JPH08502430A - 人体の検査 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 身体を検査する方法が、異なる周波数の照会電気信号を身体へ印加して、異なる周波数における第１の電気的インピーダンス測定を表わす第１の信号を取得し、身体内部の状態における変化後に異なる周波数における以後の第２の電気的インピーダンス測定を表わす第２の信号を取得し、異なる周波数における第１および第２の信号に応答して前記身体部分の特性を選択的に決定することを含む。本発明は、一時的変化と関連する身体の異なる部分の異なる周波数挙動が臓器の解像度および組織の分別を改善するため用いることができる。

Description

【発明の詳細な説明】 人体の検査 （技術分野） 本発明は、人体の検査に関する。特に、本発明は、トモグラフィに関し、特に 電気的インピーダンス・トモグラフィ、即ちいわゆるＥＩＴに関する。 （背景技術） 現在開発された如きＥＩＴ（部材．Ｈ．ＢｒｏｗｎおよびＤ．Ｃ．Ｂａｒｂｅ ｒ著「電気的インピーダンス・トモグラフィ（Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｉｍｐｅ ｄａｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」（Ｃｌｉｎ．Ｐｈｙｓ．ａｎｄ Ｐｈｙ ｓｉｏｌ Ｍｃａｓ．Ｓｕｐｐｌ．Ａ．２０７ページ、１９９２年））は、通常 人間の患者の体部周囲に配置された電極列を用いて、組織の抵抗即ちインピーダ ンスにおける変化のイメージを生じる。心臓および呼吸の両方に関する変化をイ メージ化できることが示された。呼吸に関する変化は、主として肺臓から生じ、 また心臓に関する変化は心臓、肺臓および主要血管から生じる。心臓からの変化 は、血液容積における大きな変化から生じる。血管からの変化は、主として脈拍 圧が変化する時、断面積従って血液容積における変化による。肺臓からの変化も また、収縮時の圧力が肺臓気管樹枝構造（ｐｕｌｍｏｎａｒｙ ｔｒｅｅ）の血 液量が増加する時、血液容積の変化と関連する。心臓および呼吸と関連する変化 のＥＩＴイメージは、２０乃至５０ＫＨｚの範囲内の１つの周波数において形成 された。 現在、幾つかのＥＩＴ研究グループは、イメージに対する人体形状の影響を提 言する観点で、かつまた周波数による組織のインピーダンス変化に照らしてこの 組織を特徴付けることができるという観点において、ある範囲の周波数にわたっ て行われた測定からイメージを形成することを考えている。このような研究は、 とりわけ、Ｐ．Ｍ．Ｒｅｃｏｒｄ、Ｒ．ＧａｄｄおよびＦ．Ｖｉｎｔｈｅｒの「 多 重周波数ＥＩＴ（Ｍｕｌｔｉ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ＥＩＴ）」（Ｃｌｉｎ．Ｐ ｈｙｓ．ａｎｄ Ｐｈｙｓｉｏｌ．Ｍｅａｓ．Ｓｕｐｐｌ．Ａ、６７〜７２ペー ジ、１９９２年）に記載されている。 （発明の概要） 本発明は、広い周波数範囲にわたり人体の体部についてなされた電気的インピ ーダンス測定の検査から得たものであり、予期されなかった性質の結果に導くも のであった。この研究は、異なる電気的信号の周波数で測定された人体内部の状 態における変化にわたり生じるインピーダンスの変化の研究に向けられた。 本発明によれば、 人体に異なる周波数における照会電気信号（ｉｎｔｅｒｒｏｇａｔｏｒｙ ｅ Ｉｅｃｔｒｉｃａｌ ｓｉｇｎａｌｓ）を印加するステップと、 異なる周波数における第１の電気的インピーダンス測定を表わす第１の信号を 獲得するステップと、 人体の内部状態における変化後の異なる周波数における第２の電気的インピー ダンス測定を表わす第２の信号を獲得するステップと、 異なる周波数における第１および第２の信号に応答して前記人体の部分の特徴 を選択的に決定するステップと を含む人体の検査方法が提供される。 先に触れた、また更に詳細には以下に述べる研究は、動的体系内でインピーダ ンスが周波数と共に変化する状態がインピーダンスあるいはインピーダンスの変 化がこの体系のどの部分と関連するかに従って著しい相違があり得るというこれ まで判らなかった驚くべき発見をもたらした。 更に、人体あるいは動物の身体の生体内検査の場合、また身体の躯幹部におけ るインピーダンスを考察すると，周波数が増加するに伴い、心臓周期と関連する インピーダンス変化が呼吸周期と関連するインピーダンス変化よりもかなり迅速 に低下し、これまでになされた如何なる研究でも予期されなかった現象である。 身体の異なる動的特徴と関連するインピーダンスの一時的変化が、周波数の関数 であり、この関数はインピーダンス変化が関連する動的特徴に依存することが判 る。 ほとんどの場合、身体の内部状態における変化は、身体の少なくとも一部の形 状の変化である。