JPH11507858A

JPH11507858A - 身体の画像化に用いる方法及び装置

Info

Publication number: JPH11507858A
Application number: JP9503676A
Authority: JP
Inventors: ブーン，ケヴィン・グラハム; ホルダー，デービッド・サイモン
Original assignee: ブリティッシュ・テクノロジー・グループ・リミテッド
Priority date: 1995-06-22
Filing date: 1996-06-21
Publication date: 1999-07-13
Also published as: DE69603729D1; EP0833585B1; WO1997000642A1; GB9512717D0; EP0833585A1; DE69603729T2

Abstract

(57)【要約】本発明は、画像化（イメージング）に関し、更に詳しくは、電気インピーダンス・トモグラフィ（ＥＩＴ）技術による身体の画像化において用いられる方法及び装置に関する。身体（１０）の周囲を取り巻いて身体に電気的に接触する複数の電極（Ｅ₁からＥ₁₆）が提供される。第１の時間周期（Ｔ₁）に亘って、電極の少なくとも１つに、第１の電気入力信号が印加され、次の第２の時間周期（Ｔ₂）に亘って、その同じ少なくとも１つの電極に、第２の電気入力信号が印加される。第１及び第２の時間周期に亘って、残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号が測定され、第１の時間周期の間に得られ測定された信号と第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差が計算されて、差信号が提供される。この差信号は、画像再生のために、記憶し用いることができる。本発明は、身体における神経的機能を画像化するという特別の応用を有するが、その場合には、神経的な減極に関連するインピーダンスの変化が非常に小さく、身体の周囲で測定された結果的な電気信号は、更に小さい。この技術を用いることによって、インピーダンスの変化の動的な成分に対応する電気信号は強化され、他方で、それ以外の望まれない成分に対応する電気信号はキャンセルされる。

Description

【発明の詳細な説明】身体の画像化に用いる方法及び装置本発明は、画像化（イメージング）に関し、更に詳しくは、電気インピーダンス・トモグラフィ（ＥＩＴ）の手法を用いての身体の画像化において用いる方法及び装置に関する。電気インピーダンス・トモグラフィは、応用電位トモグラフィ（ＡＰＴ）と称することもある。本発明は、特に、身体内の神経機能を画像化する際に用いることができる。過去数年間の間、ＥＩＴの臨床的な応用に、相当の興味がもたれてきており、その応用は、呼吸の間の胸郭の変化、胃が空になる際の胃の変化及び心室間の出血の間の心臓の変化などの画像化の領域に拡大されている。ＥＩＴは、検査対象の身体の皮膚表面に離間した電極を適用することを含むが、これは、通常は、電極が検査される身体の面上に位置するように身体の周囲に巻かれたベルトの形式をとる。典型的な生体臨床医学的ＥＩＴシステムでは、低電圧の交流が２つの隣接する電極（駆動対、drive pair）の間に与えられ、結果的に生じる電位が、すべての残りの電極の対（被駆動対、driven pair）の間で測定される。他のすべての電極に対して、電位が記録され、シーケンスが反復され、測定されたインピーダンス信号値のマトリクスが得られる。例えば、１６個の電極を用いると、全体で、１０４回の独立したインピーダンスの測定がなされる。既知の再構成の手法を用いると、このマトリクスは、適切なコンピュータ・ハードウェアによって処理することができ、身体の面内のインピーダンスの画像が再生される。ＥＩＴの方法及び装置は、相当の発展を遂げており、並列的なデータ収集やノイズ削減などの手法を用いることにより、現在では、動的な現象の臨床的に有用な画像を提供することができるリアルタイムのシステムが使用可能である。ＥＩＴの基礎に関する更なる詳細は、論文"Applied Potential Tomography"，Barber & Brown ，1984，J．Phys．E: Sci．Instrum.，17，723-733に記載されている。注意すべきは、駆動対と受信対とのいずれも、２つの隣接する電極から成る必要はなく、場合によっては、直径に沿った（diametric）駆動対及び／又は受信対でも、臨床的な測定に対して、一定の効果を奏し得るということである。