JP2019523428A - 皮下のマイクロ生体チャンネルの場所の特定のための電気インピーダンス測定及びｅｉｔイメージ - Google Patents
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Abstract
対象物の１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するための方法であって、該方法は、(i)異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；(ii)仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；及び(iii)複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する工程を含む。
Description
本発明の実施形態は、皮下のマイクロ生体チャンネルの場所の特定のための電気インピーダンス測定に関する。
電気インピーダンストモグラフィー(ＥＩＴ(Electrical impedance tomography))は、既知のイメージング技術であり、特に、乳がんといった下層の異常な形態の検出のために医療及び他の用途において用いられる。典型的には、イメージングの対象物に対して複数の電極が取り付けられる。入力電圧が「入力」電極のサブセットに亘り印加され、「出力」電極で出力電流が測定され、又は、入力電流が「入力」電極のサブセット間に流され、出力電圧が「出力」電極で又は出力電極ペア間で測定される。例えば、極微弱な交流電流が「入力」電極のサブセットの間に流される時、出力電極の間又は「出力」電極ペアの間の電位差が測定される。次に、電流が、「入力」電極の異なるサブセットの間に流され、出力電極間又は「出力」電極ペア間の電位差が測定される。次に、適切な画像復元技術を用いて電気インピーダンスの変化に基づく電気インピーダンス画像を構築することができる。
本発明の幾つかの実施形態によれば、対象物の１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するための方法が提供され、該方法は、
(i) 異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；及び
(iii) 複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する工程を含む。
(i) 異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；及び
(iii) 複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する工程を含む。
測定された電気インピーダンスデータに関連した電気インピーダンス特性を、測定された電気インピーダンスデータから導き出すことができ、これらの電気インピーダンス特性は、例えば、皮下のマイクロ生体チャンネル及び/又は皮下の微量の低い液圧抵抗及び/又は極点及び/又は鍼治療点といったヒトの形態(human morphology)の場所を特定するために用いることができる。
本発明の幾つかの実施形態によれば、対象物の１つ又は複数のパラメトリックインピーダンス値の変化の場所を特定するための方法が提供され、該方法は、
(i) 異なる場所である周波数帯に亘って対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；
(iii) 決定された複数の電気インピーダンス特性の選択されたものを建設的に組み合わせ、場所により変化する対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値を提供する工程；及び
(iv) 対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値の空間的な変化により特定される場所を特定する工程を含む。
(i) 異なる場所である周波数帯に亘って対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；
(iii) 決定された複数の電気インピーダンス特性の選択されたものを建設的に組み合わせ、場所により変化する対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値を提供する工程；及び
(iv) 対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値の空間的な変化により特定される場所を特定する工程を含む。
電気モデルは、第３インピーダンスに並列接続された第１及び第２の直列接続されたインピーダンスを仮定し得る。電気モデルは、コンデンサと直列接続された抵抗器を仮定し、これらは、別の抵抗器に並列接続される。電気モデルは、任意の解像度で使用可能であるフラクタルモデルであり得る。
電気インピーダンス特性は、周波数下限でのインピーダンス、周波数上限でのインピーダンス、インピーダンスに変化がある緩和周波数fr、その緩和周波数でのインピーダンス、及びその緩和周波数でのインピーダンス勾配を含む群から選択され得る。
電気モデルは、容量と直列接続された抵抗を仮定し、これらが並列抵抗に並列接続され、緩和周波数を有するモデル回路を形成し、イメージングのために用いられるパラメトリックインピーダンス値は、容量、緩和周波数、直列抵抗及び並列抵抗の２以上の組み合わせである。
電気モデルは、「膜」容量及び直列接続された細胞内抵抗を想定し、これらが細胞外抵抗に並列接続され、パラメトリックインピーダンス値は、膜インピーダンス、膜導電率、細胞内インピーダンス積、細胞内インピーダンス差、細胞内正規化インピーダンス差、細胞内インピーダンス微分、細胞内正規化インピーダンス微分、細胞内導電率積、細胞内導電率差、細胞内正規化導電率差、細胞内導電率差、細胞内正規化導電率差、細胞内時定数、細胞内周波数定数、細胞外インピーダンス積、細胞外インピーダンス差、細胞外正規化インピーダンス差、細胞外インピーダンス微分、細胞外正規化インピーダンス微分、細胞外導電率積、細胞外導電率差、細胞外正規化導電率差、細胞外導電率差、細胞外正規化導電率差、細胞外時定数、細胞外周波数定数、内外インピーダンス積、内外インピーダンス差、内外正規化インピーダンス差、内外微分、内外正規化微分、内外導電率積、内外導電率差、内外正規化導電率差、内外導電率差、内外正規化導電率差、分散勾配αにより修正された先行のパラメーターの任意の一つを含む。
電気モデルは、第１インピーダンスと直列接続された第２インピーダンスを仮定し、これらが、第３インピーダンスに並列接続され、緩和周波数を有するモデル回路を形成し、パラメトリックインピーダンス値は、第１インピーダンス、緩和周波数、第２インピーダンス及び第３インピーダンスの２以上のものの組み合わせである。
電気モデルは、内包境界(inclusion boundary)インピーダンスと直列接続された包含内のインピーダンスを想定し、これらが、内包間(inter-inclusion)インピーダンスに並列接続され、パラメトリックインピーダンス値は、内包境界インピーダンス、内包境界導電率、包含内のインピーダンス積、包含内のインピーダンス差、包含内の正規化インピーダンス差、包含内のインピーダンス微分、包含内の正規化インピーダンス微分、包含内の導電率積、包含内の導電率差、包含内の正規化導電率差、包含内の導電率差、包含内の正規化導電率差、包含内の時定数、包含内の周波数定数、包含間のインピーダンス積、包含間のインピーダンス差、包含間の正規化インピーダンス差、包含間のインピーダンス微分、包含間の正規化インピーダンス微分、包含間の導電率積、包含間の導電率差、包含間の正規化導電率差、包含間の導電率差、包含間の正規化導電率差、包含間の時定数、包含間の周波数定数、間と内部の(Inter-intra)インピーダンス積、間と内部のインピーダンス差、間と内部の正規化インピーダンス差、間と内部の微分、間と内部の正規化微分、間と内部の導電率積、間と内部の導電率差、間と内部の正規化導電率差、間と内部の導電率差、間と内部の正規化導電率微分、分散勾配αにより修正された先行のパラメーターの任意のものの一つを含む。
周波数帯は、０〜２０ＭＨｚであり得る。周波数帯は、０〜１００ＭＨｚであり得る。
本発明の幾つかの実施形態によれば、対象物のパラメトリックインピーダンス値の変化の場所を特定するための方法が提供され、該方法は、
(i) 異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；
(iii) 複数の電気インピーダンス特性から選択された電気インピーダンス特性を建設的に組み合わせ、場所により変化する対象物に関するパラメトリックインピーダンス値を提供する工程；及び
(iv) 対象物に関するパラメトリックインピーダンス値の１つ又は複数のものの空間的な変化により特定される場所を特定する工程を含む。
(i) 異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；
(iii) 複数の電気インピーダンス特性から選択された電気インピーダンス特性を建設的に組み合わせ、場所により変化する対象物に関するパラメトリックインピーダンス値を提供する工程；及び
