエイティング（重み付け）
、又は患者の体又は体の部分を包含する検出体積、を備える装置；及び上記のい
ずれかの方法を用いる、位相、周波数、又は時間多重化による二つ以上の面積又
は体積の同時測定、などの利点が提供される。

【００３２】本発明者は、以下の実施形態を実行するためにはいくつかの原則を守る必要が
あると判断した。第一に、測定する体の部分又は物体に巻き付けられる導電体コ
イルは、体／物体表面の輪郭が形を変えるときにも、この輪郭に従わなければな
らない。すなわち、コイル・アセンブリは弾性的であり、かつ変形可能でなけれ
ばならない。第二に、体積を測定するためには、体／物体部分のまわりに巻き付
けられるコイルは、各ループの間に既知の間隔をとって重ねられなければならな
い。一定間隔で重ねられたコイル・ループは電気的に直列に結合してその電圧を
加え合わせることができ、体積計算を容易にすることができる。第三に、遠隔コ
イル（単数又は複数）は、電流を流したときに、測定する体部分の位置で十分に
均一な（等しい磁界強度の）磁界を発生しなければならない。この均一性に関し
ては、体に巻き付けられたコイルに垂直な磁界のベクトル成分だけを考慮すれば
よい。さらに望ましくは、遠隔コイルは、測定する体積（すなわち、患者の体）
の内側にある点サイズの磁気双極子からの磁界を、双極子が患者の体のコイル・
ループに垂直な方向を向いている限り双極子の位置には無関係な感度で記録でき
なければならない。さらに、遠隔コイル（単数又は複数）を用いて（交流電流を
それに供給することによって）磁界を発生させ、測定される体部分に巻き付けら
れたコイルに誘導される電圧を記録することが望ましい。電圧は、コイルによっ
て囲まれる面積又は体積に比例する。遠隔コイル（単数又は複数）は上記の均一
性基準に合致する仕方で配置することができる。最後に、交流電流を測定しよう
とする体部分に巻き付けられた、重なったコイルに供給し、この電流によって発
生される磁界を測定することが望ましい。これは、遠隔配置されたコイル（単数
又は複数）に誘導される電圧を記録することによって行うことができる。電圧は
、患者ボディー・コイルが囲む面積又は体積に正確に比例する。この測定の間、
患者コイルの自己インダクタンスが形の動的な変化のために変化しても、患者コ
イルを流れる電流を一定に保つことが必要不可欠である。したがって、患者コイ
ルに電流を流すためには定電流回路、又は等価な手段、を用いなければならない
。そのような回路の設計は当業者にとっては取るに足らないことである。

【００３３】本発明のシステム及び方法のいくつかの実施形態が図６−１１に開示されてい
る。図６には、導電性コイル手段１０７が人間１１０の胴体部分の種々の周縁の
まわりにしっかりと巻かれている構造が示されている。固定コイル手段は人間の
まわりの導電性コイル手段に対して離れて位置している。電流発生手段が設けら
れ、全体が信号発生器１１７と電力増幅器１２３として示されており、それが導
電性コイル手段に人間１１０の呼吸によって時間と共に変化する誘導電圧を生ず
る。導電性コイル手段に誘導される電圧は、増幅器手段１２７によって増幅され
、整流器手段１３３によって整流され、体積出力として提供されて面積又は体積
測定に用いられる。図７の実施形態のシステム及び方法も図６のそれと同様であ
るが、異なる点は、図７では導電性コイル手段１０７に一定の電流が流され、固
定コイル手段又はルーム・コイルに誘導される電圧が面積又は体積の測定に用い
られるということである。上述のように、この実施形態では、定電流増幅器手段
１３６、又は等価な回路成分、が設けられている。