ＥＩＴ技術の潜在的に興味深い応用領域は、臨床神経科学であり、そこでは、頭皮測定を用いて人間又は動物の脳における機能的な変化の画像を得ている。患者の脈拍又は広がりつつある鬱状態（spreading depression）などに関連する、神経の機能的な活動の画像を形成することは、既存の装置を用いて可能である。その理由は、被験者の皮質内部の細胞の膨張が、３０％程度までインピーダンスを増加させるからである（"Electrical impedance tomography with cortical o r scalp electrodes during global cerebral ischaemia in the anaesthetised rat"，D.S．Holder，Clin．Phys．Physiol．Meas．1989，Vol.13，No.1，87-98 ；"Imaging of cortical spreading depression by EIT: Implications for loc alization of epileptic foci"，K Boone，A M Lewis and D S Holder，Physiol ．Meas．15（1994）A189-A198）。神経的な放電の間のインピーダンスのはるかに小さな変化をＥＩＴ技術によって測定できる可能性があることが示唆されている（"Impedance changes during evoked nervous activity in human subject: implications for the applicati on of applied potential tomography（APT）to imaging neuronal discharge" ，D.S．Holder，Clin．Phys．Physiol．Meas．1989，Vol.10，No.3，267-274）。この応用の原理は、神経膜のインピーダンスは、活動電位の間に、又は、シナプスの活動（ｓｙｎａｐｔｉｃａｃｔｉｖｉｔｙ）に伴うスレショルド未満の減極の間に低下することが知られており、細胞内部及び細胞外部でのコンパートメントの間のイオンの移動などの他の関連する影響が存在するということである。頭皮電極を用いることにより、脳において生じているインピーダンスの変化を記録し、脳内部の回路に沿った情報の進行を画像化するのに用いることができる。例えば、脳を視覚的な信号によって刺激し、その後で、各ミリ秒程度ごとに、記録ウィンドウのＥＩＴ画像を再構成し、それによって、結果的な活動電位プロセスが、被験者の脳における通路に沿ってトラッキングできることになる。現時点では、神経の減極（ｎｅｕｒｏｎａｌｄｅｐｏｌａｒｉｓａｔｉｏｎ）の計画な画像化を、ミリ秒又はミリ秒よりも短い時間分解能で行える技術は確立されていない。ＭＲＩ及びＰＥＴ技術によれば、大脳の活動の画像が作成されるが、これらは、代謝回復プロセスに関係し、これは、数秒又は数分に亘って生じる。このアプローチの問題点の１つは、活動電位に関連するインピーダンス変化は一般に非常に小さく非常に迅速であるということである。神経膜が減極するときにその抵抗値が実質的に低下する場合であっても、組織全体のインピーダンスは、同じ比率では変化しない。その理由は、神経の軸索原形質（axoplasm）に流れ込む電流の量は、膜のインピーダンスの場合よりも、神経の軸索（axons）の絶対インピーダンスとその幾何学的配置（geometry）に依存するからである。ある研究の評価によれば、インピーダンスの変化は、関係する脳の領域に依存するが、静止（resting）インピーダンスの、多くとも、０．１％から１％である。従って、頭皮電極を用いる測定でそのような僅かな変化を正確に画像化するには、ＥＩＴシステムの解像度と感度とが、非常に高い必要があるが、現在利用可能なデバイスは、そのような画像を作成する能力を有していない。活動電位を画像化する上述の技術に関する研究は、塩水を含んだ人体模型（sa line phantom）に５Ｈｚで５０μＡの矩形波励起を使うプロトタイプ・システムを用いて実行されてきた。矩形波信号が選ばれたのは、細胞膜の容量性の特性が、従来のＥＩＴシステムで用いられる高周波は一般的に不適当であることを意味するからである。結果的に生じる電極間の電位が、毎秒４０００フレームのレートでサンプリングされ、１００組のフレームの平均をとって結果を得る。実験の結果は、信号対雑音比が、４０から５０ｄＢであり、相互（reciprocity）エラーが、１０％から２０％であることを示している。