例えば、人間の身体においては、このような変化は脈動する血 流による血管の断面積における変化であり得る。あるいはまた、このような変化 は、空気体積における変化、従って肺臓の大きさにおける変化、あるいは心臓に おける血液容積の変化であり得る。本発明の非医療的用途、即ち獣医学的用途も また考えられる。 望ましくは、電気的インピーダンスの測定は、身体の内部状態における周期的 変化における選定された異なる時点において行われる。これらの時点は、周期的 変化と関連するインピーダンスの周期的変動のピークと谷とに実質的に対応する ように選定されることが望ましい。 人体の場合には、各信号は、特定の身体部分の状態における周期的変動と同期 して測定を行うことによって得ることができる。例えば、心拍同期信号を心臓と 関連付けることができ、測定は観察被検体のＥＣＧ波におけるある時点と同期さ せられ、一方で、被検体の吸気と呼気と同期された測定を肺臓と関連付けること ができる。 得られる信号表示が、インピーダンス測定の実数部分のみを表わすことが望ま しい。多くの場合、インピーダンス測定の容量分が誤差を生じがちであり、従っ て信頼できないと考えられる。 本発明の進展形態においては、当該方法は、前記身体部分の前記特性を表わす 信号を用いて身体部分の断層写真映像を生成することを含む。 前記の観察された現象は、例えば、人体の断面の断層写真映像の生成時に用い ることができる。一時的変化と関連する臓器の異なる周波数挙動を利用すること によって、臓器の解像度および組織の分別を改善することができる。 電気信号は、最低周波数と最高周波数間の数値差が望ましくは少なくとも１オ ーダーあるようにＫＨｚの周波数レンジにあることが適当である。ＭＨｚレンジ におけるよりもＫＨｚレンジにおける方が作業がかなり容易である。 本発明の更なる詳細は、添付図面に関して以降の記述を読めば理解できる。 （図面の簡単な説明） 図１は、周波数ベースのインピーダンス測定を得るため１グループの人体につ いて行われた試験を略図的に示し、 図２ａおよび図２ｂは、２つの異なる周波数における人体について行われた２ つの試験結果を示し、 図３は、組織に対する相等電気回路の簡単な形態を示し、 図４は、組織のインピーダンス特性の異なるモデル化方法の結果を示し、 図５は、人体内部の異なる関心領域と関連する人体の吸気と呼気間の抵抗値変 化を周波数の関数として示し、 図６は、異なる周波数における吸気と呼気間の抵抗値変化の断層写真映像を示 す。 （実施例） 本発明を導く検査について次に更に詳細に記述することにする。 図１に示されるように、人体の左の上腕１と左の手首２間のピーク間振幅の正 弦波状に変動する１ｍＡの一定電流を印加して、右の上腕３と右の手首４間に結 果として生じる電位を測定することによって、４極インピーダンス測定法（ｔｅ ｔｒａｐｏｌａｒ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）が行われた 。得られた測定は、主として躯幹部５のインピーダンスと関連する。用いた電極 は、Ａｇ／ＡｇＣｌ（Ｃｏｎｍｅｄ１４０−２５４５）であり、測定された電極 インピーダンスは典型的に９．６ＫＨｚで５００オームより小さかった。 電流波形は、９．６ＫＨｚ乃至６１４．４ＫＨｚの周波数において良好に２倍 となり、各ステップが３．３３ｍｓ間続いた。このため、各測定セット間の３． ３３ｍｓの間隔で７つの周波数における完全測定セットを２６．７ｍｓで行うこ とを可能にし、従って毎秒３７．５のデータ・セットを生じた。記録された電位 は、最初に増幅され、次いで高周波乗算器を用いて信号の同位相成分、 換言すれば、複合インピーダンスの実数部分を取出すため復調された。増幅器内 部で用いられたＡＣ結合により、３．３ｍｓのエポック（ｅｐｏｃｈ）内で０． １％より良好に信号を整定することができた。次に、結果として生じる信号が、 毎秒５０または２００サンプルでディジタル化される前に低域通過フィルタで濾 波され（４極は２５ＫＨｚで３ｄＢ）、コンピュータへ送られた。Ａ−Ｄインタ ーフェースは、ＤＡＳ−８ＰＧＡ８（Ｋｅｉｔｈｌｅｙ）であり、コンピュータ はＲｅｓｅａｒｃｈ Ｍａｃｈｉｎｅｓ社の３８６／２０であった。市販のソフ トウエア（Ａｓｙｓｔ，ＥａｓｙｅｓｔＬＸ，Ｋｅｉｔｈｌｅｙ）を用いてデー タが収集された。本システムは、２０オーム以下の抵抗と並列抵抗−コンデンサ の組合わせ（３００オームおよび１０ｎＦ）を用いて電極を生じるように校正さ れた。測定の精度は、７つの周波数において３％以内であった。 既知の呼吸異常あるいは心臓異常を持った１２の通常の被検体が測定のため用 いられた（平均年齢３７歳、年齢範囲が２３歳から５１歳、９人の男性と３人の 女性）。図１には示さないが、被検体は測定中絶縁面上に座置させられ、手が木 のベンチ上に置かれた。測定中、膝部が触れないように注意が払われたが、これ は電流に対する制御不能な経路を生じる故であった。 