【００３４】図８及び９は、前の実施形態における大きなルーム・コイル形態の代わりに固
定コイル手段としてもっとコンパクトな３−コイル・システム・デザインを使用
した実施形態を示している。個々のコイル１４４を図８及び９に示されるように
直列に結合することができる。または、設計の際に考慮すれば、それらを並列に
結合することもできる。あるいは、電磁誘導に基づかない磁界検出装置、例えば
、周知のホール効果に基づくセンサなど、を用いることもできる。測定する物体
の上方の複数の小さなコイルの配置は、均一な磁界を発生するように設計される
。コイルは、普通、フェライトロッド・コアに巻かれ、各コイルは磁気双極子の
それと類似した磁界パターンを発生する。コイル・ループの位置と巻き数は上記
の均一性基準を満たすように最適化される。直列結合は、３つのコイル全部に同
一電流が流れることを保証する。個々のコイルの磁界強度への寄与は、それらの
ループの数、物理的寸法、または磁気コア材料の透磁率、によって決まる。３−
コイル・システムの一例は、長さが約１０ｃｍで直径が１ｃｍの小さな円筒状コ
イルである。これは、コイルの両端にある二つの反対符号の磁気単極子が作る磁
界に非常によく似た磁界を発生する。磁界は、高い透磁率の材料で作られたロッ
ドをコイルの中に挿入することによって大きく強化される。適当な材料はフェラ
イトであり、これはエレクトロニクスの高周波トランスのコア材料と同様なもの
である。このようなデバイスからの遠隔磁界は理想的な磁気双極子の磁界に近く
、それは正確な数学的形式で記述できる。均一磁界のための最適化された設計を
見出すプロセスは、物理的な束縛条件の組、例えば、均一磁界が望まれる空間的
体積の望ましい形及び広がり、及び与えられた数のこのようなコイルを配置する
スペース、など、を決めることから始まる。一組のパラメータ又は自由度も定め
なければならない。典型的なパラメータは、個々のコイルの位置及び角度方位の
座標、及び個々のコイルが発生する磁界の強度、である。次ぎに、Ｌａｖｅｎｂ
ｅｒｇ−Ｍａｒｑｕａｄ法などの一般的な数値誤差最小化ルーティンを用いてパ
ラメータを調整して、磁界均一性を最大にする問題の解を見つける。本明細書で
記述される３−コイル・デザインはこの方法によって作成された。

【００３５】これらの実施形態によるシステムは、また、システムの動作をコントロールす
るための検出及び制御手段を備えている。測定している物体の複数の部分を、例
えば、胸郭領域と腹部領域、あるいは複数の手足、を同時測定できる能力を備え
るために、タイミング及び多重スイッチング手段を含めることもできる。複数の
体積又は面積の同時測定を実行する一つの方法は、信号の位相コード化を用いる
ことである。このスキームを、図１０に示されているように、患者コイルに電流
を流し、ルーム・コイルを用いて磁界を検出するシステムに適合させることがで
きる。二つの定電流増幅器１３６が、位相シフト手段１５８によって互いに位相
が９０°ずれた信号によって駆動される。患者コイル又は導電性コイル手段１０
７は、中央タップ接続手段を備え、両半分に独立に電流を流すことができるよう
になっている。二つの復調器１６９は、３−ルーム・コイル１４４がピックアッ
プし、増幅された信号を整流する。復調器は電流増幅器への入力と同じ仕方で位
相シフトした基準信号を受信するので、それらは二つの患者コイル信号の位相と
マッチする信号成分に応答する。出力信号の見かけの交換は（腹部コイル電流と
同じ位相を受信する復調器は胸郭体積を反映する出力を与える）、患者コイルか
らの電流に依存する磁界強度に対して検出ルーム・コイルに誘導される電圧の内
在的な９０°の位相シフトによって生ずる。二つ以上の体積又は面積の同時測定
を実行するために種々の方法が利用できるということが認められる。ルーム・コ
イルが磁界を発生する場合、他の図に示されるような増幅器と整流器から構成さ
れる独立な信号処理チェーンを患者の体に巻き付けられた任意個数のコイルに結
合することができる。図１０に示されたコイル配置の場合、異なる患者コイル１
０７を異なる周波数で駆動し、電子帯域フィルタを用いて共通のルーム・コイル
及び前置増幅器から個々の体積信号を抽出することができる。時間多重化も使用
できるだろう。これは、普通すべてのコイルを毎秒１０回乃至１０００回巡回す
るような速やかに繰り返されるシーケンスで患者コイルに電流を流し、共通の体
積出力信号をこのシーケンスと同期してサンプリングして体積測定を互いに分離
するものである。いくつかの体積を同時測定するために役に立ちそうなもう一つ
の方法は、異なる、相関のない、擬ランダム・ビット・シーケンスを用いて、二
つ以上の患者コイルに電流変動パターンを発生させるというものである。ルーム
・コイルがピックアップした電圧を増幅し、対応するビット・シーケンスを基準
信号として用いて複合信号を復調して個々の体積信号を回収する。擬ランダム・
ビット・シーケンスが暗号的な性質を有するので、この種の装置は電磁障害ノイ
ズに対して非常に不感性が高いと予想され、近くに置かれた装置が互いの動作に
対して妨害を及ぼさないであろう。

【００３６】上述の測定システムは、開示されたどんなルーム・コイル・デザイン又は電気
的接続配置を用いるものであっても、最初に校正する必要があるが、患者毎に又
は物体測定セッション毎に校正する必要はない。校正によって、磁界を発生する
ために用いられる電流、患者の位置に対するルーム・コイルの正確な幾何学的配
置、及び電子的増幅器の利得及び整流器回路の特性、の変動が補償される。校正
は、患者コイルの代わりに基準コイルを結合し、この基準コイルを患者の体が後
に測定の際に来るのと同じ位置に置くことによって行われる。基準コイルのルー
プ断面積の和は、このコイルの幾何形状及び巻数から分かっている。普通、この
面積は患者コイルの面積と同じ大きさのオーダーである。その後、定数ｋｃが次
のように計算される。式３）ｋｃ＝ａ_ｃ／Ｕ_ｃここで、ａ_ｃは基準コイルの面積であり、Ｕ_ｃは電圧出力信号の電圧読み取り
値である。

