JP6131016B2

JP6131016B2 - 生体インピーダンス測定装置

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Publication number: JP6131016B2
Application number: JP2012211148A
Authority: JP
Inventors: 正司稲垣; 和紀上村; 勝杉町; 宗明福岡
Original assignee: Olympus Corp; National Cerebral and Cardiovascular Center
Current assignee: Olympus Corp; National Cerebral and Cardiovascular Center
Priority date: 2012-09-25
Filing date: 2012-09-25
Publication date: 2017-05-17
Anticipated expiration: 2032-09-25
Also published as: JP2014064668A

Description

本発明は、生体インピーダンス測定装置に関するものである。

従来、肺を間に挟んで冠静脈と左側胸壁とに植え込まれた電極を用いて生体の肺インピーダンスを測定する装置が知られている（例えば、特許文献１参照。）。肺インピーダンスは、肺の血液量の情報を含み、心臓の拍動に伴う肺の血液量の増減に応じて周期的に変化する。すなわち、肺インピーダンスの振幅は心拍出量を反映しているので、肺インピーダンスを経時的にモニタすることで心機能を評価することができる。

特開２００８−１６８１２０号公報

しかしながら、実際に測定して得られる肺インピーダンスには、肺の血液量の他に呼吸や心臓の拍動の変化に由来する成分が含まれ、この肺の血液量以外に由来する成分が肺の血液量に由来する成分に対して大きいと、肺の血液量の変化を正確に解析することが難しい。その結果、心機能を正確に評価することができないという問題がある。
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、心機能の変化による肺インピーダンスの振幅の変化を顕著に捉えることができる生体インピーダンス測定装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、胸壁に植え込まれるカン電極を備える筐体と、該筐体から延び冠静脈に挿入されるリードの先端側に設けられ互いに絶縁された一対の電極と、該一対の電極の一方と前記カン電極との間に定電流を供給する定電流供給部と、前記一対の電極の他方と前記カン電極との間の電圧を測定する電圧測定部と、前記定電流供給部によって一対の電極の前記一方と前記カン電極との間に供給された定電流と前記電圧測定部によって測定された電圧とを用いてインピーダンスを算出するインピーダンス算出部とを備え、前記一対の電極は、これら両方の電極が前記冠静脈内に収容可能な長さ寸法を前記リードの長手方向に有するとともに、前記一対の電極のうち少なくとも１つは、肺への血流が通常の状態と低下している状態とにおいて前記インピーダンス算出部によってそれぞれ算出される前記インピーダンスの振幅の、肺の血流量以外のノイズ成分の変動に起因するばらつきの範囲が互いに重ならないような前記長さ寸法であって、１５ｍｍ以上１５０ｍｍ以下の前記長さ寸法を有する生体インピーダンス測定装置を提供する。

本発明によれば、生体内において肺を挟んで対向配置されたカン電極と一方の電極との間に電流供給部が定電流を供給し、肺を挟んで発生するカン電極と他方の電極との間の電圧を電圧測定部が測定することにより、インピーダンス算出部は肺のインピーダンスを算出することができる。

この場合に、インピーダンス算出部によって算出されるインピーダンスには、肺の血液量以外の、呼吸や心臓の拍動、電気的な雑音などに由来する成分（以下、これらをまとめてノイズ成分という。）が含まれ、インピーダンスの振幅にもノイズ成分によるばらつきが生じる。本発明によれば、心機能が正常である通常状態と心機能が低下している心不全状態とにおいて得られる２つのインピーダンスの振幅の差異が、ノイズ成分の変動に起因するインピーダンスの振幅のばらつきよりも大きくなるような長さ寸法の電極を使用している。これにより、インピーダンス算出部によって算出された肺のインピーダンスの波形において心機能の変化による振幅の変化を顕著に捉えることができる。

上記発明においては、前記一対の電極のうち少なくとも１つが、１．５２ｍｍ以上５ｍｍ以下の外径寸法を有することとしてもよい。
このようにすることで、通常状態と心不全状態とにおいて得られる肺のインピーダンスの振幅の差異をさらに十分に大きなものとすることができる。

また、上記発明においては、前記一対の電極のうち少なくとも１つは、導線が前記リードの周方向に螺旋状に巻かれてなることとしてもよい。
このようにすることで、電極を可撓性を有する構造とし、冠静脈内において電極を冠静脈の形状に沿って容易に湾曲させることができる。

