JP5469571B2 - Biological electrical impedance tomography measuring device - Google Patents
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Description
この発明は、生体断面における組織に関する電気的特性値を非侵襲で測定し表示する、生体の電気的インピーダンス断層像測定装置に関するものである。 The present invention relates to a living body electrical impedance tomographic image measuring apparatus that non-invasively measures and displays electrical characteristic values related to a tissue in a living body cross section.
従来、ＥＩＴ（Electrical Impedance Tomography)と称される電気インピーダンスＣＴが知られている。この装置は、生体表面に、例えば心電図用電極を水平かつ等間隔に８枚貼着し、微弱な定電流を加えることにより、体表面に生じる電位分布から生体内部の電気インピーダンスを求めて断層画像を得るものである。 Conventionally, an electrical impedance CT called EIT (Electrical Impedance Tomography) is known. This device obtains the electrical impedance inside the living body from the potential distribution generated on the body surface by, for example, attaching 8 electrocardiogram electrodes horizontally and at equal intervals to the living body surface and applying a weak constant current tomographic image. Is what you get.
このＥＩＴは、電極を貼るだけであるから非侵襲で拘束性が少なく、装置が小型であり、可搬性があり、測定に特別な技術を要することがなく、リアルタイムの画像を得ることができ、長時間の測定が可能である等の利点を有する。しかしながら、従来のＥＩＴにあっては、電気インピーダンスの相対的な変化量のみが得られるものであり、電気インピーダンスの絶対値を得るものではなかった。肺を例に取ると、従来のＥＩＴでは、肺内ガス量が変化していることや他の装置との組合せて校正することにより換気量を知ることはできたが、図２０に示す肺気量分画において、病態を反映する残気量（ＲＶ）や機能的残気量（ＦＲＣ）を直接的に測定することが困難であるため、換気量が正常であることは分かっても、疾患を抱えた状態の呼吸であるかどうかまでは判断することができなかった。 This EIT is only non-invasive because it only sticks electrodes, the device is small, the device is small, portable, no special techniques are required for measurement, and real-time images can be obtained. There is an advantage that measurement can be performed for a long time. However, in the conventional EIT, only the relative change amount of the electrical impedance is obtained, and the absolute value of the electrical impedance is not obtained. Taking the lung as an example, in the conventional EIT, it was possible to know the ventilation volume by changing the gas volume in the lung or by calibrating it in combination with other devices. It is difficult to directly measure the residual air volume (RV) and functional residual air volume (FRC) reflecting the pathological condition in the volume fraction, so even though it is known that the ventilation volume is normal, I couldn't judge whether I was breathing in the state of holding.
上記に対し、近年においては、電気インピーダンスの絶対値を得るＥＩＴが開発されるに到っている。例えば、関心領域におけるインピーダンス分布を、予測された境界電圧と実測された境界電圧の最小２乗誤差を生成して反復的な処理により収束させて電気インピーダンスの絶対値を得るものが知られている（特許文献１参照）。 On the other hand, in recent years, an EIT for obtaining an absolute value of electrical impedance has been developed. For example, it is known that an impedance distribution in a region of interest is generated by generating a least square error between a predicted boundary voltage and an actually measured boundary voltage, and converged by an iterative process to obtain an absolute value of electrical impedance. (See Patent Document 1).
しかしながら、上記の手法によって得られた電気インピーダンスの絶対値は、幾つかの正解の一つに過ぎず、他の装置を用いたキャリブレーションを要する、などの問題点があった。 However, the absolute value of the electrical impedance obtained by the above method is only one of several correct answers, and there is a problem that calibration using another device is required.
また、所定の臓器全体の平均値として絶対的電気インピーダンスを推定後、これを基準値として局所的な相対的インピーダンスと合算して、局所的な絶対的インピーダンスを計算する方法も知られているが、臓器の局所的な基準値は臓器全体で平均にしたものとの乖離が大きいため、得られる局所的な絶対的インピーダンスの精度に問題があった。 In addition, there is also known a method of calculating a local absolute impedance by estimating an absolute electrical impedance as an average value of an entire predetermined organ and adding this to a local relative impedance as a reference value. Since the local reference value of the organ is largely different from the average value for the whole organ, there is a problem in the accuracy of the obtained local absolute impedance.
本発明は上記のような生体の電気的インピーダンス断層像測定装置の現状に鑑みてなされたもので、その目的は、実測値が求まると、これに対応する電気的特性値の絶対値を一意に得ることができる生体の電気的インピーダンス断層像測定装置を提供することである。 The present invention has been made in view of the current state of the living body electrical impedance tomogram measuring apparatus as described above, and its purpose is to uniquely determine the absolute value of the electrical characteristic value corresponding to the actual measurement value. It is an object of the present invention to provide a biological electrical impedance tomographic image measuring apparatus that can be obtained.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置は、生体の臓器や組織の位置およびその電気的特性に基づき、前記生体断面を多数のメッシュに分割し、各メッシュの電気的特性値を複数（ｎ）に変化させて演算可能な３次元以上の数学モデルを作成する数学モデル作成手段と、定電流を印加するための入力ペア電極と電位差を検出するための出力ペア電極とを含む生体の表面の所定の位置を囲繞するように貼着された複数の電極と、前記入力ペア電極に定電流を印加する定電流印加手段と前記数学モデルを用いて任意のメッシュの電気的特性値を複数（ｎ）変化させ、前記入力ペア電極に定電流を印加した場合に、前記出力ペア電極にそれぞれ発生する複数（ｎ）の第一の電位差（Ｄｍｏｄｅｌ）を算出する第一の算出手段と、前記入力ペア電極に定電流を印加した場合に、前記出力ペア電極に発生する第二の電位差（Ｄｍｅａｎ）を測定する測定手段と、前記複数（ｎ）の第一の電位差と前記第二の電位差を用いて、各画素に対応した複数（ｎ）の電気的特性値を算出する第二の算出手段と、前記複数（ｎ）の電気的特性値から各画素における最適な電気的特性値を推定し決定する決定手段と、各画素における最適な電気的特性値に基づき断層画像を表示する断層画像表示制御手段と、を備えることを特徴とする。 The electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention divides the cross section of the living body into a number of meshes based on the positions of the organs and tissues of the living body and the electrical characteristics thereof, and sets a plurality (n 3) a mathematical model creation means for creating a mathematical model of three or more dimensions that can be calculated by changing the above and an input pair electrode for applying a constant current and an output pair electrode for detecting a potential difference. A plurality (n) of electrical characteristics values of an arbitrary mesh using a plurality of electrodes pasted so as to surround a predetermined position, a constant current applying means for applying a constant current to the input pair electrodes, and the mathematical model A first calculating means for calculating a plurality of (n) first potential differences (Dmodel) respectively generated at the output pair electrodes when a constant current is applied to the input pair electrodes; A measuring means for measuring a second potential difference (Dmean) generated at the output pair electrode when a constant current is applied to the first electrode; and the plurality of (n) first potential differences and the second potential difference. A second calculating means for calculating a plurality (n) of electrical characteristic values corresponding to each pixel, and estimating and determining an optimum electrical characteristic value for each pixel from the plurality (n) of electrical characteristic values. And a tomographic image display control unit for displaying a tomographic image based on an optimal electrical characteristic value in each pixel.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置では、前記電気的特性値とは、抵抗率、導電率、誘電率、透磁率、のいずれか一つである
ことを特徴とする。
In the electrical impedance tomogram measuring apparatus according to the present invention, the electrical characteristic value is any one of resistivity, conductivity, dielectric constant, and magnetic permeability.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置では、前記決定手段は、前記第二の算出手段により算出される各画素に対応した複数（ｎ）の電気的特性値の二乗又は絶対値が最小であるものを最適な電気的特性値と決定することを特徴とする。 In the electrical impedance tomographic image measurement apparatus according to the present invention, the determination means has a minimum square or absolute value of a plurality (n) of electrical characteristic values corresponding to each pixel calculated by the second calculation means. It is characterized by determining a certain value as an optimum electrical characteristic value.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置は、更に得られた最適な電気的特性値を基に病態を推定する病態推定手段を備えることを特徴とする。 The electrical impedance tomographic image measurement apparatus according to the present invention further includes a pathological condition estimating means for estimating a pathological condition based on the obtained optimal electrical characteristic value.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置では、前記第一の算出手段は、予め定められた生体内の組織の電気的特性値を用いて、第一の電位差を推定することを特徴とする。 In the electrical impedance tomogram measuring apparatus according to the present invention, the first calculation means estimates the first potential difference using a predetermined electrical characteristic value of the tissue in the living body. .