１０％未満の離散的な抵抗変化の画像が得られるが、著しいシステム・エラー（systematic errors）を含んでいる。従って、このプロトタイプは、神経生理学的画像化には不適当であることが分かった。プロトタイプ・システムの問題の１つは、ノイズ問題であった。矩形波信号が用いられると、増幅器は、交流システムの場合よりも、高レベルの余分なノイズを検出する。５０Ｈｚの本線からの干渉が、記録帯域幅に存在し、活動電位に関連する内在的なＥＥＧの動作も同様である。先のシステムでは、フィルタリングや平均化によってノイズの影響を最小にすることが試みられてきたが、そのような試みも、限定的な成功しか達成していない。本発明の目的は、ＥＩＴでの使用に適した改善されたシステムを提供することである。本発明の第１の側面によると、ＥＩＴ技術によって身体を画像化する際に用いる方法であって、身体の周囲を取り巻いて身体に電気的に接触する複数の電極を提供するステップと、第１の時間周期に亘って電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加するステップと、次の第２の時間周期に亘ってその少なくとも１つの電極に第２の電気入力信号を印加するステップと、第１及び第２の時間周期に亘って残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定するステップと、第１の時間周期の間に得られ測定された信号と第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供するステップと、を含む方法が提供される。好ましくは、第２の電気入力信号は、第１の電気入力信号の反転形式であり、便宜的には、第１及び第２の電気入力信号は、等しく反対の符号を有する単一方向の信号である。好適な形態では、第１の電気入力信号の印加と第２の電気入力信号の印加とは連続的に交代され、第１及び第２の時間周期は等しく、電気信号の測定は、それぞれの時間周期の間に規則的な間隔で行われる。上述の測定のステップは多数の異なる複数の電極上で実行され、身体を表す画像は上述の異なる信号を用いて発生される。上述の信号を印加するステップは、身体への別個の刺激信号の印加と同期して実行され得る。本発明による方法を最適化する際には、第１及び第２の時間周期は、それぞれ、０．１秒から１．０秒の間であると決定されている。本発明の第２の側面によると、ＥＩＴ技術において用いるのに適する身体の画像化に用いる装置であって、身体の周囲を取り巻いて身体に電気的に接触するように構成された複数の電極と、第１の時間周期に亘って電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加する手段と、次の第２の時間周期に亘ってその少なくとも１つの電極に第２の電気入力信号を印加する手段と、第１及び第２の時間周期に亘って残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定する手段と、第１の時間周期の間に得られ測定された信号と第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供する手段と、を備えている装置が提供される。この装置は、好ましくは、第１の電気入力信号の反転形式を提供して前記第２の電気信号を生じる手段を含み、この手段は、測定手段と電気的に絶縁されている、電流発生器（定電流源）を制御するスイッチング手段を備えている。この手段は、１又は複数のオプティカル・アイソレータから構成され得る。次に、本発明を、添付の図面を参照して例を用いて更に詳細に説明する。図１は、人間である被験者（subject）の神経の画像化に応用された１６のＥＩＴシステムの主な構成要素を概略的な形式で示している。図２は、印加された外部の刺激パルスと共に、電流励起の適用される形式を図解している。図３には、種々のソースに起因する測定された電位差（Ｖ）の例が、概略的に、共通の軸上に示されている。図４は、絶縁された電流発生器の回路図である。図５は、テストに用いられた一連の連続的なデータ取得サイクルを図解している。図１には、被験者の頭部１０の表面に接触した頭皮電極Ｅ₁からＥ₁₆が示されている。これらの電極は等しく離間されるが、この目的のために、可撓性のあるバンド１１上に提供され、選択的に配置及び付着される。それぞれの電極は、リード線によって、コンピュータ制御された電流乗算器などのスイッチング手段に接続され、それによって、電極は、所望の励起シーケンスに従って、固定された電流の印加のために選択され得る。