JP2018505761A

JP2018505761A - 生体の内部電気インピーダンスをモニタリングする方法およびシステム

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Publication number: JP2018505761A
Application number: JP2017555871A
Authority: JP
Inventors: ショチャト・ミヒャエル; グメル・シュメル
Original assignee: アールエスメディカルモニタリングリミテッド
Priority date: 2015-01-14
Filing date: 2015-01-14
Publication date: 2018-03-01
Anticipated expiration: 2035-01-14
Also published as: WO2016113728A1; CN107205683B; CN107205683A; US20220233088A1; JP6458171B2; US20200337585A1; US11191442B2; US11850032B2; EP3244791A4; EP3244791A1; US20170347910A1

Abstract

内胸インピーダンス（ＩＴＩ）を含む生体の内部電気インピーダンスをモニタリングする方法およびシステムは，上記生体の対向する両側に２つの電極アレイを配置し，ここで上記２つのアレイのそれぞれが等間隔に離間した３つの電極を含み，複数の電極のペア間に交流電流を導入して，上記電極ペア上の電圧降下を表す電圧信号を取得し，上記生体の対向する両側に配置された上記２つの電極アレイの最遠方電極に対応する上記生体の内部電気インピーダンスの２つの値を算出する。

Description

この発明は，非侵襲生物学的計測技術（noninvasive biological metrology techniques）に関するもので，より詳細には肺または脳といった生体（生物学的物体）（biological object）部分の内部電気インピーダンスを測定するおよび／またはモニタリングするための方法および装置に関する。

生体内の体液蓄積（fluid buildup）は多くの疾患（diseases），特に心臓疾患に関連する。心臓疾患に関連する体液蓄積の重要な例は急性うっ血（acute congestion）または肺浮腫（edema of the lungs）である。この体液は通常の周囲組織よりも良好な導電性を有するので，全身または着目する器官の電気インピーダンスの測定に基づくインピーダンス・プレチスモグラフィ技術（the technique of impedance plethysmography）によって，体液体積における変化を検出することができる。

肺水腫（pulmonary edema）（ＰＥＤ）の臨床徴候は，重篤な肺体液蓄積の後だけに身体検査において現れ，したがって心不全患者の臨床モニタリングができるほどに十分に敏感ではない。肺インピーダンス（lung impedance）（ＩＬ）の低下は肺液量の増加を反映しており，非常に早期段階におけるＰＥＤを予告する前兆であって（herald evolving PED），先行治療（pre-emptive therapy）の開始の必要性を示している。

当該技術分野において，生体の両側のそれぞれに一つずつの２つの電極を用いて生体内の液体変化をモニタリングすることが知られている。しかしながらこの方法は，皮膚−電極接触層抵抗のドリフトに起因して長期間のモニタリングには不適当であることが判明している。電極と皮膚の間の長期間の接触中，接触領域に対する電解質浸透（electrolyte penetration）の結果として「皮膚−電極」インピーダンスが変化し，その結果，胸の両側の２つの電極間の共通インピーダンス（common impedance）も変化する。この状況において共通インピーダンスにおける変化は主に「皮膚−電極」インピーダンスの変動を示しており，たとえば肺インピーダンスまたは脳インピーダンスなどの生体またはその一部の内部のインピーダンスではないか，またはそのわずかな変化を示すにとどまる。

この課題を克服する方法が，Kubicek その外（New York Academy of Sciences年報，1970年，170(2)：724-32，米国特許3,340,867号，Re.30,101として再発行）によって開発された。関連する米国特許にはAsrican（米国特許第3,874,368号），Smith（米国特許第3,971,365），Matsuo（米国特許4,116,231号）およびItoh（米国特許4,269,195号）がある。Kubicekその外の方法は四極電極システム（a tetra-polar electrode system）を使用するもので，これによって外側電極が胸部を通る電流場を確立する。内側電圧ピックアップ電極は首の基部およびダイアフラムのレベルにおいて臨床的に可能な限り正確に配置される。この方法は，電極間の胸部全体を均一な平行電流磁界が通過する固体円筒として考えるものである。しかしながらこのシステムは，胸部全体のインピーダンスを測定するものであり，また電場の大部分が表面組織や大動脈に集中するので，この方法は肺内の液体レベルの変動を測定するには十分ではなく，体重１ｋｇあたり50ｍｌ程度と感度が低い（Y.R. Berman, W. L. Schutz, Archives of Surgery, 1971年. V. 102:61-64）。この感度は，平均重度の浮腫を有する患者と肺水腫のない患者との間のインピーダンス値の有意差を得るには不十分であることを指摘しなければならない(A. Fein et al., Circulation, 1979年, 60 (5):1156-60)。肺内の液体量変化の測定に関する1979年の会議報告書において(Critical Care Medicine, 1980年, 8(12):752-9)，N. C. Staub およびJ. C. Hoggは，胸部生体インピーダンスを測定するためのKubicek その外の方法の報告に関する報告書についての議論を要約している。彼らは正常値の境界が広すぎ，浮腫が重篤であると考えられる場合でさえ，上記方法の感度は臨床観察および放射線分析で可能なものよりも低いと結論付けている。N. C. Staub（Chest. 1986、90（4）：588-94）による６年後の論文では，この方法は全く言及されていないことが，これを示している。