本発明によれば、心機能の変化による肺インピーダンスの振幅の変化を顕著に捉えることができるという効果を奏する。

本発明の一実施形態に係る生体インピーダンス測定装置の全体構成図である。図１の生体インピーダンス測定装置の機能を示すブロック図である。異なる長さ寸法のリング電極を使用して測定された通常状態（肺血流遮断前）および心不全状態（肺血流遮断後）における肺インピーダンスを示すグラフである。リング電極の長さ寸法と肺インピーダンスの振幅との関係を示すグラフである。リング電極の長さ寸法と、通常状態および心不全状態における肺インピーダンスの振幅の変化率との関係を示すグラフである。図２の生体インピーダンス測定装置の変形例を示すブロック図である。図６の心拍数アダプティブフィルタによる呼吸性の変動成分の（ａ）除去前と（ｂ）除去後の肺インピーダンスを示すグラフである。カン電極の変形例を示す構成図である。交流定電流の供給と電圧の測定とに異なる組み合わせの電極を使用して測定された通常状態および心不全状態における肺インピーダンス（上段）および心電信号（下段）を示すグラフである。チップ電極およびリング電極の変形例を示す構成図である。チップ電極およびリング電極のもう１つの変形例を示す構成図である。３つの電極を備える図１の生体インピーダンス測定装置の変形例を示す図である。３つの電極を備える図１の生体インピーダンス測定装置のもう１つの変形例を示す図である。

以下、本発明の一実施形態に係る生体インピーダンス測定装置１について図面を参照して説明する。
本実施形態に係る生体インピーダンス測定装置１は、例えば、心臓Ａに高電圧のパルスや拍動をペーシングするためのペーシングパルスを供給することにより、細動や頻脈などの心不全を治療する心臓治療装置であり、図１に示されるように、左側胸壁に植え込まれる筐体２と、該筐体２から延び上大静脈、右心房および冠静脈洞を介して冠静脈に挿入されるリード３とを備えている。
筐体２は、金属からなり、筐体２そのものがカン電極４として機能するようになっている。

リード３は、先端部分に一対の電極５，６を備えている。一方の電極は、リード３の先端に設けられたチップ電極５であり、他方の電極はチップ電極５の基端側に設けられたリング電極６である。チップ電極５およびリング電極６は、互いに絶縁されている。

チップ電極５は、リード３の外周面を覆う円筒形状を有している。チップ電極５の外径寸法は、１．５ｍｍ以上、かつ、適用される冠静脈の内径（例えば、ヒトの場合、５ｍｍ）以下の寸法とされている。また、チップ電極５の長さ寸法（リード３の長手方向に沿う方向の寸法）は、例えば、１ｍｍとされている。

リング電極６は、導線がリード３の周方向に螺旋状に巻かれてなるコイル電極である。リング電極６の外径寸法は、チップ電極５と同じく、１．５２ｍｍ以上、かつ、適用される冠静脈の内径以下の寸法とされている。リング電極６の隣り合う導線同士の中心間隔（ピッチ）は、より狭いことが好ましく、導線が隙間なく密巻されていることがより好ましい。

また、リング電極６の長さ寸法は、後で詳述するように、心機能が正常であるとき（通常状態）に測定される肺インピーダンスの振幅のばらつきの範囲と、心機能が低下しているとき（心不全状態）に測定される肺インピーダンスの振幅のばらつきの範囲とが分離される寸法以上であり、冠静脈内に収容可能な長さ以下とされている。具体的には、リング電極６の長さ寸法は、１５ｍｍ以上１５０ｍｍ以下とされている。

このように、冠静脈の長さに対してリング電極６の長さを十分に大きくしても、コイル電極からなるリング電極６は可撓性を有するので、冠静脈の形状に沿って容易に湾曲することができる。なお、リング電極６の構造としては、冠静脈の形状に沿って湾曲可能な可撓性を有する構造であれば、コイル電極以外の構造を採用することとしてもよい。

図２は、生体インピーダンス測定装置１の詳細な構成を示す図である。
図２に示されるように、生体インピーダンス測定装置１は、カン電極４とリング電極６との間に接続される高周波定電流回路（定電流供給部）７と、カン電極４とチップ電極５との間に接続される差動増幅器８と、該差動増幅器８に接続される帯域通過フィルタ９と、肺インピーダンスを算出するインピーダンス算出部１０とを筐体２の内部に備えている。カン電極４およびチップ電極５と差動増幅器８との間に、各電極４，５によって検出された信号を増幅する図示しない増幅器が備えられていてもよい。