各被検体に対して２回の記録、即ち測定セットが実施され、最初は１０秒の期 間、２回目は４０秒間であった。最初の記録中、被検体は全肺臓容量だけ吸気し て息を１０秒間の記録のため保持するように言われた。２回目の記録中、各被検 体は再び息を１０秒間止めるが、次に呼気して更に３０秒間正常に呼吸するよう に言われた。各記録は、２０４８データ点で集められた。 最初の記録は、７つの周波数における絶対値インターフェースの実数部分と、 心臓関連変化の振幅をも測定するために用いられた。２回目は、呼吸の停止に続 く呼気時のインピーダンス変化の振幅を記録するために用いられた。３７．５ｓ^-1 の高いフレーム速度の故に、７つの周波数における測定は実際には同時に行わ れた。心臓および呼吸と関連する成分の振幅の測定は、波形の印刷により、次い で信号のピークトゥピーク振幅を手で測定することによって行われた。各場合に 、 ノイズを低減するために波形が１０Ｈｚで低域通過フィルタによりディジタル的 に濾波された。心臓と関連する変化の減衰がこの濾波の結果として生じたもので ないことが判った。 ４０秒の記録の１つで９．６ＫＨｚで測定されたインピーダンスの軌跡は、添 付図面の図２ａに示される。心臓と関連する変化は、呼吸が止められる最初の１ ２秒間に明瞭に目に見える。それが終ると、インピーダンスは低下し、呼吸中の 変化を見ることができる。心臓の変化は、収縮期のインピーダンスの迅速な低下 を呈し、次いで拡張期中はゆっくり増加する。ＥＣＧは、一人の被検体で記録さ れ、インピーダンスにおける迅速な低下が心臓の収縮の開始と対応していること が確認された。 図２ｂは、図２ａに示された記録と同じ記録において３０７ＫＨｚで行われた 測定を示している。心臓および呼吸と関連する変化の相対的振幅が各周波数にお いて異なり、心臓と関連する変化が３０７ＫＨｚで行われた記録ではより小さい ことが明瞭に判る。 ７つの周波数において測定されたインピーダンスのグループ平均値、および呼 吸と心臓と関連する変化の振幅が、以下に述べる表１および表２に示される。平 均インピーダンスおよび心臓と関連する変化が、総肺気量で止められた１０秒間 の呼吸中に測定された。呼気分は、総肺気量から通常の呼吸への変化として２回 目の記録から測定される。全ての場合、示されるのはインピーダンスの実数部で あり、その結果心臓と関連する変化の場合における呼気変化の場合にはオームと して、また心臓と関連する変化お場合はミリオームとして与えられる。図２ａお よび図２ｂに示された記録は、９．６ＫＨｚにおける約２１．２オーム、３０７ ＫＨｚにおける１４．２オームの総肺気量における平均インピーダンスを示す。 これらの図は、９．６ＫＨｚにおける２４．４５オームおよび３０７ＫＨｚにお ける１７．８１オームのグループ平均と対比される。標準偏差は、全ての測定値 に対して与えられる。 これらの標準偏差は、これらが被検体の形状および大きさに、かつ内部抵抗に 依存する故に非常に大きい。表２では、１００％が９．６ＫＨｚにおける測定を 表わすように正規化された結果が呈示される。ここで与えられた標準偏差は表１ におけるよりはるかに小さいが、これは各個における周波数によるインピーダン スの変化のみを示す故である。 この表は、１２人の被検体に対する平均データを示している。呼気分（δＺ_γ ）は呼気と関連するインピーダンス変化、即ち、総肺気量（呼吸を止めた状態） と正常な呼吸との間のインピーダンス変化である。心臓の容量分（δＺ_c）は、 総肺気量における変動インピーダンス信号のピークトゥピーク振幅から測定され た心臓関連インピーダンス変化である。 この表は、１２人の被検体に対する平均データを示している。数値は、グルー プに対する平均をとる前に９．６ＫＨｚで行われた測定に正規化されている。 １２全ての場合において、心臓関連インピーダンス変化（δＺ_c）の振幅は、 呼吸関連インピーダンス変化（δＺ_γ）よりも更に迅速に増加する周波数により 低減した。心臓の変化は、１００％から２８．２％へ低下した（範囲１８．６乃 至３９．４％）。呼吸変化は、１００％から６５．４％へ変化した（範囲５９． ８乃至７１．１％）。周波数によるインピーダンスの低下は、典型的には生物学 的組織において見出されたが、心臓および呼吸の容量分の場合の差は予期されな かった。発明者たちによるその後の研究によりこれらの発見が確認され、異なる 呼吸パターンに従い種々の異なる電極形態を用いて行われた試験もまた、先に述 べたものと一致する結果を生じた。血液に対する緩和周波数が典型的に１乃至３ ＭＨｚと目される故に、心臓関連変化が６００ＫＨｚまでの周波数において振幅 が著しく低減しないことが予測された。心臓関連変化の振幅において比較的迅速 な低減のこのような観察を調べるためにあるモデリングが行われた。 多くの研究では、組織のインピーダンスをモデル化するため図３に示される如 き簡単なＲ−Ｃの組合わせが用いられた。