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置では、前記入力ペア電極と前記出力ペア電極とは異なる電極の組み合わせであり、組み合わせを順次変更を繰り返し、連続的に前記複数（ｎ）の第一の電位差（Ｄｍｏｄｅｌ）と、前記第二の電位差（Ｄｍｅａｎ）が生成されることを特徴とする。 In the electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention, the input pair electrode and the output pair electrode are different electrode combinations, and the combination is sequentially changed, and the plurality (n) of the first (n) first A potential difference (Dmodel) and the second potential difference (Dmean) are generated.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置は、更に所定の領域を選択する領域選択手段を備え、前記数学モデル作成手段は選択された領域内に含まれる各画素に対応する各メッシュの電気的特性値を複数（ｎ）以上に変化させ、前記断層画像表示制御手段は、選択された領域について断層画像を表示することを特徴とする。 The electrical impedance tomographic image measurement apparatus according to the present invention further includes region selection means for selecting a predetermined region, and the mathematical model creation means is configured to electrically connect each mesh corresponding to each pixel included in the selected region. The characteristic value is changed to a plurality (n) or more, and the tomographic image display control means displays a tomographic image for the selected region.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置は、更に前記測定手段により測定した結果を補正する補正手段を備え、前記補正手段は、Ｃｏｌｅ−Ｃｏｌｅ方程式を用いて、生体に実際に印加する定電流よりも高い周波数を印加した場合に得られる電気的特性値に補正することを特徴とする。 The electrical impedance tomographic image measurement apparatus according to the present invention further includes a correction unit that corrects a result measured by the measurement unit, and the correction unit uses a Cole-Cole equation to apply a constant current that is actually applied to a living body. It is characterized by correcting to an electrical characteristic value obtained when a higher frequency is applied.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置によれば、測定手段により測定された複数の出力ペア電極からの電位差に基づき、各画素に対応した最適な電気的特性値の絶対値をリアルタイムで得ることができる。 According to the electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention, the absolute value of the optimum electrical characteristic value corresponding to each pixel is obtained in real time based on the potential difference from the plurality of output pair electrodes measured by the measuring means. be able to.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置によれば、所定の領域を選択する領域選択手段を備え、選択された所定の領域に対応する前記数学モデルの各メッシュの電気的特性値を複数（ｎ）以上に変化させ、最終的に、複数（ｎ）以上の電気的特性値から各画素における最適な電気的特性値を推定し決定することにより、所定の領域における電気的特性値をより正確に推定することが可能となる。 According to the electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention, the electrical impedance tomographic image measuring apparatus includes a region selecting unit that selects a predetermined region, and a plurality of electrical characteristic values of each mesh of the mathematical model corresponding to the selected predetermined region ( n) or more, and finally, by estimating and determining the optimum electrical characteristic value for each pixel from a plurality (n) or more of the electrical characteristic values, the electrical characteristic value in a predetermined region can be more accurately determined. Can be estimated.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置によれば、各画素における最適な電気的特性値に基づく断層画像を表示することにより、生体内部の状態をリアルタイムで直感的に把握することが可能となる。肺を例に取れば、電気インピーダンスの絶対値に一対一で対応する肺内の局所的なガス量をリアルタイムかつ連続的に推定することが可能となり、ＥＩＴを含む従来の機器では困難であった残気量（ＲＶ）や機能的残気量（ＦＲＣ）を直接的に測定することが可能となり、病態を推定することも可能となる。 According to the electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention, it is possible to intuitively grasp the internal state of the living body in real time by displaying the tomographic image based on the optimum electrical characteristic value in each pixel. Become. Taking the lung as an example, it becomes possible to estimate the local gas amount in the lung corresponding to the absolute value of the electrical impedance on a one-to-one basis in real time, which is difficult with conventional devices including EIT. It becomes possible to directly measure the residual air volume (RV) and the functional residual air volume (FRC), and to estimate the pathological condition.
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置によれば、従来、検査室に移動して専用の機器を用いないと知ることのできなかった生体内の状態をベッドサイドで連続的にモニタリングすることが可能となるため、例えば集中治療室における患者の換気機能について、病態を非侵襲で迅速に推定し、人工呼吸器によるＲｅｃｒｕｉｔｍｅｎｔ等の処置を安全かつ適切に実施することが可能となる。 According to the electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention, it is possible to continuously monitor the in-vivo state at the bedside, which could not be known without moving to an examination room and using a dedicated device. Therefore, for example, regarding a patient's ventilation function in an intensive care unit, it is possible to quickly and non-invasively estimate a disease state, and to safely and appropriately perform treatment such as recruitment using a ventilator.
以下添付図面を参照して、本発明に係る生体の電気的インピーダンス断層像測定装置の実施例を説明する。各図において、同一の構成要素には同一の符号を付して重複する説明を省略する。図１には、本発明に係る生体の電気的インピーダンス断層像測定装置の実施形態を示す構成図が示されている。この装置は、電位差検出手段を構成する電極部１０と電極制御部２０を備え、電極制御部２０がコンピュータシステム３０に接続されている。 Embodiments of a bioelectrical impedance tomographic image measurement apparatus according to the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. In each figure, the same components are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted. FIG. 1 is a configuration diagram showing an embodiment of a biological electrical impedance tomogram measuring apparatus according to the present invention. This apparatus includes an electrode unit 10 and an electrode control unit 20 that constitute a potential difference detection unit, and the electrode control unit 20 is connected to a computer system 30.
コンピュータシステム３０は、ＣＰＵや主記憶部及び外部記憶部などを含む本体部３１と、本体部３１に接続されたＬＥＤなどにより構成される表示部３２とキーボードやマウスなどにより構成される入力部３３とを備えている。本体部３１には、ＦＥＭ（有限要素法）などの３次元以上の数学モデルを作成する数学モデル作成手段３４としてのソフトウエアが備えられている。 The computer system 30 includes a main unit 31 including a CPU, a main storage unit, an external storage unit, and the like, a display unit 32 including LEDs connected to the main unit 31, and an input unit 33 including a keyboard and a mouse. And. The main body 31 is provided with software as mathematical model creation means 34 for creating a mathematical model of three or more dimensions such as FEM (finite element method).