この一般的な概念は、ＥＩＴ技術で広く知られているので、これ以上は割愛する。図１は、隣接する電極Ｅ₁₁及びＥ₁₂の間に印加された電流発生器５０からの電気信号を示しており、他方で、基準７０は、刺激パルス発生器（後述）を表している。信号測定は、この場合には電位差測定であるが、他の電極の間で行われる。この測定を実行する方法は、やはり、従来のＥＩＴの分野で広く知られている。電極の異なるグループ（例えばペア）の間でなされる信号測定は、シーケンシャルに又は同時に行うことができる（後者の方法は、並列データ収集として知られている）。図１に図解されたシステムでは、信号測定は、並列に、それぞれが電極の隣接する対の間に接続された１６の計測増幅器（instrumentation amplifier ）を用いて実行される。この図面では、電極Ｅ₇及びＥ₈の間の電位差が増幅器２０によって測定される様子だけが図解されている。次に、測定された電気信号は、増幅され、再構成ソフトウェアによって画像に処理されるために、１６ビットのアナログ・デジタル・コンバータ３０とデジタル・インターフェース・ボード４０とを介して送られる。やはり、種々の再構成技術と特定のアルゴリズムとはＥＩＴの一般的な分野で知られているので、ここでこれ以上述べることはしない。結果的な画像は、電極が存在する被験者の脳の断面全体での電気的特性の分布の断層画像を表す。データ取得制御、画像再構成、表示及び記録は、すべてが、マイクロコンピュータ６０によって実行されるが、このマイクロコンピュータ６０は、また、刺激パルス・デバイス７０（後述）を駆動する信号を与える。図２の下側のトレースは、印加された電流励起を図解している。上述したように、交流励起は、その容量性の特性によって、脳内部の細胞の活動の調査には余り適していない。本発明によると、バイポーラ波形が選択されるが、これは、信号が正である時間周期Ｔ₁から信号が振幅は同じであるが逆のすなわち負の極性を有する時間周期Ｔ₂まで、一定の電流の方向を連続的に反転させる。周期Ｔ₁及びＴ₂の両方に対して適切な時間は１００ｍｓであり、神経生理学的な応用に適した電流は５０μＡである。図２は、また、発生器７０からの連続的な刺激パルスＳを示しており、この場合には、パルスは、入力電流波（上側のトレース）のそれぞれの周期の開始と一致する。これらの刺激パルスは、光の閃光などの神経学的な機能の外的な刺激（一瞬の視覚的に誘発される応答）や、手首の正中神経（median nerve）などの神経の電気的刺激（知覚的に誘発される応答）を表す。図３が図解しているように、信号は、好ましくは信号印加の時間周期当たり多数のサンプルを表すδｔのサンプルの間の時間間隔を有する規定されたサンプリング・レートで測定される。測定された信号は、３つの成分、すなわち、生じている動的なインピーダンス変化に起因するものＶ_Rと、患者のＥＥＧ信号に起因するものＶ_Eと、５０Ｈｚの本線からの成分などの背景ノイズに起因するものＶ_N の和と見ることができる。Ｖ_E成分は、刺激信号によって誘発された、すなわち、活動電位（action potential）自体に起因する、電気信号成分を含む。この図は、単なる例示であり、実際の比率とは異なっており、純粋に、本発明の説明目的のものであることに注意すべきである。図示されているように、Ｖ_Rは、印加された信号の極性に従うが、他方で、他の成分は、印加された信号とはかなり独立である。望まないノイズ成分であるＶ_N及びＶ_Eは、キャンセルすることができ、又は、少なくとも、時間周期Ｔ₂の間に測定された信号を時間周期Ｔ₁の間の対応する時点で測定された信号から減算することによって、著しく縮小することができる。成分Ｖ_Rは強化されるが、バイポーラ入力信号と独立の成分（すなわち、Ｖ_N及びＶ_E）は有効にキャンセルされる。従って、この技術は、測定されたデータのすべてを利用し、次に、それに続く画像の再構成は、減算された信号を表す信号を用いて実行される。それぞれの測定時間周期の間で励起極性は反転するが、神経からの生物学的応答（２から１０ｍｓ）は、これよりもはるかに短く、従って、励起は、直流と等しいと考えることができる。実際には、信号対雑音（ＳＮ）比を向上させるために、この方法は、反復された刺激パルスの連続に亘って測定された信号の平均をとることによって実行され、集められた平均の信号が、画像の再構成に用いられる。データは、デジタル化され、マイクロコンピュータ６０上に記憶される。設計と較正以下で述べるインピーダンス測定システムは、第１に、プレパラートにされた（prepared）カニの神経（抵抗が２．