この場合、Ｒは細胞外の導通とおおま かに関連し得、ＳはＣにより表わされる隔膜キャパシタンス間の細胞間の導通と 関連し得る。しかし、組織における時定数の拡散が生じる故に、生体データに対 しては厳密な適合は得られなかった。換言すれば、ある範囲の時定数が組織に存 在する。 ある研究は、組織相等回路の軌跡を得るために、ＣｏｌｅおよびＣｏｌｅの研 究（Ｋ．Ｓ．ＣｏｌｅおよびＲ．Ｈ．Ｃｏｌｅ著「誘電体における拡散および吸 収（Ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ａｎｄ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｉｎ Ｄｉｅｌｅ ｃｔｒｉｃｓ）」（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ 、第９部、３４１〜３５１ページ、１９４１年））に基くサスセプタンス対コン ダクタンスの関係グラフ（方法．Ｋａｎａｌ、Ｍ．ＨａｅｎｏおよびＫ．Ｓａｋ ａｍｏｔｏ著「脚部と腕部における流体分布の電気的測定（Ｅｌｅｃｔｒｉｃａ ｌ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｆｌｕｉｄ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ｉｎ ｌｅｇｓ ａｎｄ ａｒｍｓ）」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｔｈｒｏｕｇｈ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、第１２部、１５９〜１７０ページ、１ ９８７年））を用いた。これらは、多くの周波数にわたり測定を行うことを要求 し、かつ実数と仮数の両成分が得られることを要求した。先に述べた研究におい ては、僅かに７つの周波数における測定が行われ、実数部分のみが記録された。 位相外成分の記録も可能であるが、生体内では接地に対するケーブルのキャパシ タンスと身体のキャパシタンスが位相外成分の記録の信頼性を下げることが考え られる。この故に、また測定が７つの周波数のみで行われたという事実の故に、 結果は下記の如く修正された。即ち、 複雑なインピーダンス面に円を確立する一般的インピーダンスを下記のように 表わすことができる。即ち、 但し、Ｒ_∞はＶＨＦインピーダンス、Ｒ_oは低周波インピーダンス、ｆは周波数 、ｆ_γは組織に対する緩和周波数、αはＣｏｌｅ−Ｃｏｌｅ分散関数を特徴付け る定数である。式（１）の実数部を取出すと、下式を得る。即ち、 図３の表記と一致するために、Ｒ＝Ｒ_oとし、かつＲ_∞＝ＲＳ／（Ｒ＋Ｓ）と する。 これは、表１のデータに対する最小２乗適合を行うために用いられた。このよ うにパラメータＲ、Ｓ、ｆ_γ、およびαは、全インピーダンス、呼吸容量分（ｒ ｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）および心臓容量分（ｃａｒｄｉａ ｃ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）に対して得られた。このモデリングの結果は図４に示 され、これが異なるインピーダンス成分の測定値と、モデルからの相等値の両方 を示している。カーブは、測定絶対インピーダンス２０、測定心臓容量分２１、 測定呼吸容量分２２、モデル化絶対インピーダンス２３、モデル化心臓容量分２ ４、およびモデル化呼吸容量分２５であり、全て９．６ＫＨｚにおける前記測定 の百分率として示される。 このモデリングは、測定データを式（２）に対して非常によくモデル化できる ことを示している。下記のパラメータが得られた。即ち、 全インピーダンス： Ｒ＝２６．１３Ω Ｓ＝２３．３８Ω ｆ_γ＝１５８ＫＨｚ α＝０．３９ 呼吸関連容量分： Ｒ＝１．６８Ω Ｓ＝１．４４Ω ｆ_γ＝４２１．５ＫＨｚ α＝０．２１ 心臓関連容量分： Ｒ＝１１８．７Ω Ｓ＝７．２６Ω ｆ_γ＝８６．８ＫＨｚ α＝０．４３ 心臓および呼吸と関連した容量分が基底インピーダンスの摂動と見做すことが 更に論理的であると論議することができる。モデリングがこのように行われるな らば、ＲおよびＳにおける等価の変化を見出すことができ、これが観察を説明す る。この結果は下記の如くである。即ち、 呼吸関連容量分： Ｒにおける変化は１．４５Ω Ｓにおける変化は３．８３Ω 心臓関連容量分： Ｒにおける変化は０．１０４Ω Ｓにおける変化は０．１３６Ω 前記のことから判るように、躯幹部インピーダンスの測定が、Ｃｏｌｅ−Ｃｏ ｌｅ式を用いて非常によくモデル化できる周波数による低減を示す。個体におけ るインピーダンスの低減は非常に一貫している。しかし、個体間の絶対インピー ダンスの差は非常に大きく、おそらくは身体の形状および大きさにおける相違を 大きく反映する。