３次元胸部数学モデルを例とすると、健常男性１名のＸ線ＣＴ画像を参考にして、ＣＴ画像を図３に示すように組織ごとに領域分けして、領域に組織番号を付して数学モデル作成手段３４に保持させる。各組織と番号及び抵抗率の対応関係を示す表１の内容を有するデータベースを備え、対応付けを行うことが可能としておく。上記の領域分け処理は、例えば1.3ｍｍスライス幅のＣＴ画像２３４枚（鎖骨から腎上部）に対して行う。 Taking a 3D chest mathematic model as an example, referring to an X-ray CT image of one healthy male, the CT image is divided into regions for each tissue as shown in FIG. The model creating means 34 holds the model. A database having the contents of Table 1 showing the correspondence between each organization, number, and resistivity is provided so that the association can be performed. The region dividing process is performed on, for example, 234 CT images having a 1.3 mm slice width (from the clavicle to the upper kidney).
次に、３次元胸部数学モデルに対し、図１の電極部１０における電極１１−１〜１１−８を含む各電極（例えば、縦６．５ｍｍ、横５ｍｍ）を設定する。具体的には、図４に示すようにスライス画像に中心から等角度の８本線ｌを引き、生体表面に横５ｍｍの電極をプロットし、例えば1.3ｍｍスライス幅のＣＴ画像を所定枚数重ねることにより電極の縦の寸法に対応させる。 Next, each electrode (for example, 6.5 mm in length and 5 mm in width) including the electrodes 11-1 to 11-8 in the electrode unit 10 of FIG. 1 is set for the three-dimensional chest mathematical model. Specifically, as shown in FIG. 4, eight slices l of equal angles from the center are drawn on the slice image, 5 mm wide electrodes are plotted on the surface of the living body, and for example, a predetermined number of 1.3 mm slice width CT images are overlaid. It corresponds to the vertical dimension of the electrode.
一例として、要素数2,660960、節点数527,571を有する３次元胸部数学モデルの平面図を図５に示す。図５は、紙面に垂直な奥側が頭部であり、脊髄５１の位置から明らかな通り、図５の上方が腹部側であり、下方が背中側である。主な臓器として、心臓５２、右肺５３、左肺５４が示されている。なお、図５では、１スライス面に１６個の電極が設定されているが、これは、正中切開患者のように電極位置を変えてＥＩＴデータを得る必要がある場合に備えたものである。 As an example, FIG. 5 shows a plan view of a three-dimensional chest mathematical model having 2,660960 elements and 527,571 nodes. In FIG. 5, the back side perpendicular to the paper surface is the head, and as is clear from the position of the spinal cord 51, the upper side of FIG. 5 is the abdomen side and the lower side is the back side. A heart 52, right lung 53, and left lung 54 are shown as main organs. In FIG. 5, 16 electrodes are set on one slice plane. This is for the case where it is necessary to obtain EIT data by changing the electrode position as in a midline incision patient.
次に、上記の構築された３次元胸部数学モデルについて第一の算出手段３５を用いて電極１１−１〜１１−８のいずれかの入力ペア電極（例えば、１１−１＆１１−２）に細胞壁を直進する高い周波数（例えば数ＭＨｚ以上）の定電流を印加したときの、入力ペア電極とは異なる組み合わせの出力ペア電極（電極１１−１〜１１−８の組み合わせ）から出力される電位差を、肺野の抵抗率を変えてシミュレーションする。 Next, a cell wall is formed on any of the input pair electrodes (for example, 11-1 & 11-2) of the electrodes 11-1 to 11-8 using the first calculation means 35 for the constructed three-dimensional chest mathematical model. A potential difference output from an output pair electrode (a combination of electrodes 11-1 to 11-8) different from an input pair electrode when a constant current of a high frequency (for example, several MHz or more) is applied. Simulation with varying field resistivity.
次に、入力ペア電極を別のペア（例えば、１１−２＆１１−３）に変えて同様に電位差をシミュレーションする。以下同様に、電極１１−１〜１１−８のいずれかのペア全てについて、順次に入力ペア電極として、同様に電位差をシミュレーションする。他のスライスに電極１１−１〜１１−８以外の電極が配置されている場合についても同様にして電位差のシミュレーションを行う。 Next, the input pair electrode is changed to another pair (for example, 11-2 & 11-3), and the potential difference is similarly simulated. Similarly, the potential difference is similarly simulated for all the pairs of the electrodes 11-1 to 11-8 as input pair electrodes sequentially. In the case where electrodes other than the electrodes 11-1 to 11-8 are arranged in other slices, the potential difference is similarly simulated.
肺野の抵抗率変化の一例として、肺抵抗率は個人差があるものの、通常、健常者の肺は５Ωｍ以上であり、肺炎の肺では３Ωｍ以下であることが多いことから、肺の抵抗率を５〜16.7Ωｍの間において８段階（5、5.55、6.25、7.14、8.33、10、12.5、16.7Ωｍ）に変化させ、電極Ｄ１〜Ｄ８の入力ペア電極に１ｍＡの定電流を印加したシミュレーションについて説明する。なお、実際のシミュレーションでは導電率を用いるため、上記抵抗率と導電率の換算表を表２に示す。 As an example of changes in the resistivity of the lung field, although there are individual differences in the lung resistivity, the normal lungs are usually 5 Ωm or more, and the pneumonia lungs are often 3 Ωm or less. A simulation of changing 1 to 8 steps (5, 5.55, 6.25, 7.14, 8.33, 10, 12.5, 16.7Ωm) between 5 and 16.7Ωm and applying a constant current of 1mA to the input pair electrodes of electrodes D1 to D8 explain. In addition, in order to use electrical conductivity in actual simulation, the conversion table of the said resistivity and electrical conductivity is shown in Table 2.
図５の電極Ｄ１〜Ｄ８において、縦方向に入力ペア電極をとり、横方向に出力ペア電極をとり、肺の抵抗率を16.7Ωｍとして出力ペア電極から得られた電位差を表にして示すと図６の通りになる。入力出力が同じペアによる検出は不正確となるので、０とする。また、出力ペア電極に入力ペア電極の一つを含む場合の電位差も不正確と思われる。 In the electrodes D1 to D8 in FIG. 5, the input pair electrodes are taken in the vertical direction, the output pair electrodes are taken in the horizontal direction, and the potential difference obtained from the output pair electrodes is shown in a table with the lung resistivity being 16.7 Ωm. It becomes 6 streets. Detection by the same input / output pair is inaccurate, and is set to 0. In addition, the potential difference when the output pair electrode includes one of the input pair electrodes seems to be inaccurate.
以上の不適切と思われる場合を除いた電位差データは４０通りとなるため、それぞれについて設定した８つの抵抗率（導電率）に対する８つの電位差から回帰曲線を算出し、実質、多段階に抵抗率を変化させた場合の電位差をシミュレートすることが可能である。 Since there are 40 potential difference data excluding cases that seem to be inappropriate as described above, a regression curve is calculated from 8 potential differences with respect to 8 resistivity (conductivity) set for each, and the resistivity is substantially multi-stepped. It is possible to simulate the potential difference when changing.