【００３７】面積の測定では、当前記体部分の周りに巻き付けられた単一導体ループを用い
て、面積Ａは次のように計算される。式４）Ａ＝Ｕ・ｋ_ｃここで、Ｕは測定された電圧である。体積測定では、直列に結合された等間隔のループを用いて、瞬間体積Ｖは電圧
読み取り値から次のように計算される。式５）Ｖ＝Ｕ・ｄ・ｋ_ｃここで、ｄは患者コイルのループ間隔である。

【００３８】（実施例１）半径１．５メートルの円形電気導体ループが床に置かれた。周波数１００ｋＨ
ｚの交流電流０．１Ａが信号発生器から導体に供給された。小さな正方形１０×
１０ｃｍ（１００ｃｍ^２）の導体ループが利得４０ｄＢの広帯域信号増幅器の入
力に接続され、この増幅器の出力は利得のない狭い１００ｋＨｚ帯域フィルタに
通された。このフィルタからの出力信号がオッシロスコープの画面に映し出され
、そこでは電圧をカーソルで読み取ることができた。小さなループが大きな電流
ループの中央で床に平らに置かれたとき、５ｍＶｐ／ｐの電圧が測定された。小
さなループを床の上５０ｃｍに持ち上げたときに、この電圧は本質的に一定にと
どまり、小さなループを大きな電流ループの中央から水平にどの方向にでも５０
ｃｍまで移動させたときにも、電圧はやはり一定にとどまった。次ぎに、寸法が
１４．１×１４．１ｃｍで面積が２００ｃｍ^２の別の正方形ループを１０×１０
ｃｍループの代わりに接続した。電圧の読み取り値は今度は１０ｍＶであった。

【００３９】（実施例２）実施例１で記述された同じ導体ループが用いられたが、信号発生器からの０．
１Ａの電流は１００ｃｍ^２ループに供給され、床の大きなループは４０ｄＢ広帯
域増幅器の入力に接続された。小さなループは、実施例１で説明したような位置
に置かれた。誘導電圧とループ位置と面積の間で、実施例１と同じ一般的関係が
観測されたが、電圧は１００ｃｍ^２ループを用いたときには２５０μＶ、２００
ｃｍ^２ループを用いたときには５００μＶに減少した。

【００４０】（実施例３）図１１を参照して説明すると、直径が８ｍｍ、長さが１５０ｍｍ、透磁率が１
００の３つの同一の円柱状フェライト・ロッドが、水平な直線に沿って共通な軸
で並べられた。各ロッドの間の端と端との水平間隔は５０ｃｍであった。外側の
二つのコイルは、１６３巻の０．１ｍｍラッカー絶縁銅線がロッドの中央８ｃｍ
の部分に均等に分布して巻かれており、中央のロッドには１００巻が同様に巻か
れていた。コイルは電気的に直列に結合され、電流の方向は全てのコイルで同一
になるように注意が払われた。次ぎに、直列に結合されたコイルは、約１０ｎＦ
の共通のキャパシタ１７７によって１００ｋＨｚで並列共振するようにチューニ
ングされた。共振回路からの信号はオッシロスコープで直接モニターされた。１
００ｋＨｚの交流電流０．１Ａが流れる１０ｃｍ×１０ｃｍの電流ループがこの
コイル・アセンブリに隣接して、ループの方位をフェライト・ロッドの共通軸に
対して垂直に保って置かれた。フェライト・ロッド回路に誘導される電圧は、図
１１に示された均一領域１８２におけるプロービング・コイルの全ての位置に対
し平均値から５％しか変動しなかった。

【００４１】（実施例４）実施例１で記述した円形ルーム・コイルが床上１２０ｃｍに水平に配置された
。１００ｋＨｚの交流電流０．１Ａが信号発生器からこのコイルに供給された。
人が、胴体を脇の下からヒップのふくらみまで覆う弾性的なＬｙｃｒａ織物シャ
ツを着用した。この織物シャツの表面にらせん電気導体が取り付けられ、等間隔
に胴体のまわりに全部で１０巻きされた。巻き線の間隔は５ｃｍであった。導体
は、細いジグザグのパタンで配置され、周長の変化に過度に引き延ばされず、体
の輪郭との接触をゆるめることもなく対応できるようにした。被験者は、胸と腹
をルーム・コイルの中心近くに位置させて立つ姿勢をとり、らせんコイルに誘導
される電圧の振幅はオッシロスコープで３５０ｍＶピーク・ツ・ピークと測定さ
れた。これを実施例１で述べた基準測定と組み合わせて、胴体の体積は次のよう
に計算された。３５０ｍＶ・５ｃｍ・１００ｃｍ^２／５ｍＶ＝３５０００ｃｍ^３＝３５リットル

