JP4391697B2 - 体積測定に関する生理学的測定システム - Google Patents

Description

【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）ｌｉｍΣＵ_ｌｏｏｐ
ｓ→０ ｓ→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、ＣＤ４０１６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、Ｌａｖｅｎｂｅｒｇ−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１０７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１０７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１００ｋＨｚ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５０ｃｍ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１０×１０ｃｍ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、２００ｃｍ^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１００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。１００ｋＨｚ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９０ｃｍ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１９２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。

Claims (60)

1. 哺乳動物の変化する断面積又は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強固に構成されるように適合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であって、前記固定コイル手段が電流によって励起された場合、均一な磁場を前記導電性コイル手段の周りに形成する、固定コイル手段；
   ｃ．前記導電性コイル手段又は前記固定コイル手段に前記哺乳動物の体積又は断面積における変化と共に変化する誘導電圧を発生するために、前記他方のコイル手段に交流電流を選択的に供給し得る、電流生成手段；及び
   ｄ．前記誘導電圧の測定又は前記コイル手段中の電流によって生成された磁場の測定に基づいた信号を受信し、前記信号を体積値又は断面積値に変換するための計算手段；
   を備える、哺乳動物の変化する断面積又は体積を測定するシステム。
2. 前記電流を受信しない前記コイル手段における前記誘導電圧が、哺乳動物の呼吸作用及び前記コイル手段の変化する面積に基づいて時間的に変化する、哺乳動物の少なくとも一部分の呼吸作用に基づく体積の変化を測定するために使用される、請求項１に記載のシステム。
3. 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２に記載のシステム。
4. 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２に記載のシステム。
5. 前記電流生成手段が、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アンペアの電流を生成する、請求項２に記載のシステム。
6. 前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物の胸郭領域及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２に記載のシステム。
7. 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、及び前記電流生成手段と電気的に結合されている、請求項２に記載のシステム。
8. 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、及び前記電流生成手段と電気的に接続され、前記検出及び制御手段が、前記哺乳動物の胸郭領域及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。
9. 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。
10. 前記電流生成手段が、前記誘導コイル手段において電流を生成し、さらに、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２に記載のシステム。
11. 前記電流生成手段が、信号発生器及び生成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２に記載のシステム。
12. 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２に記載のシステム。
13. 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 は前記基準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３に記載のシステム。
14. 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２に記載のシステム。
15. 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１４に記載のシステム。
16. 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及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１５に記載のシステム。
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２に記載のシステム。
18. 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２に記載のシステム。
19. 前記計算手段は、測定される哺乳動物の一部分の検出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、請求項２に記載のシステム。
20. 前記コイル手段の１個において生成された誘導電圧が前記コイル手段内の真の面積を表し、かつ、前記コイル手段が、前記信号及び断面積を哺乳動物の心臓の機能に起因して時間的に変化させながら、前記哺乳動物の一部分あるいは複数の部分の種々の外周のまわりに緊密に構成されている、哺乳動物の少なくとも一部分内の、心臓機能に起因して変化する断面積を測定するように適合された、請求項１に記載のシステム。
21. 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２０に記載のシステム。
22. 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２０に記載のシステム。
23. 前記電流生成手段が、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アンペアの電流を生成する、請求項２０に記載のシステム。
24. 前記導電性コイル手段が、前記哺乳動物の胸郭領域及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２０に記載のシステム。
25. 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、及び前記電流生成手段と電気的に結合されている、請求項２０に記載のシステム。
26. 前記検出及び制御手段が、前記哺乳動物の胸郭領域及び腹部領域の断面積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含む、請求項２５に記載のシステム。
27. 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２６に記載のシステム。
28. 前記電流生成手段が、前記導電性コイル手段に電流を生成し、前記電流を、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２０に記載のシステム。
29. 前記電流生成手段が、信号発生器及び生成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２０に記載のシステム。