一例として、電極Ｄ１，Ｄ２を入力ペア電極とし、電極Ｄ３，Ｄ４の出力ペア電極から得られる電位差によって作成される回帰曲線を図７に示す。また、電極Ｄ２，Ｄ３を入力ペア電極とし、電極Ｄ４，Ｄ５の出力ペア電極から得られる電位差によって作成される回帰曲線を図８に示す。それぞれの図に寄与率Ｒ2を示してあるが、いずれも0.99以上となり、高い相関が得られた。 As an example, FIG. 7 shows a regression curve created by the potential difference obtained from the output pair electrodes of the electrodes D3 and D4, with the electrodes D1 and D2 as input pair electrodes. FIG. 8 shows a regression curve created by the potential difference obtained from the output pair electrodes of the electrodes D4 and D5, with the electrodes D2 and D3 as input pair electrodes. Each figure shows the contribution ratio R 2 , which was 0.99 or more, and a high correlation was obtained.
上述の回帰曲線を算出する代わりに抵抗率を細かく多段階に変化させて、図６のようなマトリクスを抵抗率毎（上記の例では８段階）に算出し、第一の算出手段３５により対象組織に対して設定された抵抗率と出力ペア電極から検出される電位差との対応関係のデータベース３６（図１）として構成してもよい。 Instead of calculating the above-described regression curve, the resistivity is finely changed in multiple stages, a matrix as shown in FIG. 6 is calculated for each resistivity (in the above example, 8 stages), and the first calculation means 35 applies the target. You may comprise as the database 36 (FIG. 1) of the correspondence of the resistivity set with respect to the structure | tissue, and the electric potential difference detected from an output pair electrode.
図９に、上記のシミュレーションにおいて得られた電流分布の例を示す。輝度の高い部分が電流密度の高い部分であり、電流が多く流れていることを示す。この図９において、左上部分において電流密度が高いのは電極Ｄ１，Ｄ２を入力ペア電極としているためである。また、肺は抵抗が高いために電流が多くは流れず、抵抗の低い心臓や肺の周囲に存在する血管や脂肪などに多くの電流が集中することが分かる。 FIG. 9 shows an example of the current distribution obtained in the above simulation. A portion with high luminance is a portion with high current density, which indicates that a large amount of current flows. In FIG. 9, the current density is high in the upper left part because the electrodes D1 and D2 are input pair electrodes. Further, it can be seen that since the lung has high resistance, a large amount of current does not flow, and a large amount of current concentrates on the low resistance heart, blood vessels and fats existing around the lung, and the like.
次に、測定手段２２（図１）について説明する。電極部１０には、例えば８個の電極１１−１〜１１−８が備えられ、生体の表面を囲繞するように貼着される。ここに、生体の表面は、目的に応じて、頭部、胴体、四肢等の所要部における表面とすることができるが、ここでは胸部を対象とし、呼吸による肺の状態変化の測定を例示する。電極１１−１〜１１−８は、生体に等間隔に生体に貼着される。電極１１−１〜１１−８は、図２に示されるように複数スライスに配置しても良い。 Next, the measuring means 22 (FIG. 1) will be described. The electrode unit 10 includes, for example, eight electrodes 11-1 to 11-8 and is attached so as to surround the surface of the living body. Here, the surface of the living body can be a surface of a required part such as the head, torso, and extremity according to the purpose, but here, the measurement of lung state change due to respiration is exemplified for the chest. . The electrodes 11-1 to 11-8 are attached to the living body at equal intervals. The electrodes 11-1 to 11-8 may be arranged in a plurality of slices as shown in FIG.
電極１１−１〜１１−８を含む各電極は、リード線を介して電極制御部２０に接続されている。電極制御部はリード線を介さず各電極上に直接配置してもよい。電極制御部２０は、定電流印加手段２１と測定手段２２とを含み、印加される定電流は細胞壁を直進する高い周波数（例えば数ＭＨｚ以上）が望ましいが、数１０ｋＨｚ〜２００、３００ｋＨｚ程度であってもよい。定電流印加手段２１と測定手段２２とは、同じクロックを与えられて同期して動作する。 Each electrode including the electrodes 11-1 to 11-8 is connected to the electrode control unit 20 via a lead wire. The electrode control unit may be arranged directly on each electrode without using a lead wire. The electrode control unit 20 includes a constant current applying unit 21 and a measuring unit 22, and the applied constant current is preferably a high frequency (for example, several MHz or more) that goes straight through the cell wall, but is about several tens of kHz to 200 or 300 kHz. May be. The constant current applying unit 21 and the measuring unit 22 operate in synchronization with the same clock.
定電流印加手段２１は、図１の例に示した電極１１−１〜１１−８を含むスライス面を例にすると、電極１１−１〜１１−８のいずれかの入力ペア電極（例えば、１１−１＆１１−２）に電流を印加する。 For example, the constant current applying unit 21 may be any one of the input pair electrodes (for example, 11) of the electrodes 11-1 to 11-8, taking the slice plane including the electrodes 11-1 to 11-8 shown in the example of FIG. -1 & 11-2).
測定手段２２は、このとき各電極１１−１〜１１−８の隣り合ういずれかの出力ペア電極（電極１１−１〜１１−８の組み合わせ）から出力される電位差を順次取り込み、ディジタル化してコンピュータシステム３０へ送る。このとき出力ペア電極は８通りあるが、入力ペア電極の片方あるいは両方が含まれる出力ペア電極（１１−１＆１１−２、１１−１＆１１−８、１１−２＆１１−３）による検出は不正確となるので、採用しない。 At this time, the measuring means 22 sequentially takes the potential difference output from any one of the adjacent output pair electrodes (combination of the electrodes 11-1 to 11-8) of the electrodes 11-1 to 11-8, digitizes it, and digitizes it. Send to system 30. At this time, there are eight output pair electrodes, but detection by the output pair electrodes (11-1 & 11-2, 11-1 & 11-8, 11-2 & 11-3) including one or both of the input pair electrodes is inaccurate. So do not adopt.
次に、入力ペア電極を異なるペア（例えば、１１−２＆１１−３）に変えて同様に電位差を求める。以下同様に、電極１１−１〜１１−８の任意のうち、あらかじめ設定されたペアを入力ペア電極とし、前述の手順で出力ペア電極の電位差を測定する。このようにして得られた実測の電位差マトリックスをＤｍｅａｎとする。電極１１−１〜１１−８以外の電極により測定されるスライスについても同様に電位差測定を行う。 Next, the input pair electrodes are changed to different pairs (for example, 11-2 & 11-3), and the potential difference is similarly obtained. Similarly, among the electrodes 11-1 to 11-8, a preset pair is set as an input pair electrode, and the potential difference of the output pair electrode is measured by the above-described procedure. The actually measured potential difference matrix thus obtained is defined as Dmean. The potential difference measurement is similarly performed on slices measured by electrodes other than the electrodes 11-1 to 11-8.