【００４２】（実施例５）実施例４と同じ被験者が用いられ、電気導体が取り付けられた同じ弾性的な織
物シャツを着けている。被験者は、ベンチに仰向けに寝た姿勢をとり、実施例３
のような３つの小さなフェライト・コイルが被験者が横たわっている面から９０
ｃｍ上に、被験者の体軸と平行に、被験者の胸と腹の上方に中心を合わせて配置
される。０．１Ａという一定の交流電流が、胴体の表面輪郭に従っているコイル
に供給される。フェライト・コイルに誘導される電圧がオッシロスコープで測定
される。この電圧が、０．１Ａの電流が流れる１００ｃｍ^２のコイルを被験者の
胴体と同じ場所に置いたときに測定される電圧と比較され、実施例４で記述され
たものに非常に近い体積が計算される。

【００４３】（実施例６）実施例４の実験が繰り返された。患者コイルからの誘導電圧が整流され、瞬間
胴体体積を反映するＤＣ電圧信号が生成された。アナログ−ディジタル・コンバ
ータによってこの信号が１４ビットの分解能でサンプリングされ、２５Ｈｚとい
うサンプリング周波数でコンピュータに伝送された。上記の式５を用いて、電圧
読み取り値が体積値に変換された。次ぎに信号は遮断周波数が０．０５Ｈｚのデ
ィジタル高域フィルタに供給された。これによって、時間平均された体積の成分
が信号から除去された。したがって、フィルタから出てくる信号は呼吸活動を反
映していた。被験者の呼吸活動は、また、患者の気道と記録用ドライシール肺活
量計をマウスピースを用いて結合して記録された。二つの方法による呼吸の同時
測定が図１２に示されている。図示されているように、被験者の気道に結合され
たドライシール肺活量計による呼吸量（破線）と、実施例４で記述された装置を
用いた測定（実線）の同時記録はほとんど同一である。トレースの上方への動き
は肺の空気量の増加を意味する。トレースの比較を容易にするために、肺活量計
のトレースは倒立させている。最初の４秒間の二つのトレースの差は、多分、閉
じた肺活量計の内部の熱平衡への移行に関係しているのであろう。

【００４４】（実施例７）実施例６の実験が繰り返された。電磁誘導装置によって測定された体積が、被
験者が呼息相で呼吸を止める間８秒間にわたって記録された。約１５ｍｌの振幅
の体積変動が、図１３の線１８８に示されるように被験者の心拍と同期して起こ
っていることが見られるであろう。この変動は、心臓の拍動によって生ずる胸と
腹の全血液量の変動を表していると考えられる。

【００４５】上述の実施例は本発明の能力の一部を例示するものであって、この開示の範囲
を限定することを意図したものではない。また、上で説明したように、種々のシ
ステム実施形態が考えられる。図１４は、ここに開示された測定システムのさら
に別の実施形態を開示している。固定コイル手段１０１は、信号発生器１１７及
び電流増幅器１２３で電流が生成されて均一領域１８２の内部の導電性コイル手
段１０７に供給されたときに生ずる誘導電圧のセンサとして構成される。検出さ
れた電圧は、増幅器１２７で増幅され、整流器１３３，及びＡ／Ｄコンバータ１
９２に送られて測定値１９５になり、パーソナルコンピュータ及び／又はディス
プレー手段２０１に伝送される。最後に、状態及び制御手段が状態及び制御命令
を与える信号１９７を出す。

【００４６】ここに開示されたシステム及び方法によって測定される正確な値の機能性と表
示は本発明のユーザーにとって重要な利益になると認識される。スピード及び正
確さは、複数の、実時間トレース、速やかなｘ−軸及び波形細部のトレース、分
から時間までの広い範囲の時間軸スパンによるトレース、及び再構成ディスプレ
ー、の価値を大きく高める。その他の多くのディスプレー特徴及び診断は上述の
ようなシステムの利点によって可能になる。

【００４７】本明細書で示され記述された好ましい実施形態には、本発明の範囲から逸脱す
ることなく種々の変更及び別の構成が可能であり、本発明は以下の特許請求の範
囲内にあるそれらの全ての変更、修正、及び等価物を含むものであることは言う
までもない。