(iv) 対象物に関するパラメトリックインピーダンス値の１つ又は複数のものの空間的な変化により特定される場所を特定する工程を含む。
対象物の電気インピーダンスデータが、生物材料について０ＭＨｚと２０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚの間の周波数帯で収集され得る。
工程(iii)は、インピーダンス強調アルゴリズムにより所定の電気インピーダンス特性を結合することを含み得る。
工程(i)は、複数の周波数で対象物に関する電気インピーダンスデータを取得することを含み得る。生物材料について、伝達関数が、０〜１００ＭＨｚの周波数帯においてコール-コールの式［コール，１９２０；コール，１９２４］により与えられ得る。
方法は、細胞構造又は細胞状の構造を有する電気的に導電性の対象物を分析するために用いられ得、工程(ii)は、コール-コール・モデル［コール，１９２０；コール，１９２４］といったものに構造をモデル化するために等価の電気インピーダンス回路の使用を含み得る。
等価電気インピーダンス回路は、限られた場合、細胞膜容量(C)、細胞内抵抗(Ri)、及び細胞外抵抗(Re)を含み得る。等価電気インピーダンス回路は、細胞内抵抗(Ri)に直列接続された細胞膜容量(C)、細胞外抵抗(Re)に対して並列に接続された細胞膜容量(C)と細胞内抵抗(Ri)、又は等価の電気回路を含む。
電気インピーダンス特性は、Ri(セル/グループ内抵抗)、Re(セル/グループ外抵抗)、C(セル/グループ容量)、fr(セル/グループ緩和周波数)及びα(セル/グループ緩和因子)から成る群から選択され得る。
工程(iii)は、掛け算によりfr(緩和周波数)とC(セル/グループ容量)を結合することを含み得、これがパラメトリックインピーダンス値を提供する。
超音波トランスデューサは、生体組織に第１超音波信号を適用し、生体組織に特有の超音波応答信号を受け取り、超音波応答信号の指標である第２の出力信号を提供することにより超音波検出を実行し得る。
超音波トランスデューサと電気インピーダンスデータを取得するための電極アレイが装置の可動素子に実装され得る。
スペーサー部材は、可動素子と対象物の間に介在し得る。スペーサー部材は、１つ又は複数の開口を備え得る。スペーサー部材の開口は、使用に際して、電極アレイの電極にアライメントされるように構成される。スペーサー部材は、超音波に透明であり得る。スペーサー部材は、非導電性であり得る。
回転素子が、超音波トランスデューサのための窓(例えば、回転素子における開口)を有し得る。電極アレイの電極が窓上で支持され、又は、窓上に存在しない。
本発明の幾つかの実施形態によれば、上述のように特定された方法のいずれかを実行するべくプロセッサーに指令を提供するコンピュータープログラムが提供される。
本発明の幾つかの実施形態によれば、上述のように特定された方法のいずれかを実行するための手段を備えるシステム又は装置が提供される。
ここで、本発明のより良い理解のため、ただの例として添付図面が参照される。
図１は、電気インピーダンス測定装置の概略図である。
図２Ａは、単一又は多数の分散(バラツキ(dispersion))を有する周波数の関数としての測定された電気インピーダンスのグラフを示す。
図２Ｂは、単一又は多数の分散(バラツキ(dispersion))を有する周波数の関数としての測定された電気インピーダンスのグラフを示す。
図３は、「マイクロスケール」で細胞又は細胞状構造を有する対象物の一例の電気インピーダンス回路モデルを示す。
図４は、「マクロスケール」で細胞又は細胞状構造を有する対象物の包括的な電気インピーダンス回路モデルを示す。
図５は、図１に図示されたものと同様の電気インピーダンス測定装置の概略図であるが、超音波検出器を備える。
図６Ａ，６Ｂ，６Ｃ，６Ｄは、電極アレイの異なる例を示す。
図７は、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点(meridian)又は鍼治療点(acupuncture point)の位置を特定するための電気インピーダンス測定装置の例である。
図８は、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点又は鍼治療点の位置を特定するための電気インピーダンス測定装置の例である。
図１は、負荷１２に関するインピーダンスデータを測定するための電気インピーダンス測定又は電気インピーダンストモグラフィー(ＥＩＴ)装置１０を模式的に示す。負荷１２は、複数の電極が取り付けられる電気的に導電性の対象物を備える。「導電性」は、対象物に電流を流すことができることを意味するが、必ずしも非常に円滑に電流が流れる必要はない。対象物は、対象物として参照される生きた動物であり、例えば、ヒト対象物として参照されるヒトであり得る。
装置１０は、更に、信号源１４と信号検出器１６を備える信号収集部１１２と、コンピューター１８を更に備える。一つの実施形態においては、信号源が、入力信号として、電流を提供し、信号検出器が、出力信号として、電圧を検出する。別の実施形態においては、信号源が、入力信号として電圧を提供し、信号検出器が、出力信号として電流を検出する。
コンピューター１８は、典型的には、少なくとも、プロセッサーとメモリーを備える。メモリーがコンピュータープログラムを記憶し、プロセッサーにロードされる時、コンピューターを制御する。
信号源１４を用いて電極を介して対象物に入力信号が付与され、同一又は他の電極に生じる出力信号が、信号検出器１６を用いて測定される。このプロセスが、異なる周波数の入力信号で繰り返される。例えば、０Ｈｚ(直流)と２０ＭＨｚ又は１００ＭＨｚの間の多数の周波数で信号源１４により電気信号が適用され、周波数依存の電気インピーダンスデータが対象物について取得されることを可能とする。
インピーダンス測定のために用いられる電極の分離により対象物が分析される分解能又はスケールが決定される。電気インピーダンス測定は、対象物の予期されるスケール(例えば、マイクロメートル又はミリメートル域)で取得され得る。対象物のスケールの例としては、生物について、単一の細胞又はグループの細胞レベル又は組織又は組織学レベルに関心を持ち得る。続いて、取得した電気インピーダンスデータが、仮定される電気モデルの伝達関数を用いて分析され、対象物について複数の電気インピーダンス特性を決定する。用いられる電気モデルは、インピーダンス測定の分解能/スケールに依存し得る。
装置１０は、コントローラー１１２により用いられる電極を負荷１２に関して異なる場所に動かすためのシステム１３も含む。この動きは、異なる物理的な場所に電極を物理的に平行移動する物理的な動きであり、又は、電極アレイが有効に動くように電極アレイにより用いられる電極を再構成することを含み得る。
対象物に関する複数の電気インピーダンス特性が、ある場所で決定され、次に、場所が変更され、再び、対象物に関する複数の電気インピーダンス特性が決定される。従って、対象物に関する複数の電気インピーダンス特性が、多数の異なる場所のそれぞれで自動的に決定され得る。装置１０は、次に、複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数の空間的変化から場所を特定する。例えば、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点又は鍼治療点が、複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数の所定の空間的変化(spatial variation)により特定される。
図２Ａ及び２Ｂを参照すると、上述の方法を用いて取得された電気インピーダンスデータが、周波数の関数としてプロットされる。このプロット２２は、対象物について、周波数又は伝達関数に対するインピーダンス変化を表す。コンピューター１８は、適切なアルゴリズムを実行するように動作可能であり、取得したインピーダンス伝達関数又は周波数に依存のインピーダンス特性を分析し、異なる場所で対象物に関する複数の電気インピーダンス特性を決定する。
電気インピーダンス特性は、典型的には、次のものの１つ又は複数を含む。
a)極限ω->０(下限)でのインピーダンス；
b)極限ω->∞(上限)でのインピーダンス；及び
C) (i)インピーダンスに変化が生じる緩和周波数；
(ii)その周波数変化でのインピーダンス；及び
(iii)インピーダンス変化の勾配、特に緩和周波数におけるもの。
a)極限ω->０(下限)でのインピーダンス；
b)極限ω->∞(上限)でのインピーダンス；及び
C) (i)インピーダンスに変化が生じる緩和周波数；
(ii)その周波数変化でのインピーダンス；及び
(iii)インピーダンス変化の勾配、特に緩和周波数におけるもの。
例えば、Ｎ>１として、用いられる周波数内で生物材料についてアルファ、ベータ、及びガンマ分散を含むＮ個の分散(dispersions)があるならば(コール・ケーエス(Ｃole K S)による「イオンに対する細胞膜の浸透と不浸透」、コールドスプリングハーバー・シンポジウム、量子生物学(Quant.Biol.)８，１１０〜２２頁，１９４０年)、分散周波数ω1，ω2・・・ωN-1，ωNが特定され、特定の分散ｍに関する電気インピーダンス特性が、典型的には、次のものの１つ又は複数を含む。
a) ｍ=１について、(全域)下限ω->０でのインピーダンス；