５％上昇することが知られている）上で、４極構成を用い、その神経に同期した刺激として電気的に接触している孤立した定電圧刺激装置（スティミュレータ）を用いて実行され、第２に、抵抗値の変化は正中神経への刺激によって誘発される、２羽の麻酔されたウサギの大脳皮質上で、やはり孤立した定電圧源を用いて実行されたテストによって、開発された。カニの神経でのテストでは、神経はそれぞれの場合に孤立され、電極の組からぶら下げられた（suspended）。電圧刺激が神経の一端に加えられ、活動電位が生じ、電極を通って伝搬した。ウサギの大脳皮質では、４極の構成が再び選択され、頭蓋骨を横断する電極が皮質の最も活動的な部分の上に適用された。両方のテストで、約１０μＡの励起電流が選択された。動物組織上でなされたこれらの単一チャネルでの測定から、生体での（in viv o）直流インピーダンス測定は、減極（depolalisation）の間での明らかな変化を示した。カニの神経の場合には、電極の離間幅が１ｍｍでは、繊維の長さ方向に沿って測定されたインピーダンスは、減極の間に、０．２から２．５％（平均値は１．０％）減少することが見いだされた。繊維とは垂直方向に測定された抵抗値の変化は、約０．０１％であった。ウサギの知覚皮質の場合には、これらの変化は、小さいが検出可能であり、０．０１から０．０３％のオーダーであることが見いだされた。励起プロトコル（すなわち、励起信号の極性の反転）は、望まない信号成分を可能な限りキャンセルすることに加えて、電極の分極の程度を制限し検査対象になっている組織に対する潜在的な危険を減少させるように機能するという効果を有する。裸の金属製の電極のインピーダンスは、この励起プロトコルを用いた場合でも、２から１０ｋΩとなることが分かっている。電流源による同相モード電圧の発生を回避するために、記録システムから電気的に絶縁された電流発生器５０（図１）が用いられる。この絶縁された電流発生器は、その極性がデジタル・インターフェース・ボード４０（図１を参照）を介してマイクロコンピュータ６０によって選択される電流を提供する。この絶縁された電流発生器の回路図は図４に示されており、表１には、この回路の種々の素子の値や仕様が与えられている。絶縁は、オプティカル・アイソレータＯＰＴＯＩ及びＯＰＴＯ２（ジーメンス社のＳＦＨ６１８−３−Ｘ００１）によって達成される。このデバイスは、本質的には、ＬＥＤとフォトトランジスタとから構成され、非常に高い絶縁電圧（＞５０００Ｖ）を与える。コンピュータは、電流の極性を、「電流ストローブＡ」又は「電流ストローブＢ」を用いてスイッチングすることによって、選択する。ここで用いる「電流ストローブ」という用語は、交代する条件、この場合には、交代する電流（交流）構成の選択を生じさせることができる制御信号を生じるデバイスを意味するのに用いられている。ＩＣ１の出力からの定電圧を大きな抵抗Ｒ５（５００ｋΩ）を介して電極に接続することによって、定電流が、達成される。電圧の大きさは、ＩＣ２のアナログ・スイッチを用いてＩＣ１の非反転端子に直流に接続された２つの９Ｖのバッテリからの等しく逆の制御電圧をスイッチングすることによって、決定される。制御電圧は、抵抗Ｒ１、Ｒ２及びＲ３とトリマ（trimmers）Ｐ１及びＰ２とから構成される抵抗ネットワークから導かれる。電流励起自体による検査対象の神経組織の刺激は、可能な限り減少させることが望ましい。従って、好ましくは、神経刺激に対するスレショルドより下の電流が用いられ、回路は、Ｐ１の調整が全体の電流レベル形式を以下のように０から１２μＡに設定するように設計された。Ｐ１が最大値である場合には、ＩＣ１の入力における制御電圧は、電流ストローブＡ及びＢの設定に依存して、正又は負の供給電圧に近づく。Ｐ１が最小値であるときには、制御電圧は、ゼロに近い。制御電圧が等しく逆方向になるためには、並列の組合せの抵抗であるＲ１｜Ｒ２及びＲ３｜Ｒ２が等しくなければならず、また、２つのバッテリ電圧も等しくなければならない。実際には、バッテリは、厳密に等しい電圧は発生せず、Ｐ２を調整し、正及び負の出力電流を均衡させる。Ｐ２の抵抗値はＲ３よりもはるかに高いので、Ｐ２は、並列の抵抗Ｒ３｜Ｐ２の非常に微妙な調整を与える。バッテリが交換されるときには、常に、再度の均衡が必要になる。絶縁された電流器発生回路における接地点とは、２つの９Ｖのバッテリ（図４では、０Ｖ）の接合点を意味することを注意すべきである。この点は、発生器に対して内部であり続けることが重要であり、それにより、発生器とコンピュータ又は差動増幅器との間の任意の電流経路を防止できる。差動増幅器２０は、最良の共通モード阻止を与えることが分かっている電圧に設定された２つの異なる分離した供給レールを用いた既知の設計である。