肺内液量を測定する別の方法は，Severinghausの集束電極ブリッジ法（the focusing electrode bridge method）である（米国特許第3,750,649号）。この方法は，左右の腋窩領域（axillary regions）において，胸郭の対向する両側に配置された２つの電極を使用するものである。Severinghausは電場の一部が胸郭周りの表面組織に集中していると考えていたので，胸郭を通るように電場を集中させる特殊電極を設計したものである。この方法は，上述の皮膚−電極間抵抗におけるドリフトに関する問題を解決するものではない。さらなる問題は必要とされる大きな電極の面倒な性質である。M. Miniatiその外によるレビュー（Critical Care Medicine，1987年，15（12）：1146-54）は，Kubicekその外の方法およびSeveringhausの方法の両方について「感度，正確性，再現性が不十分であり，臨床的環境で成功裏に使用することができない」（p.1146）とその特徴を述べている。

身体の一部のインピーダンスを測定する他の注目すべき最近の研究に，Baiその他（米国特許第4,486,835号）およびZadehkoochakその外（米国特許第5,465,730号)の断層撮影方法および装置がある。しかしながら記載された形態では，断層撮影法が比較的瞬間的な測定値に基づくものであるために電極ドリフトの影響を受けないものである。肺水腫の長期モニタリングのために断層撮影法を使用する場合には，他の先行技術の方法と同様に皮膚−電極インピーダンスのドリフトの問題の対象となる。

図１は経胸腔インピーダンス（Transthoracic Impedance）（ＴＴＩ）の構成要素を胸部横断面図とともに概略的に示している。測定電極３および３'が患者の胸郭の対向する両側に配置されている。経胸腔インピーダンス（ＴＴＩ）２は，一般に，内因性肺インピーダンス（inherent lung impedance）（ＬＩ）にほぼ等しい内胸インピーダンス（Internal Thoracic Impedance）（ＩＴＩ）１と，胸部の前部３および後部３’における高い皮膚−電極インピーダンス（複数）の３つの成分から構成される。うっ血（congestion）のない患者（正常状態）の内胸インピーダンスは２５−１２０Ω（平均60Ω）と比較的低く，肺うっ血または浮腫の発生によってこれが１５−５０％減少する。上記皮膚−電極インピーダンスは比較的高く（２００〜８００Ω），その値は数時間のモニタリング中に皮膚イオンバランスの緩やかな変化の結果として変化することがある。それはまた，皮膚均質性（skin consistent），体重，身長，性別などの患者の個々の特性にも依存する。ＴＴＩの絶対値は典型的には４５０〜１７００Ωの間である。肺うっ血または浮腫発生時に減少するＩＴＩの大きさは，正常ベースラインレベル（２５−１２０Ω）から約１５−５０％である。これは，肺うっ血または浮腫発生時にＩＴＩが４〜６０Ω低下することを意味する。明らかに，ＩＴＩにおけるこの変化は高ＴＴＩのわずかな部分（１〜４％）にすぎず，したがってほとんど測定することはできない。

ＩＴＩ測定の感度を改善するために，測定中に皮膚−電極インピーダンスおよびその変化を算出することができる技術が提案された。経胸腔インピーダンスＴＴＩから皮膚−電極インピーダンスの算出値を減算することによって，皮膚−電極インピーダンスのドリフトの問題に対する解決策が提供され，ＩＴＩ測定の感度が著しく改善する。

米国特許第5,749,369号に開示されているRabinovichその外の技術は，皮膚−電極接触抵抗ドリフトに対して相対的な耐性を有するインピーダンス・プレチスモグラフィのための多電極システム（multi-electrode system for impedance plethysmography）を用いている。この技術は，一の測定を規定する多数の電極と６つ（複数）の基準電気回路を使用するものである。すべての回路の電気インピーダンスが測定され，生体の内部インピーダンスがなんらかの物理的仮定に基づいてそこから算出される。

米国特許第5,749,369号によると，皮膚−電極接触抵抗ドリフト・モニタリング問題に対処するために，Edema Guard Monitor（EGM）モデルRS-207（RS Medical Monitoring，イスラエル）が開発された。これは，他の非侵襲型装置よりも優れた信号対雑音特性をもって非侵襲的にモニタリングするように設計されている。

このシステムは，各ＩＴＩ測定時に皮膚−電極インピーダンスを低下させることによってＴＴＩからＩＴＩを分離することにより，長時間のモニタリング中における高皮膚−電極インピーダンスおよびそのドリフトの問題を解決した。

非侵襲的測定に基づいて算出されるＩＴＩ値は，したがってあたかも胸郭内に配置された電極を通じて侵襲的に行われたかのようなＩＴＩ測定に対応する。

また，適切な位置のＥＧＭ電極は，大動脈の外側でかつ主に肺領域を通過する（図１参照）電磁信号を通過させることができることも知られている。しかしながら，肺は中程度のサイズの動脈，静脈または気管支のような様々な不均質構造（heterogeneous structures）も含み，さらに肺大気胞（pulmonary bullae），肺嚢胞（pulmonary cysts）なども含む。この構造は，通常，周囲の肺組織とは異なる伝導性を持つ。

ＥＧＭ手法を含む既知の非侵襲的プレチスモグラフィ手法では，内胸インピーダンス（ＩＴＩ）の測定値は上述の不均一性の影響を受け，微細なＩＴＩ（ＬＩ）変動に敏感であるほどに十分に正確ではない。

したがって，予防的治療が望ましくかつ最も効果的であるときに，間質浮腫の初期段階において生じる微細なＩＴＩ変化を検出するために，限定的精度／感度の問題を解決するための非侵襲的技術の新規なアプローチが従来技術において必要とされている。