ここで、定電流印加手段２１に印加する定電流の周波数は、１ＭＨｚを超えるような高周波の定電流を直接印加するかわりに、複数の低い周波数の定電流を印加し、補正手段４３により高周波の定電流を印加したときに観測される電位差に補正することも可能である。補正手段４３は、複数の低い周波数の定電流をスィープさせ、測定された電位差を平面上にプロットし、得られる曲線からＣｏｌｅ−Ｃｏｌｅ方程式に基づき、高い周波数での周波数での電位差を推定する、ものである。 Here, the frequency of the constant current applied to the constant current applying means 21 is not directly applied with a high frequency constant current exceeding 1 MHz, but a plurality of low frequency constant currents are applied, and the correcting means 43 applies a high frequency constant current. It is also possible to correct the potential difference observed when a constant current is applied. The correction means 43 sweeps a plurality of low-frequency constant currents, plots the measured potential difference on a plane, and estimates the potential difference at a high frequency based on the Cole-Cole equation from the obtained curve. Is.
第二の算出手段３７は、測定した電位差からＤｍｅａｎと、データベース３６に記憶されているシミュレート結果である複数（ｎ）の抵抗率に対する電位差マトリックスＤｍｏｄｅｌ（ｎ）と、感度理論の基づく感度マトリックス（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｍａｔｒｉｘ）あるいはヤコビアン（Ｊａｃｏｂｉａｎ ｍａｔｒｉｘ）として知られる重み付けの補正係数を用い、各画素に対する抵抗率等の電気的特性値を複数（ｎ）算出する。ここで、感度マトリックス等の補正係数は公知の手法により算出し、データベース３６として記憶しておくことができる。また、ｎは、設定した肺抵抗率の数であり、本例では表３などに示すように８種としたが、０．２Ωｍ刻みで３００種、などを事前に計算しておき、データベース３６としてもよい。 The second calculating means 37 calculates Dmean from the measured potential difference, a potential difference matrix Dmodel (n) for a plurality of (n) resistivities stored in the database 36, and a sensitivity matrix based on sensitivity theory ( A plurality (n) of electrical characteristic values such as resistivity for each pixel are calculated using a weighting correction coefficient known as sensitivity matrix or Jacobian matrix. Here, the correction coefficient such as the sensitivity matrix can be calculated by a known method and stored as the database 36. In addition, n is the number of the set lung resistivity, and in this example, eight types are set as shown in Table 3 and the like. However, 300 types in 0.2Ωm increments are calculated in advance, and the database 36 It is good.
近年ＥＩＴで広く採用されている感度マトリクスを用いた場合、Ｄｍｅａｎの各要素とＤｍｏｄｅｌの各要素で除算により比較し、さらに各要素の重み付けをするために感度マトリクスを乗算して補正した値ＥＩＴ（ｎ）を画素毎に算出することができる。 When a sensitivity matrix widely used in EIT in recent years is used, each element of Dmean and each element of Dmodel are compared by division, and a value EIT () corrected by multiplying the sensitivity matrix to weight each element is corrected. n) can be calculated for each pixel.
各画素について、ＤｍｅａｎとＤｍｏｄｅｌ（ｎ）に差がない状態のｎ、すなわち変化率がゼロとなるｎのときが最終的に求めたい抵抗率であるので、理想的には感度マトリクスを乗算して補正したＥＩＴ（ｎ）がゼロとなるｎのときが最終的に求めたい抵抗率である。決定手段３８は反復計算によりＥＩＴ（ｎ）がゼロに収束するときを最終的に求めたい抵抗率に決定することもできるし、ｎを離散的に設定し、ＥＩＴ（ｎ）の絶対値、あるいは[ＥＩＴ（ｎ）]2が最小となるｎのときを最終的に求めたい抵抗率に決定することもできる。他のスライスがある場合は他のスライスについても同様の処理を行う。ここまで説明した第二の算出手段３７と決定手段３８により、最適な電気的特性値としての抵抗率を求めるために実行された処理を最適電気的特性値の決定処理と呼ぶこととする。 For each pixel, n in a state where there is no difference between Dmean and Dmodel (n), that is, n when the rate of change is zero is the resistivity to be finally obtained. When the corrected EIT (n) is n, the resistivity is finally obtained. The determination means 38 can determine the resistivity to be finally obtained when EIT (n) converges to zero by iterative calculation, or set n discretely to determine the absolute value of EIT (n), or It is also possible to determine the resistivity to be finally obtained when [EIT (n)] 2 is the minimum n. If there are other slices, the same processing is performed for the other slices. The processing executed for obtaining the resistivity as the optimum electrical characteristic value by the second calculation means 37 and the determination means 38 described so far will be referred to as optimum electrical characteristic value determination processing.
最適電気的特性値は、各画素について決定する代わりに、図１３に示すように、肺野を右前、右後、左前、左後の４つのＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）として、ＲＯＩ毎に含有する画素のＥＩＴ（ｎ）を平均Ａ（ｎ）し、前述の最適電気的特性値の決定処理と同様の方法で決定することも可能である。 Instead of determining the optimal electrical characteristic value, as shown in FIG. 13, the lung field is included for each ROI as four ROIs (Region Of Interest) for the front right, the rear right, the front left, and the rear left. It is also possible to average the pixel EIT (n) A (n) and determine it by a method similar to the above-described process for determining the optimum electrical characteristic value.
図１４には健常者について、肺野を右前、右後、左前、左後の４つのＲＯＩとした場合の、各ＲＯＩにおけるＥＩＴ（ｎ）の平均値の２乗（Ａ（ｎ））2の変化を示す。横軸はｎ通りに変化させた抵抗値であり、それぞれのＲＯＩにおいてほぼ同様な抵抗率が得られている。これに対し、図１５は肺疾患患者のＥＩＴ画像に関する、同様の４つのＲＯＩにおける（Ａ（ｎ））2の変化を示したものであり、病態を抱える患者では各ＲＯＩの抵抗率が大きく異なることが分かる。 FIG. 14 shows the square of the average value of EIT (n) in each ROI (A (n)) 2 when the lung field is four ROIs on the right front, right rear, left front, and left rear. Showing change. The horizontal axis is the resistance value changed in n ways, and almost the same resistivity is obtained in each ROI. On the other hand, FIG. 15 shows changes in (A (n)) 2 in the same four ROIs related to EIT images of lung disease patients, and the resistance of each ROI is greatly different in patients with pathological conditions. I understand that.
断層画像表示制御手段３９は、このようにして推定された各画素の最適電気的特性値を、あらかじめ設定された電気的特性値に応じた色を用いて、リアルタイムで表示する。ここで、最適電気的特性値は絶対的な値であるため、例えば、肺野の各画素の最適電気的特性値は、対応する肺野の局所的なガス量に一対一で対応する。すなわち、断層画像表示制御手段によって表示される同一部位の断層画像は、肺野の局所的なガス量等の状態を、同じ基準で客観的に判断することが可能である。 The tomographic image display control means 39 displays the optimal electrical characteristic value of each pixel estimated in this way in real time using a color corresponding to a preset electrical characteristic value. Here, since the optimal electrical characteristic value is an absolute value, for example, the optimal electrical characteristic value of each pixel in the lung field corresponds to the local gas amount of the corresponding lung field on a one-to-one basis. That is, the tomographic image of the same part displayed by the tomographic image display control means can objectively determine the state of the local gas amount in the lung field based on the same standard.