【図面の簡単な説明】

【図１】直列に結合されたループ及び磁界ベクトルの配置を示す図である。

【図２】本発明のシステムの第一の実施形態を示すブロック図である。

【図３】コイル手段として用いられるトランスジューサ・デザインの一つの実施形態で
ある。

【図４】図２のシステムを使用したときの記録サンプルである。

【図５】図４の粗体積カーブの拡大図であり、心臓の体積の脈動を示している。

【図６】本発明の第二の実施形態の略図である。

【図７】本発明の第三の実施形態の略図である。

【図８】本発明の第四の実施形態の略図である。

【図９】本発明の第五の実施形態の略図である。

【図１０】本発明の第六の実施形態の略図である。

【図１１】本発明の第七の実施形態の略図である。

【図１２】肺活量計と本発明のシステムを用いた同時記録の画面の図である。

【図１３】心臓の活動によって生ずる胸と腹の血量変化の画面の図である。

【図１４】本発明のシステムの一つの実施形態のブロック概念図である。

【手続補正書】

【提出日】平成１３年５月１４日（２００１．５．１４）

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図２

【補正方法】変更

【補正内容】

【図２】

【手続補正２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図４

【補正方法】変更

【補正内容】

【図４】

【手続補正３】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図５

【補正方法】変更

【補正内容】

【図５】

【手続補正４】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図６

【補正方法】変更

【補正内容】

【図６】

【手続補正５】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図７

【補正方法】変更

【補正内容】

【図７】

【手続補正６】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図８

【補正方法】変更

【補正内容】

【図８】

【手続補正７】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図９

【補正方法】変更

【補正内容】

【図９】

【手続補正８】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１０

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１０】

【手続補正９】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１１

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１１】

【手続補正１０】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１２

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１２】

【手続補正１１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１３

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１３】

【手続補正１２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１４

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１４】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷＦターム(参考） 2F063 AA48 BA29 CA08 CA11 DA01 DC08 GA01 LA06 4C027 AA10 BB00 CC00 DD05 EE00 FF01 FF02 GG15 KK03