したがって，この発明の一の広い態様では，生体の内部電気インピーダンスをモニタリングするための方法が提供され，この方法は，生体の対向する両側（opposite sides）に２つの電極アレイ（two arrays of electrodes）を配置し，ここで上記２つのアレイのそれぞれは，等間隔に離間する３つの電極（three equally spaced electrodes）を含み，複数の電極ペア間（between pairs of said electrodes）に交流電流を導入して，上記電極ペア上（thereon）の電圧降下を表す電圧信号を取得し，上記生体の対向する両側に配置された上記２つの電極アレイの最遠方（最末端）電極に対応する生体の内部電気インピーダンスの２つの値（two values of internal electrical impedance of the biological object corresponding to the uttermost electrodes of said two arrays of electrodes）を算出するものである。

より詳細には，この発明は内胸インピーダンス（Internal Thoracic Impedance）（ITI）をモニタリングするのに有用なものである。

いくつかの実施形態では，内部電気インピーダンスの算出値をそれらの間で比較することができ，さらに比較結果に基づいて拒否または承認する（denied or an accepted）ことができる。

好ましくは，５０〜２００ｋＨｚの周波数を有し，かつ０．５〜５ｍＡの値を有する交流を使用することができる。より詳細には，１〜２ｍＡの値が内胸インピーダンス（ITI）の測定に有用である。

この発明のさらに他の広態様によれば，生体の内部電気インピーダンスをモニタリングするためのシステムが提供され，このシステムは，複数の電極と，電流源と，アナログ・マルチプレクサに接続された電圧測定ユニットを備え，上記アナログ・マルチプレクサが，上記電流源および上記電圧測定ユニットを代わるがわる接続して上記電極の所定セットを形成するように動作可能であり（operable for alternately connecting said current source and said voltage measurement unit to form predetermined sets of said electrodes），計算を実行して内部インピーダンスの算出値を比較するデータ処理機能を備えた制御ユニットを含むものである。

いくつかの実施形態では，内部電気インピーダンスをモニタリングするシステムは６つの電極を備え，上記電極の所定セットの数が電極ペアの組み合わせの数（number of combinations by pairs of the electrodes）によって規定される。

より詳細には，この発明はインピーダンス・プレチスモグラフィ装置を備える医学的モニタリング・システムとして有用なものであって，複数の電極と，電流源と，上記電流源と電圧測定ユニットを代わるがわる接続して上記電極の所定セットを形成するように動作可能なアナログ・マルチプレクサに接続された電圧測定ユニットと，計算を実行して計算された内部インピーダンスの算出値を比較するためのデータ処理機能を備えた制御ユニットとを備えている。より詳細には，上記システムの電流源は０．５〜５ｍＡの交流電流を５０〜２００ｋＨｚの周波数で提供する。

複数の電極は好ましくは６つの電極を含み、上記電極の所定セットの数が上記電極ペアの組み合わせの数によって規定される。

胸部横断面を示す経胸腔インピーダンス（ＴＴＩ）の構成要素を示す。肺水腫をモニタリングするために使用されるインピーダンス・プレチスモグラフィ装置の２つの電極アレイの概略図である。好ましい実施形態による装置の部分概略図である。この発明の好ましい実施形態による，プレチスモグラフィ装置電極および生体（皮膚／肺）によって構成される電気回路を概略的に示す。この発明の他の好ましい実施形態による，プレチスモグラフィ装置電極および生体（皮膚／肺）によって構成される電気回路を概略的に示す。この発明によるシステムの概略的なブロック図である。

この明細書において開示される主題のよりよい理解のため，および実際にどのように実施され得るかを例示するために，以下，非限定の実施例を用いて，添付の図面を参照しつつ実施形態を説明する。

図２および図３を参照して，図２および図３はこの発明の主要原理を例示するものである。

図２および図３に示すように，内部電気インピーダンスを計測するためのシステム100の２つの電極アレイ101−103および104−106が生体108の対向する両側（opposite sides）に配置されている。制御ユニットＣＵによって制御されるアナログ・マルチプレクサ110が，電流源112および電圧測定ユニット114に対する電極101−106の選択的接続を実行する。電極101−106の選択的接続によって，電極アレイの一方または両方の所望数の電極を含む所定の電極セット（predetermined sets of electrodes）を形成することができる。

生体108の同じ側に配置された電極によって形成されるセット，すなわち101−103または104-106が「基準」回路を形成し，異なるグループの少なくとも２つの電極によって形成されるセットが測定回路を形成する。所定の電極セットは少なくとも２つの電極を含むことに留意されたい。アナログ・マルチプレクサ110は，所定セットを形成する電極101−106の任意の所望の組み合わせを接続することができる。

好ましくは，各アレイは等間隔に配置された３つの電極を含み，生体の対向する両側に，たとえばインピーダンス・プレチスモグラフィの場合には（図２に具体的に示されているように）患者の胸郭の対向する両側に，配置される。

電流源112は実質的に同一強度の交流電流を供給するもので，任意の所定セットの電極間にたとえば約０．５〜５ｍＡを供給する。

インピーダンス・プレチスモグラフィングでは，好ましくは約５０ｋＨｚ〜約２００ｋＨｚの周波数で，約１ｍＡ〜約２ｍＡの電流が使用される。最も好ましくは約１ｍＡの電流が使用される。この明細書で用いる用語「周波数」は周期的波形の基本周波数を指し，したがってこの発明の範囲は，たとえば矩形波，のこぎり波などの任意の周期的な波形の交流を含み，正弦波交流電流に限られない。