高周波定電流回路７は、２ｋＨＺ〜２０ｋＨｚの交流定電流をカン電極４とリング電極６との間に供給する。交流定電流の供給によりカン電極４とチップ電極５との間に発生した電圧は、差動増幅器８からの出力電圧となって帯域通過フィルタ９に入力され、帯域通過フィルタ９により交流定電流に相当する周波数帯域以外を除去された後に、交流定電流に相当する周波数帯域の電圧がインピーダンス算出部１０に送られる。このようにしてインピーダンス算出部１０に入力された電圧は、カン電極４とチップ電極５とに挟まれた肺Ｂのインピーダンスに線形相関する。

インピーダンス算出部１０は、帯域通過フィルタ９から入力された電圧の値と、高周波定電流回路７によりカン電極４とリング電極６との間に供給された交流定電流の値とを用いて肺インピーダンスを算出する。算出された肺インピーダンスは、例えば、図示しない記憶装置に一定の期間にわたって時系列で記憶され、その後に体外の装置に読み出されて心臓Ａの機能の評価に用いられる。

次に、このように構成された生体インピーダンス測定装置１の作用について説明する。
本実施形態に係る生体インピーダンス測定装置１は、肺Ｂを挟んで対向配置されたカン電極４と一対の電極５，６とにより肺インピーダンスを測定する。具体的には、高周波定電流回路７からカン電極４とリング電極６との間に交流定電流を供給し、カン電極４とチップ電極５との間の電圧を差動増幅器８の出力電圧として得る。差動増幅器８によって得られた電圧は、帯域通過フィルタ９を介してインピーダンス算出部１０に送られ、該インピーダンス算出部１０において肺インピーダンスの算出に用いられる。

ここで、肺インピーダンスは、肺Ｂの血液量の増減に伴って周期的に変化する。このときの肺インピーダンスの振幅は心拍出量を反映したものとなる。すなわち、心臓Ａのポンプ機能が正常である通常状態においては肺インピーダンスの振幅が大きくなり、心臓Ａのポンプ機能が低下している心不全状態においては肺インピーダンスの振幅が小さくなる。したがって、医師などのユーザは、肺インピーダンスの振幅に着目し、該振幅の推移を連続して観察することにより、生体インピーダンス測定装置１が植え込まれている生体の心機能を評価することができる。

図３は、異なる長さ寸法のリング電極６を用いて測定した肺インピーダンスを示している。上段には、肺Ｂに血流が循環している通常状態において測定された肺インピーダンスが示されている。下段には、擬似的な心不全状態を作り出すために肺動脈を遮断して肺Ｂへの血流の循環を停止した状態において測定された肺インピーダンスが示されている。また、上段および下段の肺インピーダンスはともに、呼吸を停止した状態で測定されたものである。図３に示されるように、測定された肺インピーダンスには、肺Ｂの血流量に由来する成分の他に、心臓Ａの拍動や電気的なノイズなどに由来するノイズ成分が含まれる。

なお、図３に示される肺インピーダンスの測定条件は、次の通りである。リング電極６は、導線の線径が０．１ｍｍ〜０．５ｍｍ、外径寸法が１．５６ｍｍであり、導線が隙間なく密巻きされているものを用いた。カン電極４は、縦寸法が約５０ｍｍ、横寸法が約４０ｍｍ、厚さ寸法が約８ｍｍの略直方体のものを用いた。高周波定電流回路７によりカン電極４とチップ電極５との間に供給する交流定電流は３００μＡとした。

図４は、図３の測定により得られた肺インピーダンスの振幅とリング電極６の長さ寸法との関係を示したグラフである。図４に示されるように、肺インピーダンスの振幅には、エラーバーによって示される誤差範囲のばらつきが生じる。この誤差範囲は、平均±８％である。肺インピーダンスの振幅から心機能を評価するためには、通常状態において測定される肺インピーダンスの振幅のばらつきの範囲と、心不全状態において測定される肺インピーダンスの振幅のばらつきの範囲とが重ならないことが必要となる。

図４において、長さ寸法が９ｍｍのリング電極６を用いた場合には、両者のエラーバーの一部が重なる。これは、通常状態と心不全状態とを正確に区別できない場合があることを意味する。一方、長さ寸法が２８ｍｍ、３８ｍｍ、４７ｍｍおよび５５ｍｍのリング電極６を用いた場合には、両者のエラーバーが重なることなく分離している。これは、測定される肺インピーダンスに含まれるノイズ成分を加味したとしても、通常状態と心不全状態とを肺インピーダンスの振幅から確実に識別できることを意味している。