ｍ>１について、(局所)下限ω->ωm-ａでのインピーダンス、ここで、ａ＜(ωm-ωm-1)であり、可能性として、1/2(ωm-ωm-1)；
b) ｍ=Ｎについて、上限(全域)ω->∞でのインピーダンス；
ｍ＜Ｎについて、(局所)上限ω->ωm+ｂでのインピーダンス、ここで、ｂ＜(ωm+1-ωm)であり、可能性として、ｂ〜1/2(ωm+1-ωm)；
c) (i)インピーダンスに変化が生じる緩和周波数ωm(frm)；
(ii)その周波数変化でのインピーダンス；及び
(iii)その変化の勾配。
a) ｍ=１について、(全域)下限ω->０でのインピーダンス；
ｍ>１について、(局所)下限ω->ωm-ａでのインピーダンス、ここで、ａ＜(ωm-ωm-1)であり、可能性として、1/2(ωm-ωm-1)；
b) ｍ=Ｎについて、上限(全域)ω->∞でのインピーダンス；
ｍ＜Ｎについて、(局所)上限ω->ωm+ｂでのインピーダンス、ここで、ｂ＜(ωm+1-ωm)であり、可能性として、ｂ〜1/2(ωm+1-ωm)；
c) (i)インピーダンスに変化が生じる緩和周波数ωm(frm)；
(ii)その周波数変化でのインピーダンス；及び
(iii)その変化の勾配。
これらのインピーダンス特性の一つ又は複数の変化量を、内外の細胞又は内外の細胞類に関連した変化に起因した対象物の構造を分析するために用いることができる。
幾つかの実施形態においては、分析される対象物が、等価電気インピーダンス回路を用いてモデル化される。図３に図示された等価電気インピーダンス回路２０を用いて対象物をモデル化しても良い。等価電気インピーダンス回路２０を用いてモデル化される対象物は、ヒト又は動物組織を含み得る。
図示の実施形態においては、等価電気インピーダンス回路２０は、細胞外部分２３に並列である細胞部分２１を含む。細胞部分２１は、直列の静電容量Cと抵抗Riを有する。静電容量Cが、細胞膜/境界に関連し、抵抗Riが、細胞の内部に関連する。細胞外部分２３が抵抗Reを有する。抵抗Reは、細胞外の構造に関連する。抵抗Reは、静電容量Cと抵抗Riの直列接続に対して並列に接続される。
この回路のための単一分散インピーダンス伝達関数の非限定の例は、次のものである。
極限ω->０では、Ｚ->Reであり、
極限ω->∞では、Ｚ->Ri//Reであり、すなわち、RiRe/(Ri+Re)である。
極限ω->∞では、Ｚ->Ri//Reであり、すなわち、RiRe/(Ri+Re)である。
周波数fr及びインピーダンスZrで勾配αを有する変化(分散)がある。
生体組織における多数の分散のための伝達モデルは、次のようにコール-コール式によりモデル化することができる(コール・ケーエス１９４０，コール・ケーエス１９４１，マクアダムス・イーティー他１９９５)。
Ｚ=Ｒ∞+(Ｒ０-Ｒ∞)/(１+(ｊｆ/fr))(１-α)
Ｚ=Ｒ∞+(Ｒ０-Ｒ∞)/(１+(ｊｆ/fr))(１-α)
単純モデル化細胞懸濁液(フリッケとモース１９２５)又は組織のために３要素電気等価回路が用いられるならば、この式は、通常、以下の式に書き換えることができる。
Ｚ=Re・Ri/(Re+Ri)+(Re-Re・Ri/(Re+Ri))/(１+(ｊｆ/fr))(１-α)
ここで、Ｒ∞は、ReとRiの並列の結果である。
Ｚ=Re・Ri/(Re+Ri)+(Re-Re・Ri/(Re+Ri))/(１+(ｊｆ/fr))(１-α)
ここで、Ｒ∞は、ReとRiの並列の結果である。
周波数ｆri及びインピーダンスZriで勾配αiを有する変化(分散)がある。
上述のように、コンピューター１８は、適切なアルゴリズムを実行するように動作可能であり、測定されたインピーダンスデータを分析し、各場所で分析中の対象物に関する複数の電気インピーダンス特性を抽出する。例えば、測定されたインピーダンスデータに基づいて、アルゴリズムは、周波数の関数としてインピーダンスデータ・ポイントをプロットし、モデルを用いて最適なフィッティング・ライン２２を生成して図２に図示された伝達関数を生成するように動作し得る。この伝達関数から、コンピューター１８は、対象物に関する複数の個別のインピーダンス特性を決定することができる。これらのインピーダンス特性は、
a)Reを与える、極限ω->０でのインピーダンス；
b)RiRe/(Ri+Re)を与える、極限ω->∞でのインピーダンス；及び
C) (i)インピーダンスに変化が生じる緩和周波数fr；
(ii)その周波数変化での伝達関数のインピーダンスZr；及び
(iii)緩和因子を与える、その変化の勾配α
を含み得る。
a)Reを与える、極限ω->０でのインピーダンス；
b)RiRe/(Ri+Re)を与える、極限ω->∞でのインピーダンス；及び
C) (i)インピーダンスに変化が生じる緩和周波数fr；
(ii)その周波数変化での伝達関数のインピーダンスZr；及び
(iii)緩和因子を与える、その変化の勾配α
を含み得る。
モデルを用いて更なるインピーダンス特性を決定するためにインピーダンス特性を用いても良い。
例えば、ReとRiRe/(Ri+Re)の両方が既知であれば、Riを決定することができる。
変化(分散)周波数frでのインピーダンスZrについて、周波数における各々の小さな増加に応じてコンデンサが伝達特性を支配し、よりよく導電してインピーダンスを低減する。変化(分散)周波数frでのインピーダンスZrは、１/(ｊ．２π fr．C)としてモデル化することができる。従って、Cは、１/(ｊ．２π fr．Zr)として決定することができる。
場所での個別のインピーダンス特性(Re、Ri、fr、Zr、α、C)の変化は、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点ライン又は鍼治療点といった形態の場所を特定するために用いられ得る。
しかしながら、個別のインピーダンス特性の変化量は、場所による構造の正確な微分解析(differential analysis)を可能にするのに不十分であり得る。例えば、細胞膜容量(C)又は緩和周波数(fr)の変化量は、例えば、これらの個別のインピーダンス特性に基づいて容易に検出可能であるには不十分であり得る。
本発明の実施形態においては、選択された所定のインピーダンス特性が「建設的に」組み合わされ、対象物に関するパラメトリックインピーダンス値を提供する。パラメトリックインピーダンス値を提供するこの方法におけるインピーダンス特性の建設的な組み合わせが、個別の電気インピーダンス特性の変化を強調する。これにより対象物の構造がより正確に分析することが可能になる。
単純な例を挙げると、細胞膜容量(C)といった電気インピーダンス特性の一つに１０％の増加があり、例えば、初期値C1が１．１C1になると、緩和周波数(fr)といった別の電気インピーダンス特性が１０％、例えば、初期値fr1から１．１fr1に増加し、これらの個別の１０％増加が、これらの個別の電気インピーダンス特性の測定値において容易に検出可能、例えば、識別可能であるには不十分であり得る。しかしながら、パラメトリックインピーダンス値を提供する掛け算によるこれらの個別の電気インピーダンス特性の組み合わせが、２１％の大きな増加に帰結し得(１．２１fr1C1)、より容易に検出可能である。
インピーダンス特性は、特定の形態と正、中立、又は負の相関を有し得る。正の相関は、おそらく顕著ではないものの、形態が存在する時、増加することを意味する。負の相関は、おそらく顕著ではないものの、形態が存在する時、減少することを意味する。中立の相関は、形態が存在する時、変化しないことを意味する。反転させることにより正の相関の特性は、負の相関のものに変換可能である(逆も然り)。
特定の形態を検出するためのインピーダンス特性の建設的な組み合わせは、その形態について同一の向き/方向(sense)で相関したインピーダンス特性が、掛け算(又は重み付け加算)により組み合わされ、パラメトリックインピーダンス値を生成し、その形態のために逆の向き/方向(sense)意味で相関されたインピーダンス特性が割り算(又は重み付け減算)により組み合わされることを意味する。
決定されたインピーダンス特性のいずれかが、任意の所望の態様で建設的に組み合わされ、構成要素のインピーダンス特性のいずれかの形態変化により大きな感度を有するパラメトリックインピーダンス値を提供する。
図３に記述の限られたレベルでのインピーダンス特性の組み合わせの非限定の例。
組み合わせパラメトリック測定値(組み合わされた内/外/膜インピーダンス/導電率)
a)膜インピーダンス/導電率及び関連の量(Related quantities):
膜インピーダンス:Zm=１/２π*fr*C
膜導電率: σm=２π*fr*C
b)組み合わされた細胞内インピーダンス/導電率
積又は商: Ri*Zm又はRi/Zm又はRi/C又はRiC
又は: σi*σm
差/正規化された差:
a*Ri-b*Zm
又は: C*σi-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
a)膜インピーダンス/導電率及び関連の量(Related quantities):
膜インピーダンス:Zm=１/２π*fr*C
膜導電率: σm=２π*fr*C
b)組み合わされた細胞内インピーダンス/導電率
積又は商: Ri*Zm又はRi/Zm又はRi/C又はRiC
又は: σi*σm
差/正規化された差:
a*Ri-b*Zm
又は: C*σi-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化された微分:
(a*Ri-b*Zm)/Zm
又は: (a*Ri-b*Zm)/Ri
代替的に: (C*σi-d*σm)/σm
又は: (C*σi-d*σm)/σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
(a*Ri-b*Zm)/Zm
又は: (a*Ri-b*Zm)/Ri
代替的に: (C*σi-d*σm)/σm
又は: (C*σi-d*σm)/σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
細胞内時定数: Ri*C
又は: 細胞内周波数定数 １/Ri*C
又は: 細胞内周波数定数 １/Ri*C
C)組み合わされた細胞外インピーダンス/導電率:
積又は商: Re*Zm又は Re/Zm又はRe/C又はReC
又は: σx*σm
差/正規化差:
a*Re-b*Zm
又は: C*σx-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積又は商: Re*Zm又は Re/Zm又はRe/C又はReC
又は: σx*σm
差/正規化差:
a*Re-b*Zm
又は: C*σx-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Re-b*Zm)/Zm
又は: (a*Re-b*Zm)/Re
代替として: (C*σx-d*σm)/σm
又は: (C*σx-d*σm)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
(a*Re-b*Zm)/Zm
又は: (a*Re-b*Zm)/Re
代替として: (C*σx-d*σm)/σm
又は: (C*σx-d*σm)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
細胞外時定数: Re*C
又は: 細胞外周波数定数 １/Re*C
又は: 細胞外周波数定数 １/Re*C
ｄ)組み合わされた細胞内外インピーダンス/導電率:
積: Re*Ri
又は: σx*σi
商: Re/Ri又は Ri/Re
差/正規化差:
a*Re-b*Ri
又は: C*σx-d*σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積: Re*Ri
又は: σx*σi
商: Re/Ri又は Ri/Re
差/正規化差:
a*Re-b*Ri
又は: C*σx-d*σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Re-b*Ri)/Ri
又は: (a*Re-b*Ri)/Re
代替的に: (C*σx-d*σi)/σi
又は: (C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
(a*Re-b*Ri)/Ri
又は: (a*Re-b*Ri)/Re
代替的に: (C*σx-d*σi)/σi
又は: (C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
ｅ)３つの組み合わせ
ReRiC 又はReRi/C 又は
(Ri/Re)C 又は(Ri/Re)/C 又は
(Ri*Re)Zm 又は(Ri*Re)/Zm 又は…
ReRiC 又はReRi/C 又は
(Ri/Re)C 又は(Ri/Re)/C 又は
(Ri*Re)Zm 又は(Ri*Re)/Zm 又は…
逸脱した分散特性(α)を有する、組み合わせ統合細胞パラメトリック測定値(combinational integrated cellular parametric measurements)
a)「逸脱(deviant)」膜インピーダンス/導電率及び関連の量(related quantities):
「逸脱」膜インピーダンス:
α*Zm
又は: α/Zm
「逸脱」膜導電率:
α*σm
又は: α/σm
a)「逸脱(deviant)」膜インピーダンス/導電率及び関連の量(related quantities):
「逸脱」膜インピーダンス:
α*Zm
又は: α/Zm
「逸脱」膜導電率:
α*σm
又は: α/σm
b)組み合わせ「逸脱」細胞内インピーダンス/導電率:
積: α*Ri*Zm
又は: σi*σm
差/正規化差:
α*(a*Ri-b*Zm)
又は: α*(C*σi-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積: α*Ri*Zm
又は: σi*σm
差/正規化差:
α*(a*Ri-b*Zm)
又は: α*(C*σi-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Ri-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Ri-b*Zm)/Ri
代替的に:α*(C*σi-d*σm)/σm
又は: α*(C*σi-d*σm)/σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
α*(a*Ri-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Ri-b*Zm)/Ri
代替的に:α*(C*σi-d*σm)/σm
又は: α*(C*σi-d*σm)/σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
細胞内時定数: α*(Ri*C)
又は:細胞内周波数定数 α*(１/Ri*C)
又は:細胞内周波数定数 α*(１/Ri*C)
C)組み合わせ細胞外インピーダンス/導電率:
積: α*Re*Zm
又は: α*σx*σm
差/正規化差
α*(a*Re-b*Zm)
又は:: α*(C*σx-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積: α*Re*Zm
又は: α*σx*σm
差/正規化差
α*(a*Re-b*Zm)
又は:: α*(C*σx-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Re-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Re-b*Zm)/Re
代替的に:α*(C*σx-d*σm)/σm
又は: α*(C*σx-d*σm)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
α*(a*Re-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Re-b*Zm)/Re
代替的に:α*(C*σx-d*σm)/σm
又は: α*(C*σx-d*σm)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
細胞外時定数:α*Re*C
又は:細胞外周波数定数 α*(１/Re*C)
又は:細胞外周波数定数 α*(１/Re*C)
ｄ)組み合わせ細胞内外インピーダンス/導電率:
積: α*Re*Ri
又は: α*σx*σi
差/正規化差:
α*(a*Re-b*Ri)
又は: α*(C*σx-d*σi)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積: α*Re*Ri
又は: α*σx*σi
差/正規化差:
α*(a*Re-b*Ri)
又は: α*(C*σx-d*σi)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Re-b*Ri)/Ri
又は: α*(a*Re-b*Ri)/Re
代替的に: α*(C*σx-d*σi)/σi
又は: α*(C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
α*(a*Re-b*Ri)/Ri
又は: α*(a*Re-b*Ri)/Re
代替的に: α*(C*σx-d*σi)/σi
又は: α*(C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
ｅ)３つの組み合わせ
α*ReRiC 又は α*ReRi/C 又は
α*(Ri/Re)C 又は α*(Ri/Re)/C 又は
α*(Ri*Re)Zm 又は α*(Ri*Re)/Zm 又は…
α*ReRiC 又は α*ReRi/C 又は
α*(Ri/Re)C 又は α*(Ri/Re)/C 又は
α*(Ri*Re)Zm 又は α*(Ri*Re)/Zm 又は…
分散周波数Ｆｒを有する組み合わせ統合細胞パラメトリック測定値(combinational integrated cellular parametric measurements with dispersion frequency Fr.)。直上のa)〜ｅ)のαをFrで置換せよ。
分散周波数Ｆｒ及び分散特性(α)を有する組み合わせ統合細胞パラメトリック測定値(combinational integrated cellular parametric measurements with dispersion frequency Fr and dispersion characteristic (α))。直上のa)〜ｅ)のαをα*Frで置換せよ。