単純化されたモデルが躯幹部に対して仮定されるならば、組織 の体積に照らしてインピーダンスを表わすことが可能となろう。しかし、このよ うな単純化モデルは、非常に多くの仮定を必要とするためその利用性には疑問が ある。 結果は、心臓および呼吸と関連するインピーダンス変化が周波数と共に変化す る方法の著しい相違を呈する。多重周波数電気的インピーダンス断層写真（ＥＩ Ｔ）システムが各ピクセル毎のインピーダンス・スペクトルの計算のため用いら れるならば、それらの異なる周波数の挙動に基いて心臓および呼吸の信号を識別 することが可能である。単一周波数ＥＩＴ像形成法は、心臓と肺臓の両者からの インピーダンス変化の映像を示したが、空間解像度は劣ったものであり、多くの 場合、組織を分別することはできない。刊行された生体イメージは、３次元の問 題に適する２次元解像度を用いて、空間解像度は像形成された直径の高々１０％ である。しかし、本発明によれば、多重周波数測定を行うことにより、インピー ダンス・スペクトルおよびインピーダンスにおける変化のスペクトルに基いて組 織を識別することが可能である。 組織インピーダンスが周波数と共に低下すること、および肺臓の通気中の変化 が同様に低下することが予期される。しかし、心臓と関連する変化が血液分布に おける変化から生じるならば、おそらくは周波数による小さな変化が予測されよ う。血液はアルファ拡散（ａｌｐｈａ ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ）を持たないが、 ベータ拡散（ｂｅｔａ ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ）が観察される。血液に対する３ ＭＨｚの緩和周波数（即ち、平均組織時定数と対応する３ｄＢの周波数）が示唆 され（Ｋａｎａｉ）、他の研究が約１乃至２ＭＨｚの値を発見している。これら の値が正しければ、先に述べた試験の測定の周波数範囲（９．６乃至６１４ＫＨ ｚ）にわたって、比較的小さな変化が見出されるはずである。心臓関連変化のモ デリングは、血液に対するＫａｎａｉの数値とは一致しない８６．８ＫＨｚの緩 和周波数を呈示した。 先に述べた試験の観察の１つの可能な説明は、心臓関連インピーダンス変化の 根源が気管樹枝構造の上部における脈動血液容積変化であり得ることである。こ れらの変化は、高周波における低減するインピーダンスを有し、このため心臓関 連インピーダンス変化の相対的大きさを低減する非脈動肺臓組織によって短絡さ れることもあり得る。心臓関連インピーダンス変化が肺臓の領域から記録され得 ること、およびこれらの変化が肺臓における血液容積における変化から生じ得る ことが示された。これらの変化の大半が、圧力波形が脈動状であり、従って血管 断面における変化が生じる比較的大きな血管において生じ易い。肺臓を心臓関連 変化のあり得る主たる根源として識別する２つの理由を見出すことができる。第 一に、心臓のインピーダンスが収縮期に上昇することを予期しがちであるが、イ ンピーダンスは低下するのであり、第二に、心臓および主要血管における如き大 きな血液の非分散量に対しては、全血についての測定から高い緩和周波数を見出 すことを予期しがちである。しかし、血液の周波数分散と全躯幹部の周波数分散 間の直接的な比較を行うことは不可能である。 人間の躯幹部の断面の断層写真映像の異なる領域と関連するインピーダンス変 化の周波数応答について更なる調査が行われた。図５はこれらの調査の結果をグ ラフで示し、横軸が周波数を示し、縦軸が吸気と呼気における抵抗値と照合され た呼気との間の抵抗値の変化の百分率で表わされた比、即ち、（Ｚｉｎｓｐ−Ｚ ｅｘｐ）／Ｚｅｘｐを表わしている。 被検体は、一杯に吸気して息を止め、次に完全に呼気して再び息を止めるよう に指示された。４つのカーブ３０、３１、３２および３３は、臨床的関心のある 異なる領域の周波数応答を示し、それぞれ右肺の応答、左肺の応答、脊柱応答、 および心臓管脈系統を表わすと考えられるイメージ中心領域の応答を表わしてい る。 図５のカーブは、動的なインピーダンス変化の周波数応答を調べることにより 、どのように断層写真映像の異なる部分の選択的な決定が可能であるかを示して いる。特に０〜１００ＫＨｚの周波数レンジにおける下部の勾配は、異なる解剖 学的関心領域に対する明瞭な差異を示している。予期されるように、脊柱と関連 する応答は、脊柱が脈動サイクルにおける最小限の状態変化を呈するので、略々 平坦な線である。この値における変化は、おそらくは選択された領域における肺 臓データによるある汚染によるものである。 図６は、先に述べた効果の使用を示す１組のＥＩＴイメージを示す。８つのイ メージが標準的ＥＩＴ手法を用いて生成され、インピーダンスの測定は、周波数 の２倍を表わす９．６ＫＨｚから１２２８．８ＫＨｚの連続的イメージからの８ つの異なる電気信号周波数において同時に有効に行われる。