回路の電極間に交流電流が導入されているときに，測定回路および基準回路の間の電圧降下Ｖ（voltage drop V across the measurement and reference circuits）が電圧測定ユニット114によって測定される。一般には，測定回路間の電圧降下（voltage drop across the measurement circuits）は（比例する）生体のトータルのインピーダンスを示し，基準回路間の電圧降下（voltage drop across the reference circuits）は（比例する）皮膚−電極インピーダンスを示す。

発明者は，インピーダンス・プレチスモグラフィを向上させるために，（測定回路と基準回路の両方を形成する）一対の電極のみをそれぞれ含む全ての可能なセットを使用できることを見出した。この場合，セット（ペア）の数は，電極のペアによる組み合わせの数によって規定される。

図３の好ましい実施形態は例示的なものであることを理解されたい。特に，この発明の範囲には，測定回路と基準回路の間の電圧降下が明示的に測定される回路に限定されず，測定回路と基準回路の両端の電圧降下をそれぞれ表す信号を使用する，この発明の方法の目的を達成する全ての回路が含まれる。

図４を参照して，好ましくは，以下に説明するように，すべての測定回路が内胸インピーダンス（ＩＴＩ）を特徴付けるために直接に使用されるわけではない。たとえば，対向するアレイの最遠方（最も離れた）（uttermost）電極ペア（101，106）および（103，104）によって形成される測定回路のみに対応する算出される内部インピーダンスを使用することができる。対向するアレイの電極ペアを含む残りの測定回路に対応する７つの内部インピーダンスの値は算出されない。しかしながら，これらの測定回路のインピーダンスは，以下に説明するように，ある物理的仮定に基づいて内胸インピーダンス（ITI）の値を算出するために使用される。

肺の様々な領域において測定を行う測定回路に対応する複数の測定インピーダンスを使用することによって，肺内の水疱などの生じうる局所的不均一性（local non-uniformities）または異常（anomalies）の減少に起因して，測定精度を向上させることができる。したがって，（長期間の）ＩＴＩモニタリングの間，測定は，測定電極の交換を伴って定期的に実行される。測定電極の位置のなんらかのずれが生じることがあり，このような場合，水泡などの局所的不均一性または異常が測定結果の十分な変動を引き起こすことがある。（異なる電流経路を持つ）肺の様々な領域をカバーする複数の電極を用いて，得られたＩＴＩ測定結果を「平均化」することによって，局所的不均一性または異常によって生じるそのような悪影響を低減することができる。これに加えて，内部インピーダンスの算出に複数の測定を用いることで，得られる結果の精度を向上させることもできる。

図４に戻って，この発明のシステム10の構成および動作を，プレチスモグラフィ装置の電極および生体（皮膚／肺）によって構成される有効電気回路（回路明細図）でより具体的に例示する。有効電気回路は，生体の対向する両側に配置された２つの電極間で測定される総インピーダンスが，皮膚−電極接点のインピーダンスと身体の内部インピーダンスの２つのインピーダンスの合計であるという物理的仮定に基づいている。

一般に，電極のセットによって形成される任意の測定回路のインピーダンスＺ_Ｍは，以下のインピーダンスの合計である。

Ｚ_Ｍ＝Ｚ_ＩＮ＋Ｚ_Ａ＋Ｚ_Ｂ（Ａ）

ここで，
Ｚ_ＩＮは生体の内部インピーダンスであり（たとえばＩＴＩ），
Ｚ_Ａは第１の電極のインピーダンスと，電極の皮膚−電極接触のインピーダンスと，皮膚インピーダンスとを含む「遷移」インピーダンス（“transition” impedance）であり，
Ｚ_Ｂは第２の電極のインピーダンスと，電極の皮膚−電極接触インピーダンスと，皮膚インピーダンスとを含む「遷移」インピーダンスである。

他方，電極のセットによって形成される任意の基準回路のインピーダンスは，「遷移」インピーダンスのみで表され，すなわち以下のインピーダンスの合計である。

Ｚ_Ｒ＝Ｚ_Ａ＋Ｚ_Ｂ（Ｂ）

ここで，
Ｚ_Ａは，第１の電極のインピーダンスと，電極の皮膚−電極接触のインピーダンスと，皮膚インピーダンスを含む「遷移」インピーダンスであり，
Ｚ_Ｂは，第２の電極のインピーダンスと，電極の皮膚−電極接触のインピーダンスと，皮膚インピーダンスを含む「遷移」インピーダンスである。

したがって，図４に示す有効電気回路に基づいて，測定回路および基準回路間の電圧降下を用いて生体の内部インピーダンスＺ_ＩＮ（ここではＩＴＩ）を算出することができる。実質的に等しい（類似の）距離を持つ電極を含むセットによって形成される少なくとも２つの測定回路（at least two measurement circuits formed by sets comprising electrodes）がこの発明にしたがって使用される。

この発明の測定回路および基準回路は，以下のインピーダンスによって特徴付けることができる。

Ｚ_１−電極101の電極および皮膚−電極接触のインピーダンス，
Ｚ_２−電極102の電極および皮膚−電極接触のインピーダンス，
Ｚ_３−電極103の電極および皮膚−電極接触のインピーダンス，
Ｚ_１１−電極104の電極および皮膚−電極接触のインピーダンス，
Ｚ_１２−電極105の電極および皮膚−電極接触のインピーダンス，
Ｚ_１３−電極106の電極および皮膚−電極接触のインピーダンス，
Ｚ_４−電極101および102間の皮膚インピーダンス，
Ｚ_５−電極102および103間の皮膚インピーダンス，
Ｚ_９−電極104および105間の皮膚インピーダンス，および
Ｚ_１０−電極105および106間の皮膚インピーダンス。