利得は、通常は１００倍であるが、１０倍や１０００倍のものも、ときには有用である場合もある。受動１次フィルタリング回路が組み込まれ、自ら生物的な信号として現れる可能性のあるすべての時間領域のリプルを防止する。データ取得サイクルは、コンピュータ・プログラムによって制御され、テストでは、ペンティアム（商標）ベースのＰＣ上の「マイクロソフト社のウィンドウ環境用のＣ＋＋で書かれたプログラムが用いられた。可能な最大のサンプリング・レートは、毎秒６０００サンプルであることがわかり、これが、すべての測定について用いられた。ＥＩＴへの実際の応用では、入力信号の印加のための電極を選択する電流乗算器は、同じプログラムによって制御され、それにより、駆動電極の任意の組合せを選択することが可能になり、電圧測定は、検査されている身体の周囲の隣接する電極対の間にそれぞれが接続された１６の計測増幅器を用いて、実行される。プログラムは、逆の極性の連続的な電流印加の結果として生じる信号の比較の記録を、交代するサイクルの測定値を減算することによって生じる。最初の２つのデータ取得サイクルは、次の通りである。１．電流ストローブＡをハイに設定し、電流発生器をオンに切り換える。極性は、正（１）。２．すべての過渡効果が収まるまで２０ｍｓ待つ。３．８０ｍｓの間の毎秒６０００サンプルでのデータ（２）の取得を開始する。４．この周期の間に、刺激（３）を１又は複数回トリガする。５．両方の電流ストローブの組をローに設定することによって、電流（４）をオフに切り換える。６．インピーダンス記録を更新する。７．電流ストローブＢをハイに設定し、電流発生器をオンに切り換える。極性は、反転（５）。８から１１．上の２から５と同じ。１２．データをインピーダンス記録から減算する。後続のサイクル対は、同一であり、一連の連続的なデータ取得サイクルは、図５に概略が図解されている。示されているトレースは、次の通りである。Ａ．電流ストローブＡＢ．電流ストローブＢＣ．励起電流Ｄ．データ収集周期Ｅ．神経への刺激Ｆ．電圧記録記載されているデータ取得サイクルの点（１）から（５）は、図５に示されている。上述のシステムは、活動電位（すなわち、数ミリ秒）又はそれ未満（数マイクロ秒）のオーダーの時間的分解能で、脳における活動の画像を生じさせるのに応用することができる。理想的には、この技術は、頭皮電極のリングを装着した人間で利用する。この技術は、また、適切な感度を与えるのに硬膜下又は大脳内部の電極が必要な場合には、てんかんなどの人間の進行中の神経手術や、実験動物にも応用できる。質問信号を身体に印加する際の本発明の特定の技術がＥＩＴ技術一般においてノイズの影響を低下させる効果を有するので、本発明は、神経学的な応用例以外にも応用が可能である。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】１９９７年６月１１日【補正内容】（英文明細書第３頁第１行の"It is therefore -"から第４頁最終行の" -in which:"に対応する翻訳明細書第３頁第１０行の最初から第５頁第７行の最後までの記載を、次の通りに補正する。）『"Impedance chenges during the compound nerve action potential: impli cations for impedance imaging of neuronal depolarisation in the brain"， D.S．Holder，Med．& Biol．Eng．& Comp．(March 1992)，Vol.30，No.2，140-1 46には、孤立したカニの神経において測定可能な確実なしかし低レベルのインピーダンス変化を確証する記載がある。従って、頭皮電極を用いる測定でそのような僅かな変化を正確に画像化するには、ＥＩＴシステムの解像度と感度とが、非常に高い必要があるが、現在利用可能なデバイスは、そのような画像を作成する能力を有していない。活動電位を画像化する上述の技術に関する研究は、塩水を含んだ人体模型（sa line phantom）に５Ｈｚで５０μＡの矩形波励起を使うプロトタイプ・システムを用いて実行されてきた。矩形波信号が選ばれたのは、細胞膜の容量性の特性が、従来のＥＩＴシステムで用いられる高周波は一般的に不適当であることを意味するからである。結果的に生じる電極間の電位が、毎秒４０００フレームのレートでサンプリングされ、１００組のフレームの平均をとって結果を得る。実験の結果は、信号対雑音比が、４０から５０ｄＢであり、相互（reciprocity）エラーが、１０％から２０％であることを示している。