イメージにおけるピ クセル値は、イメージにおけるピクセル値は、呼吸サイクルにおける値（Ｚｉｎ ｓｐ−Ｚｅｘｐ）／Ｚｅｘｐ、即ち、呼気における抵抗値と照合された抵抗値の 変化を表わす。イメージは、イメージの組における最大変化に正規化される。周 波数が増加する時のイメージにおける累進的変化は本発明の手法の使用を示し、 このような変化は本発明以前には全く予測されなかった。 図５におけるカーブを生じるため用いた値は、イメージにおける関心領域を選 択的に局在化することにより、かつ選択的に局在化された領域に対する抵抗値を 決定することによってこれらイメージから得られる。特に、各肺臓領域に対して 、９．６ＫＨｚにおける呼吸サイクルにおける当該肺臓と関連する抵抗値のピー ク変化を見出すためイメージ・データが調べられた。次に、このピーク変化の５ ０％以上のサイクルにおける抵抗値の変化を呈するピクセルを含む領域が決定さ れ、この領域が前記肺臓領域を表わすものとされた。図５のカーブに対して用い られた値は、関連領域における平均値を表わす。イメージの中心領域を固定し、 従って図５のカーブ３３を生じるために、同様な試みが用いられた。脊柱領域に 対しては、これは２倍周波数の静的イメージ形成から目によって固定され、再び 図５におけるカーブ３２を構成するため用いられた値はこの領域における平均値 を表わす。 本発明は、心臓および呼吸と関連するインピーダンス変化に関して記載され図 示された。しかし、本発明は内部状態における変化が生じる人間および動物の身 体の異なる部位を検査するためにも適用し得ることを理解すべきである。例えば 、当手法は、被検体の食道を通る食物あるいは流動物の運動、あるいは被検体の 胃の内容物の運動を検査する用途がある。内容物の運動即ち嬬動の効果は、体内 の状態における変化を提供することになる。当手法はまた、医療以外の分野ある いは獣医学分野の用途をも見出すことができよう。

【手続補正書】特許法第１８４条の８ 【提出日】１９９４年９月２９日 【補正内容】 明細書 人体の検査 （技術分野） 本発明は、人体の検査に関する。特に、本発明は、トモグラフィに関し、特に 電気的インピーダンス・トモグラフィ、即ちいわゆるＥＩＴに関する。 （背景技術） 現在開発された如きＥＩＴ（部材．Ｈ．ＢｒｏｗｎおよびＤ．Ｃ．Ｂａｒｂｅ ｒ著「電気的インピーダンス・トモグラフィ（Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｉｍｐｅ ｄａｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）」（Ｃｌｉｎ．Ｐｈｙｓ．ａｎｄ Ｐｈｙ ｓｉｏｌ Ｍｅａｓ．Ｓｕｐｐｌ．Ａ．２０７ページ、１９９２年））は、通常 人間の患者の体部周囲に配置された電極列を用いて、組織の抵抗即ちインピーダ ンスにおける変化のイメージを生じる。心臓および呼吸の両方に関する変化をイ メージ化できることが示された。呼吸に関する変化は、主として肺臓から生じ、 また心臓に関する変化は心臓、肺臓および主要血管から生じる。心臓からの変化 は、血液容積における大きな変化から生じる。血管からの変化は、主として脈拍 圧が変化する時、断面積従って血液容積における変化による。肺臓からの変化も また、収縮時の圧力が肺臓気管樹枝構造（ｐｕｌｍｏｎａｒｙ ｔｒｅｅ）の血 液量が増加する時、血液容積の変化と関連する。心臓および呼吸と関連する変化 のＥＩＴイメージは、２０乃至５０ＫＨｚの範囲内の１つの周波数において形成 された。国際出願第ＷＯ９１／１９４５４号は、心臓サイクルの間の人体におけ る血流の観察の如き動的系統の検査に適用し得るリアルタイムＥＩＴシステムに ついて記載している。 現在、幾つかのＥＩＴ研究グループは、イメージに対する人体形状の影響を提 言する観点で、かつまた周波数による組織のインピーダンス変化に照らしてこの 組織を特徴付けることができるという希望において、ある範囲の周波数にわたっ て行われた測定からイメージを形成することを考えている。このような研究は、 とりわけ、Ｐ．Ｍ．Ｒｅｃｏｒｄ、Ｒ．ＧａｄｄおよびＦ．Ｖｉｎｔｈｅｒの「 多重周波数ＥＩＴ（Ｍｕｌｔｉ−ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ＥＩＴ）」（Ｃｌｉｎ． Ｐｈｙｓ．ａｎｄ Ｐｈｙｓｉｏｌ．Ｍｅａｓ．Ｓｕｐｐｌ．Ａ、６７〜７２ぺ ージ、１９９２年）に記載されている。Ｈ．ＧｒｉｆｆｉｔｈｓおよびＺ．Ｚｈ ａｎｇ著「試験管内および生体内の２倍周波数電気的インピーダンス断層写真法 （Ｄｕａｌ−Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｉｎ Ｖｉｔｒｏ ａｎｄ ｉｎ Ｖｉｖｏ）」（Ｐ ｒｏｃ．ＩＥＥＥ Ｅｎｇ．ｉｎ Ｍｅｄ．ａｎｄ Ｂｉｏｌ．