測定回路を形成する電極セットは，最小２つの電極から，最大両方の電極グループのすべての電極までを含むことができ，他方，基準回路を形成する電極セットは，最小２つの電極から，最大一方の電極グループのすべての電極までを含むことができる。

生体の複数（少なくとも２つ）の内部インピーダンス（たとえばＩＴＩ）を算出できるようにするために，適切な数の測定が行われるべきである。

図５を参照して，図５はこの発明の好ましい実施形態によるプレチスモグラフィ装置の電極および生体（皮膚／肺）によって構成される有効電気回路（回路明細図）を例示するものである。この実施形態では，測定回路および基準回路を形成する電極の各セットが電極ペア（a pair of electrodes）を含み，すべての電極のペア（pairs of all electrodes）による組み合わせの数によってセット（ペア）の数が規定される。たとえばEdema Guard Monitor（EGM）モデルRS-001（RS Medical Monitoring，イスラエル）で使用されている６つの電極の方式では，セット（ペア）の総数は１５であり，したがって１５のインピーダンスＭ_１〜Ｍ₁₅の値を提供する１５回の測定セッションが実行される。それぞれの測定セッションは，電圧降下の測定値に基づいて，オームの法則にしたがって計算される測定回路または基準回路のいずれかのインピーダンスを規定する。この発明によると，生体（この実施例では肺）の内部インピーダンスＺ_ＩＮを，電極ペアによって形成される１５個の回路の以下の１５の測定インピーダンスＭ_１〜Ｍ_１５を用いて算出することができる。

Ｚ_１＋Ｚ_６＋Ｚ_１１＝Ｍ_１
Ｚ_１＋Ｚ_４＋Ｚ_２＝Ｍ_２
Ｚ_２＋Ｚ_５＋Ｚ_３＝Ｍ_３
Ｚ_１＋Ｚ_４＋Ｚ_５＋Ｚ_３＝Ｍ_４
Ｚ_２＋Ｚ_７＋Ｚ_１２＝Ｍ_５
Ｚ_３＋Ｚ_８＋Ｚ_１３＝Ｍ_６
Ｚ_１１＋Ｚ_９＋Ｚ_１２＝Ｍ_７
Ｚ_１２＋Ｚ_１０＋Ｚ_１３＝Ｍ_８
Ｚ_１１＋Ｚ_９＋Ｚ_１０＋Ｚ_１３＝Ｍ_９
Ｚ_１＋Ｚ_１４＋Ｚ_１２＝Ｍ_１０
Ｚ_２＋Ｚ_１６＋Ｚ_１１＝Ｍ_１１
Ｚ_２＋Ｚ_１５＋Ｚ_１３＝Ｍ_１２
Ｚ_３＋Ｚ_１７＋Ｚ_１２＝Ｍ_１３
Ｚ_１＋Ｚ_１９＋Ｚ_１３＝Ｍ_１４
Ｚ_１１＋Ｚ_１８＋Ｚ_３＝Ｍ_１５

上述した図３に示すインピーダンスに加えて，“最遠方”の対向電極（101，106）および（103，104）のペアによって構成される測定回路に対応する生体の内部インピーダンス（たとえばＩＴＩ）である２つの追加のインピーダンスＺ_１８およびＺ_１９が導入されている。

この発明によると，電極および皮膚−電極接触のインピーダンスと，９つの生体の内部インピーダンス（たとえば，ＩＴＩ）（Ｚ_６，Ｚ_７，Ｚ_８，Ｚ_１４，Ｚ_１５，Ｚ_１６，Ｚ_１７，Ｚ_１８およびＺ_１９）を含む全体で１９のインピーダンス値を取得することができ，１５の測定セッションに対応する上述した１５の線形式の系が解かれる。１５の線形式から１９の値を得ることができるようにするために，Ｚ_６＝Ｚ_７＝Ｚ_８およびＺ_１４＝Ｚ_１５＝Ｚ_１６＝Ｚ_１７の物理的仮定（physical assumption）を適用する必要がある。