適切なインピーダンス強調アルゴリズムがコンピューター１８により実施され、組み合わせのため及び組み合わせの態様について最適な電気インピーダンス特性を選択し、結果として生じるパラメトリックインピーダンス値の変化を最大化する。パラメトリックインピーダンス値が一つの場所で対象物のために取得された後、別の場所で取得される。次に、方法は、対象物について少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値の変化により場所を特定する。例えば、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点又は鍼治療点が、対象物について１つ又は複数のパラメトリックインピーダンス値の所定の空間変化により特定される。
図４は、分析中の対象物のより一般的なモデルを示す。この図示の実施形態においては、等価電気インピーダンス回路３０は、内包間部分(inter-inclusion portion)３３に並列の内包部分(inclusion portion)３１を含む。内包部分３１は、直列のインピーダンスＺ１とインピーダンスＺ２を有する。インピーダンスＺ１は、内包境界に関し(細胞のグループの膜関連成分の指標であり得)、また、インピーダンスＺ２は、内包の内部に関する(細胞のグループの細胞内関連の成分の指標であり得る)。内包間部分３３は、インピーダンスＺ３を有する。インピーダンスＺ３は、内包外の構造に関連する(細胞のグループの細胞外成分の指標であり得る)。インピーダンスＺ３は、直列に接続されたインピーダンスＺ１及びＺ２に並列に接続される。
この回路のインピーダンス伝達関数は、次のとおりである:
図４に記述のレベルでのインピーダンス特性の組み合わせの非限定の例。
組み合わせパラメトリック測定値
a)内包境界インピーダンス/導電率及び関連の量:
内包境界インピーダンス: Zm=１/２π*fr*Z２
内包境界導電率: σm=２π*Fr*Z２
a)内包境界インピーダンス/導電率及び関連の量:
内包境界インピーダンス: Zm=１/２π*fr*Z２
内包境界導電率: σm=２π*Fr*Z２
b)組み合わせ内包内インピーダンス/導電率
積:: Z1*Zm
又は: σ１*σm
差/正規化差:
a*Z1-b*Zm
又は: C*σ１-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Z1-b*Zm)/Zm
又は: (a*Z1-b*Zm)/Z1
代替的に:(C*σ１-d*σm)/σm
又は: (C*σ１-d*σm)/σ１
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含内の時定数: Z1*Z2
又は: 包含内の周波数定数 １/Z1*Z２
積:: Z1*Zm
又は: σ１*σm
差/正規化差:
a*Z1-b*Zm
又は: C*σ１-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Z1-b*Zm)/Zm
又は: (a*Z1-b*Zm)/Z1
代替的に:(C*σ１-d*σm)/σm
又は: (C*σ１-d*σm)/σ１
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含内の時定数: Z1*Z2
又は: 包含内の周波数定数 １/Z1*Z２
c)組み合わせ包含間インピーダンス/導電率:
積: Z3*Zm
又は: σ３*σm
差/正規化差:
a*Z3-b*Zm
又は: C*σ３-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積: Z3*Zm
又は: σ３*σm
差/正規化差:
a*Z3-b*Zm
又は: C*σ３-d*σm
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
ｄ)組み合わせ内包間から内部への(inter-to-intra inclusion)インピーダンス/導電率:
積: Re*Ri
又は: σx*σi
差/正規化差:
a*Re-b*Ri
又は: C*σx-d*σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Re-b*Ri/Ri
又は: (a*Re-b*Ri)/Re
代替的に:(C*σx-d*σi)/σi
又は: (C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Z3-b*Zm)/Zm
又は: (a*Z3-b*Zm)/Z3
代替的に: (C*σ３-d*σm)/σm
又は: (C*σ３-d*σm)/σ３
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含間の時定数: Z3*Z２
又は: 包含間の周波数定数 １/Z3*Z２
積: Re*Ri
又は: σx*σi
差/正規化差:
a*Re-b*Ri
又は: C*σx-d*σi
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Re-b*Ri/Ri
又は: (a*Re-b*Ri)/Re
代替的に:(C*σx-d*σi)/σi
又は: (C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
(a*Z3-b*Zm)/Zm
又は: (a*Z3-b*Zm)/Z3
代替的に: (C*σ３-d*σm)/σm
又は: (C*σ３-d*σm)/σ３
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含間の時定数: Z3*Z２
又は: 包含間の周波数定数 １/Z3*Z２
逸脱分散特性(α)を有する組み合わせ統合パラメトリック測定値
a)「逸脱」内包境界インピーダンス/導電率及び関連の量:
「逸脱」内包境界インピーダンス:
α*Zm
又は: α/Zm
「逸脱」内包境界導電率:
α*σm
又は: α/σm
b)組み合わせ「逸脱」包含内のインピーダンス/導電率:
積: α*Z1*Zm
又は: σ１*σm
差/正規化差:
α*(a*Z1-b*Zm)
又は: α*(C*σ１-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
a)「逸脱」内包境界インピーダンス/導電率及び関連の量:
「逸脱」内包境界インピーダンス:
α*Zm
又は: α/Zm
「逸脱」内包境界導電率:
α*σm
又は: α/σm
b)組み合わせ「逸脱」包含内のインピーダンス/導電率:
積: α*Z1*Zm
又は: σ１*σm
差/正規化差:
α*(a*Z1-b*Zm)
又は: α*(C*σ１-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Z1-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Z1-b*Zm)/Z1
代替的に: α*(C*σ１-d*σm)/σm
又は: α*(C*σ１-d*σm)/σ１
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
α*(a*Z1-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Z1-b*Zm)/Z1
代替的に: α*(C*σ１-d*σm)/σm
又は: α*(C*σ１-d*σm)/σ１
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含内の時定数: α*(Z1*Z２)
又は: 包含内の周波数定数 α*(１/Z1*Z２)
又は: 包含内の周波数定数 α*(１/Z1*Z２)
c)組み合わされた包含間インピーダンス/導電率
積: α*Z3*Zm
又は: σ３*σm
差/正規化差
α*(a*Z3-b*Zm)
又は: α*(C*σ３-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Z3-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Z3-b*Zm)/Z3
代替的に: α*(C*σ３-d*σm)/σm
又は: α*(C*σ３-d*σm)/σ３
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含間の時定数: α*Z3*Z２
又は:包含間の周波数定数 α*(１/Z3*Z２)
ｄ)組み合わされた包含間から内部へのインピーダンス/導電率
積: α*Re*Ri
又は: α*σx*σi
差/正規化差:
α*(a*Re-b*Ri)
又は: α*(C*σx-d*σi)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Re-b*Ri)/Ri
又は: α*(a*Re-b*Ri)/Re
代替的に: α*(C*σx-d*σi)/σi
又は: α*(C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
積: α*Z3*Zm
又は: σ３*σm
差/正規化差
α*(a*Z3-b*Zm)
又は: α*(C*σ３-d*σm)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Z3-b*Zm)/Zm
又は: α*(a*Z3-b*Zm)/Z3
代替的に: α*(C*σ３-d*σm)/σm
又は: α*(C*σ３-d*σm)/σ３