Ｓｏｃｉｅｔｙ 第１１回年次総会、第１１巻、１９８９年１１月、４７６〜４７７ページ）も同 様に２倍周波数ＥＩＴを用いるイメージ形成法について記載する。 （発明の概要） 本発明は、広い周波数範囲にわたり人体の体部についてなされた電気的インピ ーダンス測定の検査から得たものであり、予期されなかった性質の結果に導くも のであった。（以下略） （図面の簡単な説明） 図１は、周波数ベースのインピーダンス測定を得るため１グループの人体につ いて行われた試験を略図的に示し、 図２ａおよび図２ｂは、２つの異なる周波数における人体について行われた２ つの試験結果を示し、 図３は、組織に対する相等電気回路の簡単な形態を示し、 図４は、組織のインピーダンス特性の異なるモデル化方法の結果を示し、 図５は、人体内部の異なる関心領域と関連する人体の吸気と呼気間の抵抗値変 化を周波数の関数として示し、 図６は、異なる周波数における吸気と呼気間の抵抗値変化の断層写真映像を示 す。 （実施例） 本発明を導く検査について次に更に詳細に記述することにする。 図１に示されるように、人体の左の上腕１と左の手首２間のピーク間振幅の正 弦波状に変動する１ｍＡの一定電流を印加して、右の上腕３と右の手首４間に結 果として生じる電位を測定することによって、４極インピーダンス測定法が行わ れた。得られた測定は、主として躯幹部５のインピーダンスと関連する。用いた 電極は、Ａｇ／ＡｇＣｌ（Ｃｏｎｍｅｄ １４０−２５４５；商標）であり、測 定された電極インピーダンスは典型的に９．６ＫＨｚで５００オームより小さか った。 電流波形は、９．６ＫＨｚ乃至６１４．４ＫＨｚの周波数において良好に２倍 となり、各ステップが３．３３ｍｓ間続いた。このため、各測定セット間の３． ３３ｍｓの間隔で７つの周波数における完全測定セットを２６．７ｍｓで行うこ とを可能にし、従って毎秒３７．５のデータ・セットを生じた。記録された電位 は、 最初に増幅され、次いで高周波乗算器を用いて信号の同位相成分、換言すれば、 複合インピーダンスの実数部分を取出すため復調された。（以下略） （中略）この場合、Ｒは細胞外の導通とおおまかに関連し得、ＳはＣにより表わ される隔膜キャパシタンス間の細胞間の導通と関連し得る。しかし、組織におけ る時定数の拡散が生じる故に、生体データに対しては厳密な適合は得られなかっ た。換言すれば、ある範囲の時定数が組織に存在する。 ある研究は、組織相等回路の軌跡を得るために、ＣｏｌｅおよびＣｏｌｅの研 究（Ｋ．Ｓ．ＣｏｌｅおよびＲ．Ｈ．Ｃｏｌｅ著「誘電体における拡散および吸 収（Ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ａｎｄ Ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｉｎ Ｄｉｅｌｅ ｃｔｒｉｃｓ）」（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ 、第９部、３４１〜３５１ページ、１９４１年））に基くサスセプタンス対コン ダクタンスの関係グラフ（方法．Ｋａｎａｌ、Ｍ．ＨａｅｎｏおよびＫ．Ｓａｋ ａｍｏｔｏ著「脚部と腕部における流体分布の電気的測定（Ｅｌｅｃｔｒｉｃａ ｌ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｆｌｕｉｄ ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ｉｎ ｌｅｇｓ ａｎｄ ａｒｍｓ）」（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｒｏｇｒｅｓｓ ｔｈｒｏｕｇｈ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、第１２部、１５９〜１７０ページ、１ ９８７年））を用いた。これらは、多くの周波数にわたり測定を行うことを要求 し、かつ実数と仮数の両成分が得られることを要求した。先に述べた研究におい ては、僅かに７つの周波数における測定が行われ、実数部分のみが記録された。 位相外成分の記録も可能であるが、生体内では接地に対するケーブルのキャパシ タンスと身体のキャパシタンスが位相外成分の記録の信頼性を下げることが考え られる。この故に、また測定が７つの周波数のみで行われたという事実の故に、 結果は下記の如く修正された。即ち、 複雑なインピーダンス面に円を確立する一般的インピーダンスを下記のように 表わすことができる。即ち、 但し、Ｒ_∞はＶＨＦインピーダンス、Ｒ_oは低周波インピーダンス、ｆは周波数 、ｆ_γは組織に対する緩和周波数、αはＣｏｌｅ−Ｃｏｌｅ分散関数を特徴付け る定数である。式（１）の実数部を取出すと、下式を得る。即ち、 【手続補正書】特許法第１８４条の８ 【提出日】１９９４年１１月１４日 【補正内容】 請求の範囲 １．