この場合，１９のインピーダンスの値は，以下のように算出することができる。

Ｚ_１＝（２Ｍ_１＋２Ｍ_２＋２Ｍ_３−２Ｍ_４−２Ｍ_５＋Ｍ_１０−Ｍ_１１）：２
Ｚ_２＝（Ｍ_２＋Ｍ_３−Ｍ_４）：２
Ｚ_３＝（２Ｍ_１３−Ｍ_１０＋２Ｍ_１＋２Ｍ_２＋２Ｍ_３−２Ｍ_４−２Ｍ_５−Ｍ_１１）：２
Ｚ_４＝（２Ｍ_５−２Ｍ_１−Ｍ_２−３Ｍ_３＋３Ｍ_４−Ｍ_１０＋Ｍ_１１）：２
Ｚ_５＝（Ｍ_１０−２Ｍ_１−３Ｍ_２−Ｍ_３＋３Ｍ_４＋２Ｍ_５＋Ｍ_１１−２Ｍ_１３）：２
Ｚ_６＝Ｚ_７＝Ｚ_８
Ｚ_７＝（２Ｍ_５−Ｍ_２−Ｍ_３＋Ｍ_４−Ｍ_７−Ｍ_８＋Ｍ_９）：２
Ｚ_９＝（２Ｍ_５−Ｍ_１１＋Ｍ_１０−２Ｍ_１−Ｍ_２−Ｍ_３＋Ｍ_４−２Ｍ_８＋２Ｍ_９）：２
Ｚ_１０＝（２Ｍ_５−２Ｍ_７＋２Ｍ_９−２Ｍ_１２＋Ｍ_１０−２Ｍ_１−Ｍ_２−Ｍ_３＋Ｍ_４＋Ｍ_１１）：２
Ｚ_１１＝（Ｍ_１１−Ｍ_１０＋２Ｍ_１＋Ｍ_２＋Ｍ_３−Ｍ_４−２Ｍ_５＋Ｍ_７＋Ｍ_８−Ｍ_９）：２
Ｚ_１２＝（Ｍ_７＋Ｍ_８−Ｍ_９）：２
Ｚ_１３＝（２Ｍ_１２−Ｍ_１０＋Ｍ_７＋Ｍ_８−Ｍ_９＋２Ｍ_１＋Ｍ_２＋Ｍ_３−Ｍ_４−２Ｍ_５−Ｍ_１１）：２
Ｚ_１４＝（Ｍ_１０−２Ｍ_１−２Ｍ_２−２Ｍ_３＋２Ｍ_４＋２Ｍ_５＋Ｍ_１１−Ｍ_７−Ｍ_８＋Ｍ_９）：２
Ｚ_１４＝Ｚ_１５＝Ｚ_１６＝Ｚ_１７
Ｚ_１８＝（２Ｍ_１４−４Ｍ_１−３Ｍ_２−３Ｍ_３＋３Ｍ_４＋４Ｍ_５＋２Ｍ_１１−２Ｍ_１２−Ｍ_７−Ｍ_８＋Ｍ_９）：２
Ｚ_１９＝（２Ｍ_１５＋２Ｍ_１０−４Ｍ_１−３Ｍ_２−３Ｍ_３＋３Ｍ_４＋４Ｍ_５−Ｍ_７−Ｍ_８＋Ｍ_９−２Ｍ_１３）：２

多電極（この実施例では６つ）のシステムについて可能な限り多くの測定を行うことによって，システム動作の最も効率的な方法が提供される。

好ましくは，“最遠方”の反対側の電極によって規定される測定回路に対応する内部インピーダンスＺ_１８およびＺ_１９の値のみを算出して，生体の内部インピーダンス（たとえばＩＴＩ）を特徴付けるために使用することができる。この場合，上記内部電極間スペースが最大生体（たとえば肺）の組織をカバーするので，この測定は肺組織内の液体量の変動を最もよく表すことができる。

内部インピーダンスＺ_１８およびＺ_１９の算出値をコーミング（combing）（たとえば平均化）することで，肺内に生じうる局所的不均一性または異常の影響をさらに低減することによって測定精度を十分に改善することができる。

発明者は，電極間距離が近い測定回路に対応するＩＴＩが実質的に近い値をとっているという仮定に基づいて，生体の内部インピーダンスＺ_１８およびＺ_１９（この実施例では肺）を算出することができることを見出した。

このため，第１の外側電極101−104，内部電極102−105，および第２の外側電極103−106のような対向電極を含む測定回路に対応するインピーダンスＺ_６，Ｚ_７およびＺ_８は，実質的に同じ値を有するとみなされる。

Ｚ_６＝Ｚ_７＝Ｚ_８

また内部インピーダンスＺ_１４，Ｚ_１５，Ｚ_１６およびＺ_１７も，実質的に同じ値を有するとみなされる。

Ｚ_１４＝Ｚ_１５＝Ｚ_１６＝Ｚ_１７

肺組織が異種構造（heterogeneous structures）を含まず，かつ電磁信号の通過に均質である場合，内部インピーダンスＺ_６，Ｚ_７，Ｚ_８およびＺ_１４，Ｚ_１５，Ｚ_１６，Ｚ_１７は実質的に等しい値を有する。この場合，可能な限り多くの測定を行うことにより，算出される内部インピーダンスＺ_１８およびＺ_１９の精度は向上する。

肺組織が少なくとも１対の電極間の電磁信号の通過内に異種構造を含む場合，Ｚ_６，Ｚ_７，Ｚ_８のグループとＺ_１４，Ｚ_１５，Ｚ_１６，Ｚ_１７のグループの少なくとも一方において，内部インピーダンス値に何らかの相違が生じることがある。このような場合，算出に使用される内部インピーダンスの値が効果的に「平均化」され，算出されるインピーダンスＺ_１８およびＺ_１９における異種構造の影響を減少することができる。

他の好ましい実施態様では，さらに正確な測定を提供するために，Ｚ_１８およびＺ_１９の算出値を比較することができる。

測定は，生存している非静的生体（live non-static biological），たとえば人間の患者に対して行われるので，様々な部位の呼吸サイクル，制御できない動きなどが測定条件の大幅な変化を生じさせることがある。このような変化は，内部インピーダンスの取得値に影響を与え，最終的な算出結果の精度を低下させることがある。このため，Ｚ_１８とＺ_１９との間の差のプリセット値を測定検証に用いることができる。このようなプリセット値は典型的には３オームを超えないように選択される。

Ｚ_１８とＺ_１９の値の差がプリセット値を超えない（未満）である場合，そのような測定セッションは承認され（accepted），算出値Ｚ_１８およびＺ_１９を診断目的のために使用することができる。