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
包含間の時定数: α*Z3*Z２
又は:包含間の周波数定数 α*(１/Z3*Z２)
ｄ)組み合わされた包含間から内部へのインピーダンス/導電率
積: α*Re*Ri
又は: α*σx*σi
差/正規化差:
α*(a*Re-b*Ri)
又は: α*(C*σx-d*σi)
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
微分/正規化微分:
α*(a*Re-b*Ri)/Ri
又は: α*(a*Re-b*Ri)/Re
代替的に: α*(C*σx-d*σi)/σi
又は: α*(C*σx-d*σi)/σx
式中、係数a,b,c及びdは、用いられる量に合わせるために用いられる定数(-∞-+∞)である。
このモデルは、米国特許第６８５６８２４号に先に記載のフラクタルモデルである。インピーダンスＺ１，Ｚ２，Ｚ３のそれぞれが、いずれかの回路３０を用いて、Ｚ１がRiに等しく、Ｚ２がCに等しく、Ｚ３がReに等しい限定レベルで表される。「フラクタル」という用語は、構造を見るどの寸法レベルでもモデルが同一である事実を表現するために用いられる。
図５を参照すると、生体組織の特有の信号を検出するための装置１０が示され、電極アレイ１０１と超音波プローブ１０２を備える。
電気アレイ１０１は、電極板１０５の面１０４上に配置された複数の電極１０３を備える。使用において、生体組織(不図示)が電極板１０５に隣接し、電極板１０５の面１０４に隣接し、面１０４に接触し、又は離間する。電極１０３は、生体組織の電気インピーダンス測定の間、生体組織への第１電気信号を適用することができる。電極１０３は、生体組織に適用するために電極１０３に第１電気信号を送信するため、及び電極１０３から第１出力信号を受け取るため、第１コントローラー１１１に電気的に結合される。第１出力信号は、電極１０３で受け取られる、生体組織に特有の電気応答信号に依存する。
超音波プローブ１０２は、超音波プローブ１０２の面１０６に配置される複数の超音波トランスデューサ１０７を備える。超音波トランスデューサ１０７は、生体組織への超音波試験の間、生体組織への第１超音波信号を適用することができる。超音波トランスデューサ１０７は、生体組織に第１超音波信号を超音波トランスデューサ１０７に適用させる一般的に電気パルスの形態の第２入力信号を超音波トランスデューサに提供するため、及び、超音波トランスデューサ１０７で受け取られる、生体組織に特有の超音波応答信号に依存する第２出力信号を超音波トランスデューサ１０７から受け取るため、第２コントローラー１１２に電気的に結合される。
超音波トランスデューサ１０７が配置される超音波プローブ１０２の面１０６が、電極板１０５に隣接して、また、電極１０３が配置される電極板１０５の面１０４に対する電極板１０５の反対面上に配置される。従って、電極板１０５が水平に配置され、電極１０３が配置された電極板１０５の面１０４が上向きに配置されるならば、超音波プローブ１０２が電極板１０５の下方にあり、超音波トランスデューサ１０７が配置された超音波プローブ１０２の面１０６も上向きに配置される。従って、超音波トランスデューサ１０７は、電極板１０５に対して実質的に平行な面に配置される。これにより電気信号と超音波信号がお互いに実質的に平行な方向で生体組織に適用されることを可能にする。
電極板１０５の動きにより第１電気信号が適用され、電極１０３が配置された電極板１０５の面積よりも広い生体組織の領域上の異なる場所で電気応答信号が検出される。システム１３は、図１を参照して先に記述のように対象物に関して電極板１０５と超音波プローブ１０２を平行移動させ得る。
この例では、対象物に関して超音波プローブ１０２も回転する。超音波プローブ１０２と電極板１０５が機械的に結合し、超音波プローブ１０２は、電極板１０５に実質的に垂直の軸１０８周りに回転可能である。あるサイズの生体組織の領域について、小数の電極１０３が配置され、これは、電気接続の複雑さを低減する。電極板１０５の回転は、また、電極１０３の物理的な間隔よりもより密な間隔の電極の増分位置(incremental positions)を用いて、より精密な解像度での電気的測定を可能にする。
電極１０３が第１ポート１０９に結合され、超音波トランスデューサ１０７が第２ポート１１０に結合される。第１ポート１０９が双方向であり、電極１０３へ及び電極１０３から信号を搬送する。第２ポート１１０も双方向であり、超音波トランスデューサ１０７へ及び超音波トランスデューサ１０７から信号を搬送する。明確さのため、第１ポート１０９と電極１０３の間の接続と、第２ポート１１０と超音波トランスデューサ１０７の間の接続が、図１に図示されない。これらの接続は、例えば、面１０４の反対の電極板１０５の面上に配置され、又は、電極板１０５の内部にあり得る。
第１ポート１０９に結合した第１コントローラー１１１がある。第１コントローラー１１１は、第１ポート１０９を介して１つ又は複数の電極１０３に伝達される第１入力信号を生成し、第１入力信号に応答して第１電気信号が生体組織に伝達される。第１電気信号が生体組織を通過し、電極１０３の他のもので受け取られる。これらの受け取られた信号が本明細書及び添付請求項において電気応答信号として名付けられる。電気応答信号に依存する第１出力信号が第１ポート１０９を介して第１コントローラー１１１に伝送される。
第２ポート１１０に結合した第２コントローラー１１２がある。第２コントローラー１１２は、超音波トランスデューサ１０７に第２ポート１１０を介して伝送される第２入力信号を生成する。第２入力信号は、例えば、電気信号又は光信号であり得る。超音波トランスデューサ１０７は、第２入力信号を第１超音波信号に変換し、これが、生体組織に伝送される。第１超音波信号が生体組織で反射される。これらの反射は、本明細書及び添付請求項において超音波応答信号と名付けられる。超音波応答信号は、超音波トランスデューサ１０７により検出され、これにより超音波応答信号が第２出力信号に変換され、第２ポート１１０を介して第２コントローラー１１２に伝送される。
第１及び第２コントローラー１１１，１１２がコンピューター１８に結合される。コンピューター１８が、第１出力信号に基づいて電気インピーダンスデータを生成し、第２出力信号に基づいて超音波データを生成する。超音波データと電気インピーダンスデータが生体組織に特有のものである。
代替的に、コンピューター１８は、超音波データと電気インピーダンスデータを組み合わせ、ディスプレイ１１４(オプション)が、組み合わされた超音波データと電気インピーダンスデータを表すイメージを表示し得る。この手段により、電気インピーダンスデータと超音波データが、高められたイメージを提供するように組み合わされ、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点ライン、及び鍼治療点といった生体組織の特徴の検出と場所の特定を補助することができる。電気インピーダンスデータ又は超音波データ単体からでは明らかではない生体組織の特徴は、電気インピーダンスデータと超音波データの組み合わせ後、明らかになり得る。イメージは、２又は３次元であり得る。
図５に図示された電極板１０５が平坦であるが、これは、本発明の本質的な特徴ではなく、電極板１０５又は少なくとも面１０４が非平坦であり得る。例えば、面１０４は、生体組織に同類の形状に形状付けられ得る。これは、生体組織の形状の歪が低減又は回避されることを可能にする。超音波プローブ１０２の面１０６、及び超音波トランスデューサ１０７の配列は、隣接する電極板１０５の形状に相補的に形状付けられ得る。
生体組織の形状とは相補的である形状を採用することにより、電極板１０５と生体組織の間、及び超音波トランスデューサ１０７と生体組織の間の信号経路の長さが低減され、応答信号を検出する装置の感応性が改善する。
図４に図示の実施形態において、電極板１０５が円形である。これは、本発明の本質的な特徴ではなく、他の形状が用いられ得る。
第１ポート１０９と第２ポート１１０を介して電送される信号は、電流又は電圧であり、又は光信号であり得る。また、これらはアナログ又はデジタル信号であり得る。光信号が用いられる場合、光信号と電気信号の変換が、超音波トランスデューサ１０７により、電極１０３により、また、第１及び第２コントローラー１１１，１１２により実行され得る。デジタルからアナログへの変換と、アナログからデジタルへの変換が、超音波トランスデューサ１０７により、電極１０３により、また、第１及び第２コントローラー１１１，１１２により実行され得る。超音波トランスデューサ１０７、電極１０３、及び第１及び第２コントローラー１１１，１１２は、信号処理、例えば、増幅及びフィルタリングを含み得る。第１コントローラー１１１が電極板１０５に一体化され、第２コントローラー１１２が超音波プローブ１０２に一体化され得る。この場合、第１及び第２ポート１０９，１１０のいずれか又は両方が、各々、電極板１０５又は超音波プローブ１０２に一体化され得る。代替的に、第１コントローラー１１１が、ケーブルにより電極板１０５から離間して配置され、及び/又は、第２コントローラー１１２が、ケーブルにより超音波プローブ１０２から離間して配置され得る。
第１コントローラー１１１及び第２コントローラー１１２が結合され、実に、共通のコントローラーであり得る。これにより第１及び第２信号の生成が同期されることが可能になる。例えば、第１及び第２信号の相対的なタイミング及び/又は大きさが制御され得る。