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】哺乳動物の少なくとも一部分の内部において呼吸によって
変化する体積を測定するシステムであって：ａ．前記哺乳動物の少なくとも一部分の種々の外周のまわりに緊密に構成され
た導電性コイル手段；ｂ．前記哺乳動物のまわりの前記導電性コイル手段に対して離れて配置された
固定コイル手段；及びｃ．前記導電性コイル手段又は前記固定コイル手段のどちらか一方に交流電流
を選択的に供給して他方のコイル手段に前記哺乳動物の呼吸により時間的に変化
する誘導電圧を生成する電流発生手段；を備える、体積を測定するシステム。
【請求項２】前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物が装着するのに適し
たフレキシブルな基体上にあって等しい間隔をおいた導電性コイル・ループを含
む、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】前記導電性コイル手段が、閉じた外周ループである導電性コ
イル・ループを備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】前記電流発生手段が、約１０ｋＨｚ乃至約２００ｋＨｚの周
波数範囲で約１ミリアンペア乃至約１アンペアの電流を発生する、請求項１に記
載のシステム。
【請求項５】前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物の胸郭領域および腹
部領域のまわりに緊密に構成された複数のコイル・ループを備える、請求項１に
記載のシステム。
【請求項６】さらに、前記システムの動作を制御するための検出及び制御
手段を備え、前記検出及び制御手段が前記導電性コイル手段、前記固定コイル手
段、及び前記電流発生手段と電気的に結合されている、請求項１に記載のシステ
ム。
【請求項７】前記検出及び制御手段が、前記哺乳動物の胸郭領域および腹
部領域の両方の同時体積測定に備えるタイミング及び多重化スイッチング手段を
含む、請求項６に記載のシステム。
【請求項８】前記検出及び制御手段が、位相、周波数、又は時間多重化の
いずれかを利用する前記哺乳動物の複数の領域の同時測定を提供する多重化手段
を含む、請求項７に記載のシステム。
【請求項９】前記電流発生手段が、前記哺乳動物の少なくとも一部分の
種々の外周のまわりに緊密に構成された前記導電性コイル手段の部分の動的な変
動に関わりなく、前記導電性コイル手段における電流を一定に維持するための定
電流回路を備える、請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】前記電流発生手段が、信号発生器及び発生された電流を受
け入れるコイル手段と電気的に結合された定電流増幅器を備える、請求項１に記
載のシステム。
【請求項１１】前記検出及び制御手段が、増幅器及び前記他方のコイル手
段からの誘導電圧を受け入れるコイル手段に電気的に結合された整流器を備える
、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】前記導電性コイル手段が電気的に直列に結合され、瞬間体
積Ｖが、前記誘導電圧を受信するコイル手段における体積出力信号の電圧読み取
り値Ｕから次の式：Ｖ＝Ｕ・ｄ・ｋ_ｃここでｄはコイル間隔である；そしてｋ_ｃ＝ａ_ｃ／Ｕ_ｃ；ここでａ_ｃは基準コイルの面積、そしてＵ_ｃは校正コイルを取り付けたときの
体積信号の電圧読み取り値である；を用いて計算することができる、請求項２に記載のシステム。
【請求項１３】前記固定コイル手段が、前記導電性コイル手段からの誘導
電圧を検出するため、あるいは前記導電性コイル手段に誘導電圧を生成する磁界
を発生させるための何れか一方のために、単一の大きなコイルと同様な均一な磁
界を前記固定コイル手段が発生することを可能にするように整合されかつ位置決
めされた複数の小さなコイル・エレメントを備える、請求項１に記載のシステム
。
【請求項１４】前記複数の小さなコイル・エレメントが３つの小さなコイ
ル・エレメントを含む、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】前記小さなコイル・エレメントの各々がフェライト・コア
に巻かれ、測定される前記哺乳動物の部分で均一な磁界を発生するように最適化
された位置および信号強度ウエイティングを伴って直線的に配置される、請求項
１４に記載のシステム。
【請求項１６】前記導電性コイル手段が、ぴったりとフィットする衣服と
同様な仕方で前記哺乳動物が着るのに適した弾性的かつ順応的な基体に等しい間
隔をおいて取り付けられた導電性コイル・ループを含み、呼吸のさいに前記哺乳
動物の部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コイル・ループが前記哺乳動物の
部分の同じ表面と常に合致しているように構成される、請求項１に記載のシステ
ム。
【請求項１７】前記導電性コイル手段が、ぴったりとフィットする衣服と
同様な仕方で前記哺乳動物が着るのに適した弾性的かつ順応的な基体に取り付け
られた、一定の既知の間隔をあけた導電性コイル・ループを含み、呼吸のさいに
前記哺乳動物の部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コイル・ループが常に前
記哺乳動物の部分の同じ表面と合致しているように構成される、請求項１に記載
のシステム。
【請求項１８】さらに、前記哺乳動物の前記部分の検出された体積を表す
信号を受信し、前記信号を真の体積値に変換する計算手段を備える、請求項１に
記載のシステム。
【請求項１９】哺乳動物の少なくとも一部分の内部において心臓機能によ
って変化する面積を測定するシステムであって：ａ．前記哺乳動物の少なくとも一部分の種々の外周のまわりに緊密に構成され
る導電性コイル手段；ｂ．前記哺乳動物のまわりの前記導電性コイル手段に対して離れて配置された