図５は、図４に示される通常状態および心不全状態における肺インピーダンスの振幅から、通常状態と心不全状態との間での肺インピーダンスの振幅の変化率を算出し、算出された変化率とリング電極６の長さ寸法との関係を示したグラフである。図５に示されるように、リング電極６と肺インピーダンスの振幅の変化率とは、線形相関する。

ここで、図４においてエラーバーが重ならないようにするには、上記変化率が１６％以上であればよく、上記変化率を１６％以上とするためには、図５に示されるリング電極６と肺インピーダンスの振幅との関係からリング電極６の長さ寸法を１５ｍｍ以上とすればよいことが導かれる。
このように、本実施形態によれば、リング電極６の長さ寸法を１５ｍｍ以上とすることにより、通常状態と心不全状態とにおける肺インピーダンスの振幅の変化を顕著に捉えることができ、心機能を高精度に評価することができるという利点を有する。

なお、本実施形態においては、図６に示されるように、インピーダンス算出部１０の後段に、該インピーダンス算出部１０により算出された肺インピーダンスから呼吸性の変動成分を除去する心拍数アダプティブフィルタ１１が備えられていてもよい。この場合、生体インピーダンス測定装置１が植え込まれている生体の心拍数を検出する心拍検出部１２も備えられる。心拍検出部１２は、例えば、チップ電極５およびリング電極６により検出された心電信号の波形から心拍数を算出する。心拍数アダプティブフィルタ１１は、インピーダンス算出部１０から受け取った肺インピーダンスから、心拍の周波数と対応する周波数帯域の成分を抽出する。この心拍の周波数と対応する周波数帯域は、心拍検出部１２によって検出された心拍数を用いて決定され、例えば、心拍数の平均を中心として該平均から±５０％の範囲に含まれる周波数帯域に設定される。

図７（ａ）は、呼吸性の変動成分を含む肺インピーダンスの一例を示し、図７（ｂ）は、図７（ａ）の肺インピーダンスから呼吸性の変動成分が除去された肺インピーダンスを示している。このように、生体インピーダンス測定装置１’が植え込まれている生体の呼吸に同期して変動する肺インピーダンスの成分を除去し、肺Ｂの血液量の変動にさらに正確に由来する肺インピーダンスの成分を得ることができ、通常状態と心不全状態とにおける肺インピーダンスの振幅の変化をさらに顕著に捉えることができる。これにより、例えば、心拍数アダプティブフィルタ１１の後段に備えられた心不全診断部１３において、肺Ｂの血液量の変動に正確に由来する肺インピーダンスを用いた心不全の診断をより正確に行うことがきる。

また、本実施形態においては、カン電極４とチップ電極５との間に交流定電流を供給し、カン電極４とリング電極６との間の電圧を測定することとしたが、交流定電流の供給および電圧の測定に用いられる電極の組み合わせはこれに限定されるものではない。

例えば、カン電極４とリング電極６との間に交流定電流を供給し、カン電極４とチップ電極５との間の電圧を測定することとしてもよい。また、図８に示されるように、カン電極が双極である場合、チップ電極５およびリング電極６のいずれか一方と、カン−ベース電極４ａおよびカン−チップ電極４ｂのいずれか一方との間に交流定電流を供給し、チップ電極５およびリング電極６の他方と、カン−ベース電極４ａおよびカン−チップ電極４ｂの他方との間の電圧を測定することとしてもよい。カン−ベース電極４ａは、筐体２からなる電極であり、カン−チップ電極４ｂは、筐体２に設けられ該筐体２とは絶縁された電極である。

図９は、交流定電流の供給と電圧の測定とに異なる組み合わせの電極を用いて測定された肺インピーダンス（上段）および心内心電信号（下段）を示している。図９に示されるように、交流定電流の供給にチップ電極５とカン−チップ電極４ｂの組み合わせ、および、リング電極６とカン−ベース電極４ａの組み合わせを用い、電圧測定にリング電極６とカン−ベース電極４ａの組み合わせ、および、チップ電極５とカン−チップ電極４ｂの組み合わせを用いた場合においても、通常状態および心不全状態における肺インピーダンスの振幅に明らかな差異が認められる。

このように、１５ｍｍ以上の長さ寸法を有するリング電極６を、交流定電流の供給および電圧の測定のいずれで用いた場合でも、上述した実施形態と同様の効果を得ることができる。