装置１０は、電極キャリヤ板１０５から評価中の対象物を離間するためのスペーサー部材を備え得る。電極キャリヤ板１０５が回転する時、スペーサー部材と対象物が回転しない。このようにして、対象物が、回転キャリヤ板１０５からの回転力から保護され、患者への不快感が低減又は除去可能である。回転可能なキャリヤ板１０５は、取り付けられる超音波プローブ１０２のための超音波窓を有し得る。窓は、板１０５を通じる開口であり得る。スペーサー膜８００は、超音波に対して透明な膜、例えば、ポリマー、例えば、高電気インピーダンスポリマーから成り得る。この例では、各電極が、スペーサー部材を通じた開口を有し得る。
図６Ａ，６Ｂ，６Ｃ，６Ｄは、電極１０３の電極アレイ１０１の例を開示する。これらの電極アレイ１０１は、回転可能であり、回転対称性を持つ。スペーサー部材は、評価中の対象物を回転電極アレイ１０１から離間するために用いられる。キャリヤ板１０５は、電気的に非導電性であり、例えば、プラスチック材料から成る。電極１０３が、電極キャリヤ板１０５の平坦面に亘り配置され、好ましくは、電極キャリヤ板１０５に凹設され、電極キャリヤ板１０５上に配置される対象物と物理的に接触しない。各電極は、ドットにより表わされる。
電極キャリヤ板１０５上において繰り返し、９０°以下の回転対称角度を有する繰り返し単位を備える構成において、電極が、電極キャリヤ板１０５上に配置される。９０°未満の回転変位により連続の位置を通じて回転される電極のパターンを用いて形成されるべき電気インピーダンスの測定を可能にする態様で電極が配置される。
図６Ａにおいて、電極１０３は、正方形マトリクスにおいて等距離に配置され、電極が、連続(continuum)に配置された正方形のコーナーに配置される。電極は、正方形の配列(tessellation)の各正方形の１つ又は複数のコーナーに配置される。そのような配置により回転対称になり、これは、９０°の倍数である。そのような配置において、配置の境界の近くにあるものを除いて、各電極は、正方形に配置された４つの最寄りの隣接電極を有する。各正方形を４つの小さな正方形に細分化することにより、より密なマトリクスを代替として提供することができる。
電極１０３は、Ｘ列Ｎ行のアレイであり、ここで、Ｘ=１，２，３，...Ｎ；Ｙ=１，２，...Ｍであり、例えば、３*１６アレイ、３*２４アレイ、５*１６アレイ、５*２４アレイであり、電極間のギャップが、任意の可能な値であり、例えば、０．０１ｍｍ，０．０２ｍｍ，０．０５ｍｍ，０．１ｍｍ，０．５ｍｍ，１ｍｍ等である。
図６Ｂにおいて、電極１０３が、三角形マトリクスにおいて等距離に配置され、電極が、連続(continuum)に配置された正三角形のコーナーに配置される。電極は、三角形の配列(tessellation)の各三角形の１つ又は複数のコーナーに配置される。三角形は、正三角形であり得る。更には、三角形が等しいサイズであり得る。そのような配列により回転対称になり、これは、６０°の倍数である。そのような配置において、配置の境界の近くにあるものを除いて、各電極は、六角形に配置された６つの最寄りの隣接電極を有する。
各正三角形を４つの小さな正正方形に細分化することにより、より密な三角形のマトリクスを代替として提供することができる。
電極１０３は、半分占有された(half-occupied)Ｘ列Ｎ行のアレイであり、ここで、Ｘ=１，２，３，...Ｎ；Ｙ=１，２，...Ｍであり、例えば、３*１６アレイ、３*２４アレイ、５*１６アレイ、５*２４アレイであり、電極間のギャップが、任意の可能な値であり、例えば、０．０１ｍｍ，０．０２ｍｍ，０．０５ｍｍ，０．１ｍｍ，０．５ｍｍ，１ｍｍ等である。
図６Ｃ及び６Ｄにおいて、電極１０３は、共通点Ｏを通過する５以上の径方向に延びる線上に配置される。２次元において、Ｎ個の径方向線が、３６０°/Ｎの角度間隔を有し、また、径方向線沿いの電極１０３間のギャップが、任意の可能な値であり、例えば、０．０１ｍｍ，０．０２ｍｍ，０．０５ｍｍ，０．１ｍｍ，０．５ｍｍ，１ｍｍ等である。
各電極の直径が１〜５μｍであり得るが、この範囲に限定されない。最も近い電極間の中心距離が、例えば、０．０１〜１ｍｍの間であり得る。
電極１０３は、皮下５〜１０ｍｍまで、通常、１〜２ｍｍの解像度で２〜４ｍｍまで測定するように構成され得る。
図７は、電気インピーダンス測定に加えて超音波測定を用いる又は用いない装置１０の例を示す。電極キャリヤ板１０５は、対象物(主体)に関して横方向２００に動かされ得る。その動きが、システム１３(不図示)により生じさせられ、これは、例えば、サーボモーターを備え得る。装置１０は、電極１０３のアレイを動かし、各場所で測定を行う。
装置は、
(i)異なる場所で対象物に関する電気インピーダンスデータを取得し；
(ii)仮定される電気モデルの伝達関数を用いて、取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所での対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定し；及び
(iii)複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する。
(i)異なる場所で対象物に関する電気インピーダンスデータを取得し；
(ii)仮定される電気モデルの伝達関数を用いて、取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所での対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定し；及び
(iii)複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する。
複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化の場所を特定することで、装置１０は、電極１０３のキャリヤ板１０５を動かし、キャリヤ板１０５の中央の開口が、皮下のマイクロ生体チャンネル、極点又は鍼治療点に対応する場所の上に位置づけられる。これにより、鍼師は、開口２０２内の鍼治療点を特定することができる。
装置１０は、肢に沿って動かされるストラップ又はバンドとして構成され得る。横方向の動きは、肢を亘るものである。
対象物に関する電気インピーダンスデータは、多数の異なる場所のそれぞれ一つである周波数帯に亘って取得され得る。
場所で変化する対象物に関するパラメトリックインピーダンス値は、決定された複数の電気インピーダンス特性の選択されたものを建設的に組み合わせることにより形成され得、また、関心物の場所が、対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値の変化により特定され得る。
超音波センサーが、開口２０２内に配置され得る。
図８は、電気インピーダンス測定に加えて超音波測定を使用し、又は使用しない装置１０の例を示す。電極キャリヤ板１０５は、２つの部分１０５Ａ及び１０５Ｂに分割される。
部分１０５Ａは、電極１０３のアレイ１０１である。このアレイは、固定され、又は動くことができ得る。例えば、対象物(主体)に対して横方向２００に動かされ得る。動きが、例えば、サーボモーターを備え得るシステム１３(不図示)により生じ得る。
部分１０５Ｂは、電極１０３のアレイ１０１である。このアレイは、動くことができ得、読み出しヘッド２１０を作動させる。図示例では、２つの読み出しヘッド２１０がある。例えば、対象物(主体)に対して横方向及び/又は縦方向に動かされ得る。動きが、例えば、サーボモーターを備え得るシステム１３(不図示)により生じ得る。
装置１０は、電極１０３のアレイを動かし、各場所で測定を行う。
装置１０は、
(i)異なる場所で対象物に関する電気インピーダンスデータを取得し；
(ii)仮定される電気モデルの伝達関数を用いて、取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所での対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定し；及び
(iii)複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する。
(i)異なる場所で対象物に関する電気インピーダンスデータを取得し；
(ii)仮定される電気モデルの伝達関数を用いて、取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所での対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定し；及び
(iii)複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する。
複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化の場所を特定することで、装置１０は、読み出しヘッド(群)２１０を動かして場所を特定する。
対象物についての電気インピーダンス特性は、多数の異なる場所のそれぞれ一つで、ある周波数帯に亘って取得され得る。