１０％未満の離散的な抵抗変化の画像が得られるが、著しいシステム・エラー（systematic errors）を含んでいる。従って、このプロトタイプは、神経生理学的画像化には不適当であることが分かった。プロトタイプ・システムの問題の１つは、ノイズ問題であった。矩形波信号が用いられると、増幅器は、交流システムの場合よりも、高レベルの余分なノイズを検出する。５０Ｈｚの本線からの干渉が、記録帯域幅に存在し、活動電位に関連する内在的なＥＥＧの動作も同様である。先のシステムでは、フィルタリングや平均化によってノイズの影響を最小にすることが試みられてきたが、そのような試みも、限定的な成功しか達成していない。本発明の目的は、ＥＩＴでの使用に適した改善されたシステムを提供することである。本発明の第１の側面によると、ＥＩＴ技術によって身体を画像化する際に用いる方法であって、身体の周囲を取り巻いて身体に電気的に接触する複数の電極を提供するステップと、第１の時間周期に亘って電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加するステップと、次の第２の時間周期に亘ってその少なくとも１つの電極に第１の電気入力信号の反転形式である第２の電気入力信号を印加するステップと、第１及び第２の時間周期に亘って残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定するステップと、第１の時間周期の間に得られ測定された信号と第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供するステップと、を含む方法が提供される。好ましくは、第１及び第２の電気入力信号は、等しく反対の符号を有する単一方向の信号である。好適な形態では、第１の電気入力信号の印加と第２の電気入力信号の印加とは連続的に交代され、第１及び第２の時間周期は等しく、電気信号の測定は、それぞれの時間周期の間に規則的な間隔で行われる。上述の測定のステップは多数の異なる複数の電極上で実行され、身体を表す画像は上述の異なる信号を用いて発生される。上述の信号を印加するステップは、身体への別個の剌激信号の印加と同期して実行され得る。本発明による方法を最適化する際には、第１及び第２の時間周期は、それぞれ、０．１秒から１．０秒の間であると決定されている。本発明の第２の側面によると、ＥＩＴ技術において用いるのに適する身体の画像化に用いる装置であって、身体の周囲を取り巻いて身体に電気的に接触するように構成された複数の電極と、第１の時間周期に亘って電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加する手段と、第１の電気入力信号の反転形式を提供して第２の電気入力信号を生じさせる手段と、次の第２の時間周期に亘ってその少なくとも１つの電極に第２の電気入力信号を印加する手段と、第１及び第２の時間周期に亘って残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定する手段と、第１の時間周期の間に得られ測定された信号と第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供する手段と、を備えている装置が提供される。第１の電気入力信号の反転形式を提供して第２の電気入力信号を生じさせる手段は、測定手段と電気的に絶縁されている、電流発生器（定電流源）を制御するスイッチング手段を備えている。この手段は、１又は複数のオプティカル・アイソレータから構成され得る。次に、本発明を、添付の図面を参照して例を用いて更に詳細に説明する。』『１．ＥＩＴ技術によって身体を画像化する際に用いる方法であって、前記身体の周囲を取り巻いて前記身体に電気的に接触する複数の電極を提供するステップと、第１の時間周期に亘って、前記電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加するステップと、次の第２の時間周期に亘って、前記電極の前記少なくとも１つに、前記第１の電気入力信号の反転形式である第２の電気入力信号を印加するステップと、前記第１及び第２の時間周期に亘って、残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定するステップと、前記第１の時間周期の間に得られ測定された信号と前記第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供するステップと、を含むことを特徴とする方法。