体内状態における変化を呈する身体の電気的インピーダンス検査方法におい て、 異なる周波数の照会電気信号を身体へ印加するステップと、 異なる周波数における第１の電気的インピーダンス測定を表わす第１の信号を 取得するステップと、 身体の体内状態における変化後の異なる周波数におけるその後の第２の電気的 インピーダンス測定を表わす第２の信号を取得するステップと、 前記第１および第２の信号間の差の変動の周波数における変化に対する応答か ら前記身体部分の特性を選択的に決定するステップと を含む電気的インピーダンス検査方法。 ２．前記身体の体内状態の変化が前記身体の少なくとも一部の形状における変化 を含む請求項１記載の方法。 ３．前記第１の電気的インピーダンス測定と前記第２の電気的インピーダンス測 定が、身体の体内状態における周期的変化における選択された異なる時点と対応 する請求項１または２に記載の方法。 ４．前記各測定が、前記周期的変化におけるピーク点と谷点と実質的に対応する ように選択された時点において行われる請求項３記載の方法。 ５．前記取得された信号が、電気的インピーダンス測定の実数部分のみを表わす 請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。 ６．前記電気的インピーダンス測定がＫＨｚの周波数レンジにある請求項１乃至 ５のいずれかに記載の方法。 ７．最低周波数と最高周波数との間の少なくとも１次数の差である請求項８記載 の方法。 ８．前記身体が被検体の人体または動物の身体である請求項１乃至７のいずれか に記載の方法。 ９．前記身体部分が身体の臓器である請求項８記載の方法。 １０．前記電気信号が前記身体の躯幹部へ印加され、該身体部分が心臓または少 なくとも一方の肺である請求項８または９に記載の方法。 １１．前記第１の電気的インピーダンス測定が、被検者の息が吸気後に止められ る時に行われ、前記第２の電気的インピーダンス測定が、被検者の息を止めない 時に行われる請求項１０記載の方法。 １２．前記各信号が、前記身体部分の状態における周期的変動と同期して測定を 行うことにより取得される請求項９乃至１１のいずれか１つに記載の方法。 １３．前記身体部分の前記特性を表わす信号を用いることにより、該身体部分の イメージを生成するため電気的インピーダンス断層写真（ＥＩＴ）法を用いるス テップを含む請求項１乃至１２のいずれかに記載の方法。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．異なる周波数の照会電気信号を身体へ印加するステップと、 異なる周波数における第１の電気的インピーダンス測定を表わす第１の信号を 取得するステップと、 身体の体内の状態における変化後の異なる周波数におけるその後の第２の電気 的インピーダンス測定を表わす第２の信号を取得するステップと、 異なる周波数の前記第１および第２の信号に応答して前記身体の部位の特性を 選択的に決定するステップと を含む身体の検査方法。 ２．前記特性が前記異なる周波数の前記第１および第２の信号間の比較の測定を 表わす請求項１記載の方法。 ３．前記身体の体内の状態における変化が前記身体の少なくとも一部の形状にお ける変化を含む請求項１または２に記載の方法。 ４．前記第１の電気的インピーダンス測定と前記第２の電気的インピーダンス測 定とが、身体の体内の状態における周期的変化における選択された異なる時点と 対応する請求項１乃至３のいずれかに記載の方法。 ５．前記各測定が、前記周期的変化におけるピーク点と谷点と実質的に対応する ように選択された時点において行われる請求項４記載の方法。 ６．前記取得された信号が、電気的インピーダンス測定の実数部分のみを表わす 請求項１乃至５のいずれかに記載の方法。 ７．前記電気的インピーダンス測定がＫＨｚの周波数レンジにある請求項１乃至 ６のいずれかに記載の方法。 ８．最低周波数と最高周波数との間の少なくとも１次数の差である請求項７記載 の方法。 ９．前記身体が被検者の人体または動物の身体である請求項１乃至８のいずれか に記載の方法。 １０．前記身体部分が身体の臓器である請求項９記載の方法。 １１．前記電気信号が前記身体の躯幹部へ印加され、該身体部分が心臓または少 なくとも１つの肺臓である請求項９または１０に記載の方法。 １２．前記第１の電気的インピーダンス測定が、被検者の息が吸気後に止められ る時に行われ、前記第２の電気的インピーダンス測定が、被検者の息を止めない 時に行われる請求項１１記載の方法。 １３．前記各信号が、前記身体部分の状態における周期的変動と同期して測定を 行うことにより取得される請求項９乃至１２のいずれか１つに記載の方法。 １４．前記身体部分の前記特性を表わす信号を用いることにより、該身体部分の イメージを生成するためＥＩＴ法を用いるステップを含む請求項１乃至１３のい ずれかに記載の方法。 １５．請求項１乃至１４のいずれかに記載の方法を実施するための装置。