図１２に、従来の相対的インピーダンス変化を画像化したＥＩＴ画像（図１２（ａ））と、本発明の実施形態により絶対インピーダンスを画像化したＥＩＴ画像（図１２（ｂ）、図１２ｃ））とを示す。この図の比較からは、画素そのものに物理的な値が対応付けられているため、客観性があり疾患の判断に有効な画像が適用されている。また、図１２（ｂ）は健常者の画像であり、図１２（ｃ）は重度ＡＲＤＳである患者の画像である。健常者の画像においては、肺野が正常な抵抗率を示す色や輝度により表示されているが、図１２（ｃ）においては、一部に肺の過膨張を示す色や輝度の部分があり、その他の領域では抵抗率が低く肺胞の虚脱を示す画像となっている。すなわち、本発明に係る生体の電気的インピーダンス断層像測定装置がリアルタイムで提供する、肺野の局所的なガス量を知ることのできる断層画像により、人工呼吸器を用いたOpen Lung Strategy を安全かつ確実に行うことが可能となり、さらには人工呼吸器装着期間を短縮化したりＶＡＬＩ(Ventilation Associate Lung Injury)などのリスクを低減させることも可能となる。 FIG. 12 shows an EIT image (FIG. 12A) obtained by imaging a conventional relative impedance change, and an EIT image obtained by imaging an absolute impedance according to an embodiment of the present invention (FIGS. 12B and 12C). It shows. From the comparison in this figure, since a physical value is associated with the pixel itself, an image that is objective and effective in determining a disease is applied. FIG. 12B is an image of a healthy person, and FIG. 12C is an image of a patient with severe ARDS. In the image of a healthy person, the lung field is displayed with a color or luminance indicating a normal resistivity, but in FIG. 12 (c), there is a portion of a color or luminance indicating a lung hyperinflation. In other areas, the resistivity is low and the image shows the collapse of the alveoli. In other words, the Open Lung Strategy using a ventilator can be safely and securely realized by the tomographic image that can be obtained in real time by the biological electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention and can know the local gas amount in the lung field. It is possible to reliably perform the operation, and it is also possible to shorten the period of wearing the ventilator and reduce the risk of VALI (Ventilation Associate Lung Injury).
領域選択手段４２は、断層画像表示制御手段３９によって生成された断層画像から、所定の領域を選択する領域選択手段を備える。すなわち、肺を対象組織とした場合、肺全体、右肺、左肺、右前、右後、左前、左後、画素単位等、適宜所望の領域を選択し、選択領域に対応する数学モデル作成手段３４のメッシュの電気的特性値をｎよりも多く変化させ、最終的に、複数（ｎ）以上の電気的特性値から各画素における最適な電気的特性値を推定し決定することにより、所定の領域における電気的特性値をより正確に推定することが可能となる。 The area selection means 42 includes area selection means for selecting a predetermined area from the tomographic image generated by the tomographic image display control means 39. That is, when the lung is the target tissue, a desired model region is selected as appropriate, such as the entire lung, right lung, left lung, right front, right rear, left front, left rear, pixel unit, etc., and a mathematical model creation means corresponding to the selected region By changing the electrical characteristic value of 34 meshes more than n, and finally estimating and determining the optimal electrical characteristic value for each pixel from a plurality (n) or more of the electrical characteristic values, It becomes possible to estimate the electrical characteristic value in the region more accurately.
一例として、左肺を健常肺とし、右肺が肺疾患を持つ肺として３次元胸部数学モデルを示す。健常肺は先の例と同じく抵抗率を５〜16.7Ωｍの間において８段階で変化させ、これに対し、肺炎の右肺の抵抗率を１〜3.33Ωｍの間で８段階において変化させて、合計６４のモデルを構築してシミュレーションを実行した。 As an example, a three-dimensional chest mathematical model is shown in which the left lung is a healthy lung and the right lung is a lung having lung disease. As in the previous example, healthy lungs change the resistivity in 8 steps between 5 and 16.7 Ωm, while the resistance of the right lung in pneumonia changes in 8 steps between 1 and 3.33 Ωm, A total of 64 models were constructed and simulated.
右肺の抵抗率は、1、1.11、1.25、1.42、1.55、2、2.5、3.33Ωｍであるが、実際には導電率を与えてシミュレーションを実行したので、上記抵抗率と導電率の換算表を表３に示す。電極Ｄ１〜Ｄ８の入力ペア電極に与えた電流は全て１ｍＡである。 The resistivity of the right lung is 1, 1.11, 1.25, 1.42, 1.55, 2, 2.5, 3.33 Ωm. However, since the simulation was performed with the conductivity actually given, the above conversion table of resistivity and conductivity Is shown in Table 3. The currents applied to the input pair electrodes of the electrodes D1 to D8 are all 1 mA.
図５の電極Ｄ１〜Ｄ８において、縦方向に入力ペア電極をとり、横方向に出力ペア電極をとり、左肺の抵抗率を16.7Ωｍ、右肺の抵抗率を１Ωｍとして出力ペア電極から得られた電位差を表にして示すと図１０の通りになる。入力出力が同じペアによる検出は不正確となるので、０とした。また、出力ペア電極に入力ペア電極の一つを含む場合の電位差も不正確と思われる。図１０のようなマトリクスを抵抗率毎にシミュレートすることができ、この結果をデータベース３６とすることができる。 In the electrodes D1 to D8 in FIG. 5, the input pair electrodes are taken in the vertical direction, the output pair electrodes are taken in the horizontal direction, the left lung resistivity is 16.7 Ωm, and the right lung resistivity is 1 Ωm. FIG. 10 shows the potential difference as a table. Detection with the same input / output pair is inaccurate, so it was set to zero. In addition, the potential difference when the output pair electrode includes one of the input pair electrodes seems to be inaccurate. A matrix as shown in FIG. 10 can be simulated for each resistivity, and the result can be used as the database 36.
図１１に、上記のシミュレーションで得られた電流分布を示す。この図１１によると、図９の健常者例では右肺を避けるようにその周囲や脂肪に流れていた電流が右肺に流れている様子が分かる。 FIG. 11 shows the current distribution obtained by the above simulation. According to FIG. 11, it can be seen that the current flowing in the periphery and fat flows in the right lung so as to avoid the right lung in the healthy person example in FIG. 9.
以上の実施形態においては、右肺のみが疾患を有する肺であるとして抵抗率の設定を行ったが、左右の少なくとも一方或いは、肺の特定部位について抵抗率を変更することにより肺疾患の模擬モデルを作成してＥＩＴデータから肺疾患部位と状態をより正確に推定するといったことも可能である。また、組織としては、肺に限定されないため、必要な組織における所望の領域について同様の手順で局所的な最適電気的特性値を推定することが可能である。 In the above embodiment, the resistivity is set assuming that only the right lung is a diseased lung. However, the lung disease simulation model is obtained by changing the resistivity for at least one of the left and right or a specific part of the lung. It is also possible to estimate the pulmonary disease site and state more accurately from EIT data. In addition, since the tissue is not limited to the lung, it is possible to estimate a local optimum electrical characteristic value in a similar procedure for a desired region in the necessary tissue.
病態推定手段４１は、得られた最適な電気的特性値を基に病態を推定する。図１６には、一例として、肺野を右前、右後、左前、左後の４つのＲＯＩに分割した、４人の被験者から得られた抵抗率を棒グラフとして出力したものが示されている。左から健常者、ＡＲＤＳ患者、上肺野に疾患を有する患者、下肺野に疾患を有する患者の抵抗率を示す。 The pathological condition estimating means 41 estimates the pathological condition based on the obtained optimum electrical characteristic value. FIG. 16 shows, as an example, a graph in which the resistivity obtained from four subjects obtained by dividing a lung field into four ROIs on the right front, right rear, left front, and left rear is output as a bar graph. From the left, the resistances of healthy subjects, ARDS patients, patients with diseases in the upper lung fields, and patients with diseases in the lower lung fields are shown.