これに加えて，算出値Ｚ_１８およびＺ_１９の平均化を実行することができる。

これに対し，Ｚ_１８とＺ_１９の値の差がプリセット値を超えている（does increase）場合，そのような測定セッションは拒否されるか，または破棄される。さらに，上述したように承認可能な結果が得られるまで測定セッションを繰り返してもよい。

生体の内部インピーダンスの算出値（たとえばＩＴＩ）を比較することができ，かつ追加の測定セッションを実行することができる制御ユニット（たとえば図６の制御ユニット306）の適切な機能を利用することができる。さらに，上述のプリセット値を入力しかつ記憶するために，入力／出力インターフェースＩＯＩおよびデータ記憶ユニットを適切に利用することができる。

電極101，106の皮膚−電極接触の実際のインピーダンス値の算出は，上記皮膚−電極接触のインピーダンス値が実質的に異なる場合であっても，皮膚−電極抵抗ドリフトの補償を伴う生体の電極インピーダンスの長期モニタリングで実行することができる。

図５を参照して，図５はインピーダンス・プレチスモグラフィに特に有用な，この発明のシステム100の構成を例示するものである。図５に示すように，この発明によるシステム100は，好ましくは，電流源300と，所定セットの電極に電流源300を代わるがわる（alternately）接続し，測定電気回路または基準電気回路を形成するアナログ・マルチプレクサ302と，電圧測定ユニット304と，計算（算出）を実行するデータ処理機能（ユーティリティ）308を含む制御ユニット306と，測定セッション中およびモニタリング期間中にデータを記憶するデータ記憶ユニット（メモリ）310と，電流源300，アナログ・マルチプレクサ302，電圧測定ユニット304等のシステム100のユニット（複数）の動作を制御するコントローラ機能（ユーティリティ）312と，データ入力／出力インターフェース−ＩＯＩ314を備えている。データＩＯＩ314は，上記システム100を動作し，上記システムおよび測定データの動作ステータスを表示するためのコマンド，データ等の入力が可能な適切なボタン，表示装置，タッチスクリーンを含むことができる。警告ユニット（図示略）を設けることもできる。

データ処理機能308は，データ記憶ユニット310，データＩＯＩ315および選択的に警告ユニットに接続可能な適切なＳＷおよびＨＷを備えることができる。これらのＳＷおよびＨＷが上述した方法によるシステム100の動作を提供する。

システム100は外部源（たとえばＡＣ）からおよび／または内部源（たとえば電池）から電源（図示略）を用いて給電することができる。

電圧測定ユニット304は，典型的には電圧降下を表す信号の絶対値を得るための整流器（図示略）と，アナログ信号をデータ処理機能308と互換性のあるデジタル形式信号に変換するアナログからデジタルへのＡ／Ｄ変換器とを含む。

この発明による装置を用いるとき，電源300が，アナログ・マルチプレクサ（交換子）302によって，図５に示す電極101−106の所定セットによって形成される電気回路のそれぞれに代わるがわる接続される。特定の電気回路の電圧降下を表す信号が電圧測定ユニット304に与えられ，好ましくはデジタル形式の信号が提供される。得られたデジタル信号は制御ユニット306に与えられてデータ記憶ユニット（メモリ）310に記憶され，データ処理機能308によってさらに処理される。

制御ユニット306は，アナログ・マルチプレクサ（交換子）302に対し，電極の２つの電極セットを有する，６つの電極スキームについては，所定数のたとえば１５の測定回路および基準回路の構成を形成するように命令する。

データ記憶ユニット（メモリ）310が電気回路のそれぞれからデータを受信した後，データ処理機能308は上述した方法にしたがって内部インピーダンスＺ_ＩＮ（Ｚ_１８およびＺ_１９の値）を算出することができる。データ処理機能308はまた，Ｚ_１８とＺ_１９の値の比較やプリセットのアルゴリズム（平均化，重み付け等）によるこれらの組み合わせなど，複数の測定結果の追加処理を実行することができる。

好ましくは，生体のモニタリングを実行するときには上述した処理が周期的に実行され，データ処理機能308は内部インピーダンスＺ_ＩＮの値およびそれらの変化を同時に算出することができる。Ｚ_ＩＮの変化は，たとえば最新値（the last value）と初期値または前回の測定値との差として，またはそこからのパーセンテージとして，算出することができる。算出結果はデータＩＯＩインターフェース14に送信して内部または外部ディスプレイに表示することができ，データ記憶ユニット（メモリ）310および追加的な警告ユニットに送信することができる。

Ｚ_ＩＮの値が臨界値を下回った場合，および/またはＺ_ＩＮの変化が臨界値を超えた場合に，警告を作動することができる。

データ記憶ユニット（メモリ）310は，モニタリング期間中，分析のためにデータを提供して，疾患の進行をモニタリングすることができる。

このようにこの発明は，生体の内部電気インピーダンス，特に肺液量状態の経時的な効果的なモニタリングに使用することができる経胸腔インピーダンスを測定する効果的かつ信頼できる技術を提供する。

当業者であれば，添付の特許請求の範囲によって規定される発明の範囲から逸脱することなく，上述した発明の実施形態に対して様々な修正および変更を適用できることが容易に理解されよう。