固定コイル手段；及びｃ．前記導電性コイル手段又は前記固定コイル手段の何れか一方に交流電流を
選択的に供給して、信号及び面積が前記哺乳動物の心臓機能のために時間的に変
化する前記哺乳動物の部分（単数又は複数）の種々の外周のまわりに緊密に構成
された前記コイル手段の内部の真の面積を表す誘導電圧を、他方のコイル手段に
生成する電流発生手段；を備える、面積を測定するシステム。
【請求項２０】前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物が着るのに適した
フレキシブルな基体上にあって等しい間隔をおいた導電性コイル・ループを備え
る、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２１】前記導電性コイル手段が、閉じた外周ループである導電性
コイル・ループを備える、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２２】前記電流発生手段が、約１０ｋＨｚ乃至約２００ｋＨｚの
周波数範囲で約１ミリアンペア乃至約１アンペアの電流を発生する、請求項１９
に記載のシステム。
【請求項２３】前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物の胸郭領域および
腹部領域のまわりに緊密に構成された複数のコイル・ループを備える、請求項１
９に記載のシステム。
【請求項２４】さらに前記システムの動作を制御するための検出及び制御
手段を備え、前記検出及び制御手段が前記導電性コイル手段、前記固定コイル手
段、及び前記電流発生手段と電気的に結合されている、請求項１９に記載のシス
テム。
【請求項２５】前記検出及び制御手段が、前記哺乳動物の胸郭領域および
腹部領域の同時面積測定を提供するタイミング及び多重化スイッチング手段を含
む、請求項２４に記載のシステム。
【請求項２６】前記検出及び制御手段が、前記哺乳動物の複数の領域の同
時測定を提供する、位相、周波数、又は時間多重化のいずれかを利用する多重化
手段を含む、請求項２５に記載のシステム。
【請求項２７】前記電流発生手段が、前記導電性コイル手段における電流
を、前記哺乳動物の少なくとも一部分の種々の外周のまわりに緊密に構成された
前記導電性コイル手段の部分の動的な変動に関わりなく一定に維持するための定
電流回路を備える、請求項１９に記載のシステム。
【請求項２８】前記電流発生手段が、信号発生器及び発生された電流を受
け入れるコイル手段に電気的に結合された定電流増幅器を備える、請求項１９に
記載のシステム。
【請求項２９】前記検出及び制御手段が、増幅器及び前記他方のコイル手
段からの誘導電圧を受け入れるコイル手段に電気的に結合された整流器を備える
、請求項１９に記載のシステム。
【請求項３０】前記導電性コイル手段が電気的に直列に結合され、面積Ａ
が、前記誘導電圧を受信する単一コイル・ループの測定された電圧Ｕから次の式
：Ａ＝Ｕ・ｋ_ｃここでｋ_ｃ＝ａ_ｃ／Ｕ_ｃ；ここでａ_ｃは基準コイルの面積、そしてＵ_ｃは校正コイルを取り付けたときの
体積信号の電圧読み取り値である；を用いて計算することができる、請求項２０に記載のシステム。
【請求項３１】前記固定コイル手段が、前記導電性コイル手段からの誘導
電圧を検出するため、あるいは前記導電性コイル手段に誘導電圧を生成する磁界
を発生させるために、単一の大きなコイルと同様な磁界を前記固定コイル手段が
発生することを可能にするように整合されかつ位置決めされた複数の小さなコイ
ル・エレメントを備える、請求項１９に記載のシステム。
【請求項３２】前記複数の小さなコイル・エレメントが３つの小さなコイ
ル・エレメントを含む、請求項３１に記載のシステム。
【請求項３３】前記小さなコイル・エレメントの各々がフェライト・コア
に巻かれ、測定される前記哺乳動物の部分で均一な磁界を発生するように最適化
された位置および信号強度ウエイティングによって直線的に配置される、請求項
３２に記載のシステム。
【請求項３４】前記導電性コイル手段が、ぴったりとフィットする衣服と
同様な仕方で前記哺乳動物が着るのに適した弾性的かつ順応的な基体に取り付け
られた等しい間隔をおいた導電性コイル・ループを含み、心臓機能のさいに前記
哺乳動物の部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コイル・ループが常に前記哺
乳動物の部分の同じ表面と合致しているように構成される、請求項１９に記載の
システム。
【請求項３５】前記導電性コイル手段が、ぴったりとフィットする衣服と
同様な仕方で前記哺乳動物が着るのに適した弾性的かつ順応的な基体に取り付け
られた、知られている一定の間隔をあけた導電性コイル・ループを含み、心臓機
能のさいに前記哺乳動物の部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コイル・ルー
プが常に前記哺乳動物の部分の同じ表面と合致しているように構成される、請求
項１９に記載のシステム。
【請求項３６】さらに、前記哺乳動物の前記部分の検出された面積を表す
信号を受信し前記信号を真の体積値に変換する計算手段を備える、請求項１９に
記載のシステム。
【請求項３７】均一な磁界の中の少なくとも一つの物体の面積又は体積の
経験値に対応する測定システムからの信号を取得する方法であって：ａ．前記物体の少なくとも一部分の種々の外周のまわりに緊密に導電性コイル
手段を構成するステップ；ｂ．前記導電性コイル手段に対して離れて固定コイル手段を配置し、前記固定
コイル手段に電流が流れる場合には前記導電性コイル手段のまわりに均一な磁界
が生成されるようにするステップ；及びｃ．前記導電性コイル手段又は前記固定コイル手段のいずれかに電流を発生さ
せて他方のコイル手段に誘導電圧信号を生成するステップ；を含む、信号を取得する方法。
【請求項３８】前記電流発生ステップが約１０ｋＨｚ乃至約２００ｋＨｚ
の周波数範囲で約１ミリアンペア乃至約１アンペアの電流を発生する、請求項３
７に記載の方法。
【請求項３９】さらに、前記導電性コイル手段を前記物体のまわりに配置