さらに、本実施形態に係る電気的インピーダンス断層像測定装置においては、前述の通り上記抵抗率を臨床評価指標として提案されている肺密度に変換する手段を備えている。即ち、Ｂ．Ｂｒｏｗｎらによる抵抗率を用いて肺密度の算出式により肺密度を得る（Indirect measurement of lung density and air volume from Electrical Impedance Tomography (EIT) data；World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering 2006）。図１７に、健常者、肺炎、無気肺、胸水の被験者について抵抗率から肺密度を求めた値を示す。「＊」により示すものの間には、有意差がみられる。また、図中のｎは、人数である。図１７に示した肺疾患の他に、肺の過膨張（気腫状態を含む）については、健常者と比べて有意に低い肺密度であることが分かっている。 Furthermore, the electrical impedance tomogram measuring apparatus according to the present embodiment includes means for converting the resistivity into a lung density proposed as a clinical evaluation index as described above. That is, B.I. The lung density is obtained by the calculation formula of lung density using the resistivity by Brown et al. (Indirect measurement of lung density and air volume from Electrical Impedance Tomography (EIT) data; World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering 2006). In FIG. 17, the value which calculated | required the lung density from the resistivity about the healthy subject, pneumonia, atelectasis, and the subject of pleural effusion is shown. There is a significant difference between those indicated by “*”. Further, n in the figure is the number of people. In addition to the pulmonary disease shown in FIG. 17, it is known that the lung overexpansion (including emphysema state) has a significantly lower lung density than that of healthy subjects.
以上の説明をまとめると、本実施形態に係る電気的インピーダンス断層像測定装置は、図１８のフローチャートに示すように動作する。即ち、図３を用いて説明した如く、生体の数学モデルを作成し（Ｓ１１）、その数学モデルに対し電極を設置し（Ｓ１２）、対象臓器内において領域の選択がされているかを検出し（Ｓ１９Ｂ）、当初は選択されないので、ＮＯへ分岐して、対象臓器の電気的特性値をｎ通りに設定する（Ｓ１３）。 To summarize the above description, the electrical impedance tomographic image measurement apparatus according to this embodiment operates as shown in the flowchart of FIG. That is, as described with reference to FIG. 3, a mathematical model of a living body is created (S11), electrodes are placed on the mathematical model (S12), and it is detected whether a region is selected in the target organ ( (S19B) Since it is not initially selected, the process branches to NO, and the electrical characteristics of the target organ are set in n ways (S13).
次に、ｎ通りの電気的特性値に対し、入力ペア電極を決めて出力ペア電極から電位差を検出し、入力ペア電極を順次シフトして全ての隣り合う電極ペアを入力ペア電極としたシミュレーションを実行する（Ｓ１４）。シミュレーションの結果を用いて電極間電位差と電気的特性値変化の関係を示す図６、図１０のような電位差マトリクスＤｍｏｄｅｌ（ｎ）を求める（Ｓ１５）。これは前述の通り、データベース３６に記憶されてもよい。 Next, for n electrical characteristic values, a simulation is performed in which an input pair electrode is determined, a potential difference is detected from the output pair electrode, and the input pair electrode is sequentially shifted so that all adjacent electrode pairs are input pair electrodes. Execute (S14). A potential difference matrix Dmodel (n) as shown in FIGS. 6 and 10 showing the relationship between the potential difference between the electrodes and the change in the electrical characteristic value is obtained using the simulation result (S15). This may be stored in the database 36 as described above.
ステップＳ１５に続いて、電極部１０と電極制御部２０を用いて電位差を実測し、電位差マトリクスＤｍｅａｎを得る（Ｓ１６）。ここで、実測時に印加された定電流の周波数が低い場合、Ｃｏｌｅ−Ｃｏｌｅ方程式により、実際に用いた定電流よりも高い周波数で印加した場合に得られる電気的特性値に補正する（Ｓ１６Ａ）。このようにして得られたシミュレート結果の電位差マトリクスＤｍｏｄｅｌ（ｎ）と実測の電位差マトリクスＤｍｅａｎを比較し、感度マトリクスＳ（ｎ）などで知られる重み付け係数を乗算して補正することにより各画素のＥＩＴ（ｎ）を算出する（Ｓ１７）。 Subsequent to step S15, the potential difference is actually measured using the electrode unit 10 and the electrode control unit 20 to obtain a potential difference matrix Dmean (S16). Here, when the frequency of the constant current applied at the time of actual measurement is low, the electrical characteristic value obtained when applied at a frequency higher than the constant current actually used is corrected by the Cole-Cole equation (S16A). The potential difference matrix Dmodel (n) of the simulation result thus obtained is compared with the actually measured potential difference matrix Dmean and multiplied by a weighting coefficient known from the sensitivity matrix S (n) to correct each pixel. EIT (n) is calculated (S17).
更に、各画素について、ＥＩＴ（ｎ）の絶対値、あるいは[ＥＩＴ（ｎ）]2（図１９では、Ａ2（ｎ））が最小となるｎのとき、すなわち、ＤｍｅａｎとＤｍｏｄｅｌ（ｎ）に差がない状態のｎでの電気的特性値を求め、絶対的な最適電気的特性値を決定し、あらかじめ設定された電気的特性値に応じた色を用いて、リアルタイムで断層像（Ｓ１９）として表示する。なお、生成された断層画像から、所定の領域を選択することにより、各画素における最適な電気的特性値をより正確に推定することが可能となる。 Further, for each pixel, when the absolute value of EIT (n) or [EIT (n)] 2 (A 2 (n) in FIG. 19) is n, that is, Dmean and Dmodel (n). An electrical characteristic value at n in a state where there is no difference is obtained, an absolute optimum electrical characteristic value is determined, and a tomogram in real time using a color corresponding to a preset electrical characteristic value (S19) Display as. Note that by selecting a predetermined region from the generated tomographic image, it is possible to more accurately estimate the optimum electrical characteristic value in each pixel.