30. 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２０に記載のシステム。
31. 瞬間的な体積Ｖが、前記誘導電圧を受信する前記コイル手段における体積出力信号の電圧読取り値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 は前記基準コイルを取り付けたときの体積信号の電圧読取り値である；
    を用いて計算することができるように、前記導電性コイル手段が電気的に直列に結合されている、請求項２１に記載のシステム。
32. 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均一な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２０に記載のシステム。
33. 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３２に記載のシステム。
34. 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及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３３に記載のシステム。
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等しい間隔をおいた導電性コイル・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２０に記載のシステム。
36. 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、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２０に記載のシステム。
37. 前記計算手段は、前記哺乳動物の前記部分の検出された断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、請求項２０に記載のシステム。
38. 哺乳動物の少なくとも一部分の変化する体積又は断面積を測定する方法であって：
    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導電性コイル手段を構成するステップ；
    ｂ．前記哺乳動物及び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が電流によって励起さ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生成させて他方のコイル手段に、誘導電圧信号であって、その誘導電圧は前記哺乳動物の体積又は断面積において時間的に変化する、誘導電圧信号を生成するステップ；
    を含む、哺乳動物の少なくとも一部分の変化する体積又は断面積を測定する方法。
39. 前記電流生成ステップが約１０ｋＨｚ乃至約２００ｋＨｚの周波数範囲で約１ミリアンペア乃至約１アンペアの電流を生成する、請求項３８に記載の方法。
40. さらに、前記導電性コイル手段を前記哺乳動物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３８に記載の方法。
41. 導電性コイル手段を構成するステップが前記哺乳動物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４０に記載の方法。
42. 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、及び前記電流生成手段と電気的に結合されている、請求項４１に記載の方法。
43. さらに、前記検出及び制御手段に前記哺乳動物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４２に記載の方法。
44. 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哺乳動物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４２に記載の方法。
45. 前記電流生成手段が、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３８に記載の方法。
46. 前記検出及び制御手段が、増幅器及び前記生成された電流を受け入れる前記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３８に記載の方法。
47. 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３８に記載の方法。
48. 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４０に記載の方法。
49. 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３８に記載の方法。
50. 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及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４９に記載の方法。
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哺乳動物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、前記哺乳動物の前記部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コイル・ループが前記哺乳動物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３８に記載の方法。
52. 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哺乳動物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、前記哺乳動物の前記部分に生ずる形の変化に関わりなく前記コイル・ループが前記哺乳動物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３８に記載の方法。
53. さらに、測定される前記哺乳動物の前記部分の検出された断面積又は体積を表す信号を受信するように適合された計算手段を提供するステップと、さらに、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ステップを含む、請求項３８に記載の方法。
54. 前記電流は、時間的に変化する磁場を形成するために前記固定コイル手段において生成され、さらに、前記導電性コイル手段において誘導された電圧を測定するステップを含む、請求項３８に記載の方法。
55. 前記導電性コイル手段が、一定で既知の間隔を置いて配置された導電性コイル・ループを含み、電圧を測定して体積を計算するステップが、前記ループ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、及び前記ループ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５４に記載の方法。
56. 哺乳動物の変化する断面積又は体積を測定する装置であって：
    ａ．少なくとも前記哺乳動物の一部分の表面に添うように適合された導電性コイル手段；
    ｂ．少なくとも前記哺乳動物の一部分を囲むに充分な大きさの、時間的に変化する磁界を発生するための手段であって、少なくとも前記哺乳動物の一部分から離れて配置される前記手段；
    ｃ．前記導電性コイル手段に接続された電圧監視手段；を含み、
    前記表面の運動は前記導電性コイル手段における誘導電圧において少なくとも前記哺乳動物の一部分の運動と相関する測定可能な変化を生成し、前記電圧監視手段は、一連のアルゴリズム・ステップを実行して少なくとも前記哺乳動物の一部分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、哺乳動物の変化する断面積又は体積を測定する装置。
57. 前記導電性コイル手段が人体の一つ以上の部分に沿うように適合されている、請求項５６に記載の装置。
58. 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１に記載のシステム。
59. さらに、前記哺乳動物の断面積又は体積における変化を計算するために、コイル手段間で誘導結合係数を計算するステップを含む、請求項３８に記載の方法。
60. さらに、前記誘導電圧の測定または前記コイル手段における前記電流によって生成された前記磁場の測定に基づく信号を受信し、さらに、前記信号を体積または断面積値に変換するステップを含む、請求項３８に記載の方法。

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