また、本実施形態においては、リング電極６が、１５ｍｍ以上の長さ寸法を有することとしたが、これに代えて、図１０に示されるように、チップ電極５が１５ｍｍ以上の長さ寸法を有することとしてもよい。また、図１１に示されるように、チップ電極５およびリング電極６の両方が１５ｍｍ以上の長さ寸法を有することとしてもよい。
このように、冠静脈内に配置されるチップ電極５およびリング電極６のうち少なくとも一方が１５ｍｍ以上の長さ寸法を有することにより、上述した実施形態と同様の効果を得ることができる。

また、本実施形態においては、リード３が２つの電極５，６を備えることとしたが、これに代えて３つの電極を備えていてもよい。この場合、３つの電極のうち２つを交流低電流の供給用として用い、残りの１つを電圧測定用として用いてもよく、または、３つの電極のうち２つを電圧測定用として用い、残りの１つを交流低電流の供給用として用いてもよい。また、３つの電極のうちの一部を、ペーシングパルスの心臓Ａへの供給に用いてもよい。

図１２および図１３は、３つの電極の例を示している。
図１２においては、リード３の先端から順に、ショート電極５１、ショート電極５２およびロング電極６１が備えられている。ショート電極５１，５２は、上述したチップ電極５のように十分に短い電極であり、ロング電極６１は、上述したリング電極６のようにチップ電極５に比べて十分に長い電極である。

この場合、ロング電極６１とカン電極４との間に交流定電流が供給され、カン電極４と一方のショート電極５１／５２との間の電圧が測定される。また、２つのショート電極５１，５２を用いて、心電信号の検出と、心臓Ａへのペーシングパルスの供給とが行われる。
このようにすることで、肺インピーダンスの高精度の測定と心電信号の検出およびペーシングとを両立することができる。すなわち、十分に小さな表面積を有するショート電極５１，５２を心電信号の測定およびペーシングに用いることにより、ノイズの少ない心電信号を取得することができ、また、エネルギの低いペーシングパルスで十分なペーシング効果を得ることができる。

図１３においては、リード３の先端から順に、ロング電極６２、ショート電極５３およびロング電極６３が備えられている。この場合、一方のロング電極６２／６３とカン電極４との間に交流定電流が供給され、カン電極４とショート電極５３との間の電圧が測定される。また、ショート電極５３をマイナス電極として用いて、心臓Ａへのペーシングパルスの供給が行われる。
一部の患者においては、ショート電極５３の位置の近傍においてペーシングパルスの高い効果が得られる。したがって、このような患者に対して、ペーシングをより有効に行うことができる。

１，１’ 生体インピーダンス測定装置
２筐体
３リード
４カン電極
４ａカン−ベース電極
４ｂカン−チップ電極
５チップ電極
６リング電極
７高周波定電流回路（電流供給部）
８差動増幅器（電圧測定部）
９帯域通過フィルタ
１０インピーダンス算出部
１１心拍数アダプティブフィルタ
１２心拍検出部
１３心不全診断部
Ａ心臓
Ｂ肺

Claims

胸壁に植え込まれるカン電極を備える筐体と、
該筐体から延び冠静脈に挿入されるリードの先端側に設けられ互いに絶縁された一対の電極と、
該一対の電極の一方と前記カン電極との間に定電流を供給する定電流供給部と、
前記一対の電極の他方と前記カン電極との間の電圧を測定する電圧測定部と、
前記定電流供給部によって一対の電極の前記一方と前記カン電極との間に供給された定電流と前記電圧測定部によって測定された電圧とを用いてインピーダンスを算出するインピーダンス算出部とを備え、
前記一対の電極は、これら両方の電極が前記冠静脈内に収容可能な長さ寸法を前記リードの長手方向に有するとともに、
前記一対の電極のうち少なくとも１つは、肺への血流が通常の状態と低下している状態とにおいて前記インピーダンス算出部によってそれぞれ算出される前記インピーダンスの振幅の、肺の血流量以外のノイズ成分の変動に起因するばらつきの範囲が互いに重ならないような前記長さ寸法であって、１５ｍｍ以上１５０ｍｍ以下の前記長さ寸法を有する生体インピーダンス測定装置。
前記一対の電極のうち少なくとも１つが、１．５２ｍｍ以上５ｍｍ以下の外径寸法を有する請求項１に記載の生体インピーダンス測定装置。
前記一対の電極のうち少なくとも１つは、導線が前記リードの周方向に螺旋状に巻かれてなる請求項１または請求項２に記載の生体インピーダンス測定装置。