されるフレキシブルな基体上にあって等しい間隔をおいた導電性コイル・ループ
として構成するステップを含む、請求項３７に記載の方法。
【請求項４０】導電性コイル手段を構成するステップが前記物体の第一の
部分及び第二の部分のまわりに複数のコイル・ループを緊密に配置するステップ
を含む、請求項３７に記載の方法。
【請求項４１】さらに、前記システムの動作を制御するための検出及び制
御手段を設けるステップを含み、前記検出及び制御手段が前記導電性コイル手段
、前記固定コイル手段、及び前記電流発生手段と電気的に結合されている、請求
項３７に記載の方法。
【請求項４２】さらに、前記検出及び制御手段に前記物体の第一の部分及
び第二の部分の両方の同時測定を提供するタイミング及び多重化スイッチング手
段を設けるステップを含む、請求項３７に記載の方法。
【請求項４３】さらに、前記検出及び制御手段の内部で、位相、周波数、
又は時間多重化のいずれかを利用する前記物体の複数の部分の同時測定を提供す
る多重化手段を用いるステップを含む、請求項４１に記載の方法。
【請求項４４】前記電流発生手段が、前記導電性コイル手段における電流
を、前記物体の少なくとも一部分の種々の外周のまわりに緊密に構成された前記
導電性コイル手段の部分の動的な変動に関わりなく一定に維持するための定電流
回路を備える、請求項３７に記載の方法。
【請求項４５】前記電流発生手段が、発生された電流を受け入れるコイル
手段に電気的に結合された信号発生器及び定電流増幅器を用いる、請求項３７に
記載の方法。
【請求項４６】前記検出及び制御手段が、増幅器及び前記他方のコイル手
段からの誘導電圧を受け入れるコイル手段に電気的に結合された整流器を用いる
、請求項３７に記載の方法。
【請求項４７】さらに、前記導電性コイル・ループを電気的に直列に結合
するステップを含む、請求項３９に記載の方法。
【請求項４８】さらに、前記固定コイル手段を、前記導電性コイル手段か
らの誘導電圧を検出するため、あるいは前記導電性コイル手段に誘導電圧を生成
する磁界を発生させるために、単一の大きなコイルと同様な磁界を前記固定コイ
ル手段が発生することを可能にするように整合されかつ位置決めされた複数の小
さなコイル・エレメントとして構成するステップを含む、請求項３７に記載の方
法。
【請求項４９】さらに、前記小さなコイル・エレメントの各々がフェライ
ト・コアに巻かれ、測定される前記物体の部分で均一な磁界を発生するように最
適化された位置および信号強度ウエイティングによって直線的に配置されるよう
にするステップを含む、請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】前記導電性コイル手段を構成するステップが、ぴったりと
フィットする衣服と同様な仕方で前記物体のまわりに着けるのに適した弾性的か
つ順応的な基体に取り付けられる等しい間隔をおいた導電性コイル・ループを設
けるステップを含み、前記物体の前記部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コ
イル・ループが前記物体の前記部分の同じ表面と常に合致しているように構成さ
れる、請求項３７に記載の方法。
【請求項５１】前記導電性コイル手段を構成するステップが、ぴったりと
フィットする衣服と同様な仕方で前記物体のまわりに着けるのに適した弾性的か
つ順応的な基体に取り付けられた、知られている一定の間隔をあけた導電性コイ
ル・ループを設けるステップを含み、前記物体の前記部分に生ずる形の変化に関
わりなく前記コイル・ループが前記物体の前記部分の同じ表面と常に合致してい
るように構成される、請求項３７に記載の方法。
【請求項５２】さらに、測定される前記物体の前記部分の検出された面積
又は体積を表す信号を受信し前記信号を真の体積値に変換しその値をディスプレ
ーに表示するための計算手段を設けるステップを含む、請求項３７に記載の方法
。
【請求項５３】物体の面積又は体積を測定する方法であって：ａ．電気回路を前記物体表面に従うように適合させるステップ；及びｂ．前記物体を囲む時間変化する磁界によって前記回路に誘導される電圧を測
定するステップ；を含み、前記物体の面積又は体積の変化が装置を個体に対して
校正することなく計算できる、物体の面積又は体積を測定する方法。
【請求項５４】磁界が均一な磁界として構成される、請求項５３に記載の
方法。
【請求項５５】電圧を測定して体積を計算するステップが、ループ（複数
）の誘導電圧の和の測定によって体積を計算するステップ、及びループ（単数又
は複数）の電気的直列結合を含む和を測定する手段を含む、請求項５３に記載の
方法。
【請求項５６】物体の運動を測定するための装置であって：ａ．少なくとも前記物体を囲むに十分な広がりの時間変化する磁界を生成する
手段；ｂ．前記物体の表面に従うようにされた電気回路；及びｃ．前記電気回路に結合された電圧監視手段；を含み、前記表面の運動が前記回路における誘導電圧に前記物体の運動と相関
する測定可能な変化を生ずる、物体の運動を測定するための装置。
【請求項５７】前記電圧監視手段が、一連のアルゴリズム・ステップを実
行して前記物体の体積変化を測定された誘導電圧から計算するのに適した計算手
段に結合されている、請求項５６に記載の装置。
【請求項５８】前記電気回路が人体の一つ以上の部分に従うようにされて
いる、請求項５６に記載の装置。
【請求項５９】前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物の一つ以上の四肢
の部分のまわりに緊密に構成された複数のコイル・ループを備える、請求項１９
に記載のシステム。
【請求項６０】物体の面積又は体積を測定する方法であって：ａ．前記物体表面に従うように電気回路を適合させるステップ；ｂ．前記物体に対して遠隔的に電気回路を設けるステップ；及びｃ．電気回路間の電磁誘導結合を測定するステップ；を含み、前記物体の面積又は体積の変化を、装置を個体に対して校正すること
なく計算することができる、物体の面積又は体積を測定する方法。