場所で変化する対象物に関するパラメトリックインピーダンス値は、決定された複数の電気インピーダンス特性の選択されたものを建設的に組み合わせることにより形成され得、また、関心物の場所が、対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値の変化により特定され得る。
上述の例において、温度制御サブシステムが用いられ、例えば、電極板１０５を介して又は独立して、対象物の一定又は微分の加熱/冷却を提供する。異なる場所での測定は、従って、固定又は可変の制御された温度条件下で行われ得る。
上述の例において、異なる場所での測定が、鍼治療なしで行われ、又は、鍼治療の過程で行われる。
温度が変化し、また鍼治療の有無といった時間変化パラメーターを適用することにより、電気インピーダンス特性の時間変化を決定することができる。これにより、鍼治療刺激の過程における極点線に沿う透過率の速度、透過方向、及び検出といったパラメーターの決定が許容され得る。動的測定は、鍼治療が与えられる時、データの変化からチャンネルにおける細胞間組織の流体の流れを検出する。装置は、また、赤血球について１〜３ＭＨｚの特性周波数に従って、極点チャンネルと血管の差も言い分けることができる。
異なる性、年齢、正常及び非正常集団のデータと、対象物の測定された電気インピーダンス特性を比較するためにデータベースが用いられ得る。
本発明の実施形態が、様々な非限定の例を参照して先行の段落で記述したが、それらの例に対する変更が、請求された発明の範囲から逸脱することなく可能であるものと理解されるべきである。
特に重要であるものと見込まれる発明の特徴に注意を引くべく上述の明細書において努めたが、出願人は、先に言及した及び/又は添付図面に示された任意の特許可能な特徴又は特徴の組み合わせに関して保護を要求するものと理解されるべきである。
Claims (29)
- 対象物の１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するための方法であって、該方法は、
(i) 異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；及び
(iii) 複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する工程を含む。 - 電気インピーダンス検出を実行するための電極アレイを用いて、対象物に対して第１電気信号を適用することにより対象物についての電気インピーダンスデータを取得し、
対象物に特有の電気応答信号を受け取り、
電気応答信号の指標である第１出力信号を提供することを含む、請求項１に記載の方法。 - 電極アレイの少なくとも一部又は全体を動かして異なる場所で電気インピーダンス検出を行うことを含む、請求項２に記載の方法。
- ヒトの肢に亘り横方向に電極アレイの少なくとも一部又は全体を物理的に動かして異なる場所で電気インピーダンス検出を行うことを含む、請求項２に記載の方法。
- 電極アレイの少なくとも一部又は全体を物理的に動かし、電極アレイ用のキャリヤ板の開口が特定された場所に対応する場所上に位置づけられる、請求項２に記載の方法。
- 超音波センサーが開口内に配置される、請求項５に記載の方法。
- 電極アレイが、お互いに対する移動のために構成された２つの部分に分割される、請求項２乃至６のいずれか一項に記載の方法。
- 電極アレイの部分の一つを動かし、ユーザーに対して特定された場所を特定することを含む、請求項７に記載の方法。
- 特定された場所が、ヒトの形態及び/又は皮下のマイクロ生体チャンネル及び/又は皮下の微量の低い液圧抵抗及び/又は極点及び/又は鍼治療点の場所を特定する、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の方法。
- 加熱/冷却を提供することを含む、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の方法。
- 使用に際して、対象物の生体組織に対して動くように構成された装置の可動素子上に電極アレイが実装される、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の方法。
- 可動素子が窓を有する、請求項１１に記載の方法。
- 窓は、可動素子における開口である、請求項１２に記載の方法。
- 電極アレイの電極が、窓上に存在しない、請求項１２又は１３に記載の方法。
- 可動素子と対象物の間でスペーサー部材を用いることを含む、請求項１１、１２、１３又は１４に記載の方法。
- スペーサー部材は、超音波に対して透明であり、非導電性である、請求項１５に記載の方法。
- スペーサー部材の開口は、使用に際して、電極アレイの電極に対するアライメントのために構成される、請求項１５又は１６に記載の方法。
- スペーサー部材の開口は、構成において対称に設けられ、電極アレイの電極は、構成において、対応して対称に設けられる、請求項１５、１６又は１７に記載の方法。
- 超音波トランスデューサを用いて、対象物に第１超音波信号を適用することにより超音波検出を実行し、対象物に特有の超音波応答信号を受け取り、及び、超音波応答信号の指標である第２出力信号を提供することを含む、請求項１乃至１８のいずれか一項に記載の方法。
- 対象物に対して超音波プローブの少なくとも一部又は全体を動かすことを更に含む、請求項１９に記載の方法。
- 電気モデルは、第３インピーダンスに対して並列接続された、第１及び第２の直列接続されたインピーダンスを仮定し、又は、電気モデルは、別の抵抗器に対して並列接続された、コンデンサとこれに直列接続された抵抗器を仮定する、請求項１乃至２０のいずれか一項に記載の方法。
- 電気モデルがフラクタルモデルであり、任意の解像度で使用可能である、請求項１、２又は３に記載の方法。
- 電気インピーダンス特性は、
周波数下限でのインピーダンス；
周波数上限でのインピーダンス；
インピーダンスに変化がある緩和周波数fr；
その緩和周波数でのインピーダンス；及び
その緩和周波数でのインピーダンス勾配を含む群から選択される、請求項１乃至２２のいずれか一項に記載の方法。 - 異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得することが、ある周波数帯に亘って異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得することを含む、請求項１乃至２３のいずれか一項に記載の方法。
- 周波数帯が、０〜１００ＭＨｚである、請求項２４に記載の方法。
- 対象のヒトの１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するための装置であって、
(i) 人体の異なる場所で対象のヒトについて電気インピーダンスデータを取得する手段；
(ii) 場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定するべく、仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析する手段；及び
(iii) 複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する手段を含む、装置。 - 対象物の１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するためのシステムであって、
異なる場所で対象物について電気インピーダンスデータを取得する手段；
場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定するべく、仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析する手段；及び
複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定する手段を含む、システム。 - 対象物の１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するためのコンピュータープログラムであって、プロセッサーに対して指令を提供し、
場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定するべく、仮定される電気モデルの伝達関数を用いて電気インピーダンスデータを分析させ、
複数の電気インピーダンス特性の１つ又は複数のものの変化により特定される場所を特定させる、コンピュータープログラム。 - 対象物の１つ又は複数の電気インピーダンス特性の変化の場所を特定するための方法であって、
(i) 異なる場所である周波数帯に亘って対象物について電気インピーダンスデータを取得する工程；
(ii) 仮定される電気モデルの伝達関数を用いて取得した電気インピーダンスデータを分析し、場所による対象物に関する複数の電気インピーダンス特性の変化を決定する工程；
(iii) 決定された複数の電気インピーダンス特性の選択されたものを建設的に組み合わせ、場所により変化する対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値を提供する工程；及び
(iv) 対象物に関する少なくとも１つのパラメトリックインピーダンス値の空間的な変化により特定される場所を特定する工程を含む。
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