Claims

生体の内部電気インピーダンスをモニタリングする方法であって，
ｉ）それぞれが等間隔に離間した３つの電極を含む２つの電極アレイを，生体の対向する両側に配置し，
ii）上記電極（複数）のペア（複数）の間に交流電流を導入して，上記電極ペア上の電圧降下を表す電圧信号を取得し，
iii）上記生体の対向する両側に配置された上記２つの電極アレイの最遠方電極（複数）に対応する上記生体の内部電気インピーダンスの２つの値を算出する，
方法。
上記生体の内部電気インピーダンスが内胸インピーダンス（ＩＴＩ）を含む，請求項１に記載の方法。
上記内部電気インピーダンスの２つの算出値をそれらの間で比較することをさらに含む，請求項１または２に記載の方法。
上記比較結果に基づいて内部電気インピーダンスの２つの算出値を拒否するまたは承諾することをさらに含む，請求項３に記載の方法。
上記承諾の拒否が，上記比較結果が所定閾値を超えるまたは超えないことに基づくものである，請求項４に記載の方法。
上記所定閾値が約３オームである，請求項５に記載の方法。
上記内部電気インピーダンスの２つの算出値が承諾に至るまで上記ステップ（ii）および（iii）を繰り返すことをさらに含む，請求項４または５に記載の方法。
上記内部電気インピーダンスの２つの算出値を平均化することをさらに含む，請求項７に記載の方法。
上記交流電流が０．５〜５ｍＡの値を持つ，請求項１から８に記載の方法。
上記交流電流が１〜２ｍＡの値を持つ，請求項９に記載の方法。
上記交流電流が５０〜２００ｋＨｚの周波数を持つ，請求項１から１０に記載の方法。
上記交流電流が任意の周期的波形の交流を含む，請求項１１に記載の方法。
上記導入の数が上記電極ペアの組み合わせの数によって規定される，請求項１から１２に記載の方法。
複数の電極と，電流源と，上記電流源および電圧測定ユニットを代わるがわる接続して上記電極の所定セットを形成するように動作可能なアナログ・マルチプレクサに接続された電圧測定ユニットと，計算を実行して内部インピーダンスの算出値を比較するデータ処理機能を備える制御ユニットと，を備えている，
生体の内部電気インピーダンスをモニタリングするシステム。
上記電流源が０．５〜５ｍＡの交流電流を提供する，請求項１４に記載のシステム。
上記交流電流が１〜２ｍＡの値を持つ，請求項１５に記載のシステム。
上記交流電流が５０〜２００ｋＨｚの周波数を持つ，請求項１５または１６に記載のシステム。
上記交流電流が任意の周期的波形の交流を含む，請求項１７に記載のシステム。
上記複数の電極が６つの電極を含む，請求項１４から１８に記載のシステム。
上記電極の所定セットの数が上記電極ペアの組み合わせの数によって規定される，請求項１９に記載のシステム。
ｉ．それぞれが等間隔に離間した３つの電極を含む２つの電極アレイを，患者の胸部の対向する両側に配置し，
ii．上記電極（複数）のペア（複数）の間に交流電流を導入して，上記電極ペア上の電圧降下を表す電圧信号を取得し，
iii．上記生体の対向する両側に配置された上記２つの電極アレイの最遠方電極（複数）に対応する上記生体の内部電気インピーダンスの２つの値を算出する，
インピーダンス・プレチスモグラフィ法。
上記２つの内胸インピーダンス（ＩＴＩ）の算出値をそれらの間で比較することをさらに含む，請求項２１に記載の方法。
上記比較結果に基づいて上記２つの内胸インピーダンス（ＩＴＩ）の算出値を拒否するまたは承諾することをさらに含む，請求項２２に記載の方法。
上記承諾の拒否が，上記比較結果が所定閾値を超えるまたは超えないことに基づくものである，請求項２３に記載の方法。
上記所定閾値が約３オームである，請求項２４に記載の方法。
上記内部電気インピーダンスの２つの算出値が承諾に至るまで上記ステップii)およびiii)を繰り返すことをさらに含む，請求項２４または２５に記載の方法。
上記内部電気インピーダンスの２つの算出値を平均化することをさらに含む，請求項２６に記載の方法。
上記交流電流が０．５〜５ｍＡの値を持つ，請求項２１から２７に記載の方法。
上記交流電流が１〜２ｍＡの値を持つ，請求項２８に記載の方法。
上記交流電流が５０〜２００ｋＨｚの周波数を持つ，請求項２１から２９に記載の方法。
上記交流電流が任意の周期的波形の交流を含む，請求項３０に記載の方法。
上記導入の数が上記電極ペアの組み合わせの数によって規定される，請求項２１から３１に記載の方法。
モニタリング中に上記ステップｉ〜iiiが少なくとも２回実行される，請求項２１から３２に記載の方法。
インピーダンス・プレチスモグラフィ装置を備える医学的モニタリング・システムであって，上記インピーダンス・プレチスモグラフィ装置がさらに，複数の電極と，電流源と，上記電流源および電圧測定ユニットを代わるがわる接続して上記電極の所定セットを形成するように動作可能なアナログ・マルチプレクサに接続された電圧測定ユニットと，計算を実行して内部インピーダンスの算出値を比較するデータ処理機能を備える制御ユニットと，を備えている，医学的モニタリング・システム。
上記電流源が０．５〜５ｍＡの交流電流を提供する，請求項３４に記載のシステム。
上記交流電流が１〜２ｍＡの値を持つ，請求項３５に記載のシステム。
上記交流電流が５０〜２００ｋＨｚの周波数を持つ，請求項３４または３６に記載のシステム。
上記交流電流が任意の周期的波形の交流を含む，請求項３７に記載のシステム。
上記複数の電極が６つの電極を含む，請求項３４から３８に記載のシステム。
上記電極の所定セットの数が上記電極ペアの組み合わせの数によって規定される，請求項３９に記載のシステム。