ステップＳ１９に続いて、オペレータが生成された断層画像の対象臓器内において領域を選択したかを検出し（Ｓ１９Ａ）選択したことを検出するとステップＳ１９Ｂへ戻る。今度は、Ｓ１９ＢにおいてＹＥＳへ分岐することになり、選択領域を詳細に測定するため、対象臓器の電気的特性値を複数（ｎ）、選択領域の電気的特性値を複数（ｎ）以上、にそれぞれ設定し（Ｓ１３Ｂ）、ステップＳ１４へ進んでそれ以降の処理を行う。ステップＳ１９ＡにおいてＮＯへ分岐した場合には、指示入力に応じて電気的特性値を密度（ここでは肺密度）に変えて出力し及びまたは電気的特性値を基に病態を推定する（Ｓ２０（病態推定手段）） Subsequent to step S19, it is detected whether the operator has selected an area within the target organ of the generated tomographic image (S19A), and when it is detected that the selection has been made, the process returns to step S19B. This time, the process branches to YES in S19B. In order to measure the selected area in detail, the electrical characteristic value of the target organ is plural (n), and the electric characteristic value of the selected area is plural (n) or more. Each is set (S13B), the process proceeds to step S14, and the subsequent processing is performed. In the case of branching to NO in step S19A, the electrical characteristic value is changed to a density (in this case, lung density) according to the instruction input, and / or the pathological condition is estimated based on the electrical characteristic value (S20 (pathological condition) Estimating means))
本発明に係る電気的インピーダンス断層像測定装置によれば、各画素における最適な電気的特性値に基づく断層画像を表示することにより、生体内部の状態をリアルタイムで直感的に把握することが可能となる。肺を例に取れば、電気インピーダンスの絶対値に一対一で対応する肺内の局所的なガス量をリアルタイムかつ連続的に推定することが可能となり、ＥＩＴを含む従来の機器では困難であった残気量（ＲＶ）や機能的残気量（ＦＲＣ）を直接的に測定することが可能となり、病態を推定することも可能となる。 According to the electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to the present invention, it is possible to intuitively grasp the internal state of the living body in real time by displaying the tomographic image based on the optimum electrical characteristic value in each pixel. Become. Taking the lung as an example, it becomes possible to estimate the local gas amount in the lung corresponding to the absolute value of the electrical impedance on a one-to-one basis in real time, which is difficult with conventional devices including EIT. It becomes possible to directly measure the residual air volume (RV) and the functional residual air volume (FRC), and to estimate the pathological condition.
１０ 電極部
１１−１〜１１−８ 電極
２０ 電極制御部
２１ 定電流印加手段
２２ 測定手段
３０ コンピュータシステム
３１ 本体部
３２ 表示部
３３ 入力部
３４ モデル作成手段
３５ 推定手段
３６ データベース
３７ 算出手段
３８ 決定手段
３９ 断層画像表示制御手段
４１ 病態推定手段
４２ 表示領域選択手段
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Electrode part 11-1 to 11-8 Electrode 20 Electrode control part 21 Constant current application means 22 Measurement means 30 Computer system 31 Main body part 32 Display part 33 Input part 34 Model creation means 35 Estimation means 36 Database 37 Calculation means 38 Determination means 39 Tomographic image display control means 41 Disease state estimation means 42 Display area selection means
Claims (8)
定電流を印加するための入力ペア電極と
電位差を検出するための出力ペア電極と
を含む生体の表面の所定の位置を囲繞するように貼着された複数の電極と、
前記入力ペア電極に定電流を印加する定電流印加手段と
前記数学モデルを用いて任意のメッシュの電気的特性値を複数（ｎ）に変化させ、前記入力ペア電極に定電流を印加した場合に、前記出力ペア電極にそれぞれ発生する複数（ｎ）の第一の電位差（Ｄｍｏｄｅｌ）を算出する第一の算出手段と、
前記入力ペア電極に定電流を印加した場合に、前記出力ペア電極に発生する第二の電位差（Ｄｍｅａｎ）を測定する測定手段と、
前記複数（ｎ）の第一の電位差と前記第二の電位差を用いて、各画素に対応した複数（ｎ）の電気的特性値を算出する第二の算出手段と、
前記複数（ｎ）の電気的特性値から各画素における最適な電気的特性値を推定し決定する決定手段と、
各画素における最適な電気的特性値に基づき断層画像を表示する断層画像表示制御手段と
を備えることを特徴とする電気的インピーダンス断層像測定装置。 Three or more dimensional mathematics that can be calculated by dividing the cross section of the living body into a large number of meshes based on the position of the organ or tissue of the living body and its electrical characteristics, and changing the electrical property value of each mesh into a plurality (n) Mathematical model creation means for creating a model and an input pair electrode for applying a constant current and an output pair electrode for detecting a potential difference. Electrodes,
When constant current applying means for applying a constant current to the input pair electrode and the mathematical model is used to change the electrical characteristic value of an arbitrary mesh into a plurality (n), and a constant current is applied to the input pair electrode First calculating means for calculating a plurality of (n) first potential differences (Dmodel) respectively generated in the output pair electrodes;
Measuring means for measuring a second potential difference (Dmean) generated in the output pair electrode when a constant current is applied to the input pair electrode;
Second calculating means for calculating a plurality (n) of electrical characteristic values corresponding to each pixel using the plurality of (n) first potential differences and the second potential difference;
Determining means for estimating and determining an optimum electrical characteristic value in each pixel from the plurality (n) of electrical characteristic values;
An electrical impedance tomographic image measuring apparatus comprising: a tomographic image display control means for displaying a tomographic image based on an optimum electrical characteristic value in each pixel.
ことを特徴とする請求項１に記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The electrical impedance tomogram measurement apparatus according to claim 1, wherein the electrical characteristic value is any one of resistivity, electrical conductivity, dielectric constant, and magnetic permeability.
ことを特徴とする請求項１又は２のいずれかに記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The determining means determines the square of a plurality (n) of electric characteristic values corresponding to each pixel calculated by the second calculating means, or the one having the smallest absolute value as the optimum electric characteristic value. The electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to claim 1, wherein the electrical impedance tomographic image measuring apparatus is provided.
得られた最適な電気的特性値を基に病態を推定する病態推定手段を備える
ことを特徴とする請求項1乃至３のいずれかに記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The electrical impedance tomogram measuring apparatus further includes a pathological condition estimating means for estimating a pathological condition based on the obtained optimum electrical characteristic value. Impedance tomography measuring device.
予め定められた生体内の組織の電気的特性値を用いて、第一の電位差を算出する
ことを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The first calculation means includes
The electrical impedance tomogram measurement apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the first potential difference is calculated using a predetermined electrical characteristic value of the tissue in the living body.
組み合わせを順次変更を繰り返し、連続的に前記複数（ｎ）の第一の電位差（Ｄｍｏｄｅｌ）と、前記第二の電位差（Ｄｍｅａｎ）が生成される
ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The input pair electrode and the output pair electrode are a combination of different electrodes,
The combination is repeatedly changed sequentially, and the plurality of (n) first potential differences (Dmodel) and the second potential difference (Dmean) are continuously generated. An electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to claim 1.
所定の領域を選択する領域選択手段を備え、
前記数学モデル作成手段は選択された領域内に含まれる各画素に対応するメッシュの電気的特性値を複数（ｎ）以上に変化させ、
前記断層画像表示制御手段は、選択された領域についてより精度の高い断層画像を表示する
ことを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The electrical impedance tomogram measurement apparatus further includes a region selection means for selecting a predetermined region,
The mathematical model creating means changes the electrical characteristic value of the mesh corresponding to each pixel included in the selected region to a plurality (n) or more,
The electrical impedance tomographic image measurement apparatus according to any one of claims 1 to 6, wherein the tomographic image display control means displays a tomographic image with higher accuracy for the selected region.
前記測定手段により測定した結果を補正する補正手段を備え、
前記補正手段は、Ｃｏｌｅ−Ｃｏｌｅ方程式を用いて、生体に実際に印加する定電流よりも高い周波数を印加した場合に得られる電気的特性値に補正する
ことを特徴とする請求項１乃至７のいずれかに記載の電気的インピーダンス断層像測定装置。 The electrical impedance tomographic image measuring apparatus further includes a correcting unit that corrects a result measured by the measuring unit,
The correction means corrects an electrical characteristic value obtained when a frequency higher than a constant current actually applied to a living body is applied using a Cole-Cole equation. The electrical impedance tomographic image measuring apparatus according to any one of the above.
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