２．前記第１及び第２の電気入力信号は、等しく反対の符号を有する単一方向の信号であることを特徴とする請求項１記載の方法。３．前記第１の電気入力信号の印加と前記第２の電気入力信号の印加とは連続的に交代し、前記第１及び第２の時間周期は等しく、前記電気信号の測定はそれぞれの時間周期の間に規則的な間隔で行われることを特徴とする請求項１又は請求項２記載の方法。４．前記測定のステップは多数の異なる複数の電極上で実行され、前記身体を表す画像は前記差信号を用いて発生されることを特徴とする請求項１ないし請求項３の任意の請求項記載の方法。５．前記信号を印加するステップは、前記身体への別個の刺激信号の印加と同期して実行されることを特徴とする請求項１ないし請求項４の任意の請求項記載の方法。６．前記第１及び第２の時間周期は、それぞれ、０．１秒から１．０秒の間であることを特徴とする方法。７．ＥＩＴ技術において用いるのに適する身体の画像化に用いる装置であって、前記身体の周囲を取り巻いて前記身体に電気的に接触するように構成された複数の電極と、第１の時間周期に亘って、前記電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加する手段と、前記第１の電気入力信号の反転形式を提供して第２の電気入力信号を生じる手段と、次の第２の時間周期に亘って、前記電極の前記少なくとも１つに前記第２の電気入力信号を印加する手段と、前記第１及び第２の時間周期に亘って、残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定する手段と、前記第１の時間周期の間に得られ測定された信号と前記第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供する手段と、を備えていることを特徴とする装置。８．前記第１の電気入力信号の反転形式を提供する前記手段は、前記測定手段と電気的に絶縁されている、電流発生器を制御するスイッチング手段を備えていることを特徴とする請求項７記載の装置。９．１又は複数のオプティカル・アイソレータを備えていることを特徴とする請求項８記載の装置。』

───────────────────────────────────────────────────── 【要約の続き】ンスの変化の動的な成分に対応する電気信号は強化され、他方で、それ以外の望まれない成分に対応する電気信号はキャンセルされる。

Claims

【特許請求の範囲】１．ＥＩＴ技術によって身体を画像化する際に用いる方法であって、前記身体の周囲を取り巻いて前記身体に電気的に接触する複数の電極を提供するステップと、第１の時間周期に亘って、前記電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加するステップと、次の第２の時間周期に亘って、前記電極の前記少なくとも１つに第２の電気入力信号を印加するステップと、前記第１及び第２の時間周期に亘って、残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定するステップと、前記第１の時間周期の間に得られ測定された信号と前記第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供するステップと、を含むことを特徴とする方法。２．前記第２の電気入力信号は、前記第１の電気入力信号の反転形式であることを特徴とする請求項１記載の方法。３．前記第１及び第２の電気入力信号は、等しく反対の符号を有する単一方向の信号であることを特徴とする請求項２記載の方法。４．前記第１の電気入力信号の印加と前記第２の電気入力信号の印加とは連続的に交代し、前記第１及び第２の時間周期は等しく、前記電気信号の測定はそれぞれの時間周期の間に規則的な間隔で行われることを特徴とする請求項１ないし請求項３の任意の請求項記載の方法。５．前記測定のステップは多数の異なる複数の電極上で実行され、前記身体を表す画像は前記差信号を用いて発生されることを特徴とする請求項１ないし請求項４の任意の請求項記載の方法。６．前記信号を印加するステップは、前記身体への別個の刺激信号の印加と同期して実行されることを特徴とする請求項１ないし請求項５の任意の請求項記載の方法。７．前記第１及び第２の時間周期は、それぞれ、０．１秒から１．０秒の間であることを特徴とする方法。８．ＥＩＴ技術において用いるのに適する身体の画像化に用いる装置であって、前記身体の周囲を取り巻いて前記身体に電気的に接触するように構成された複数の電極と、第１の時間周期に亘って、前記電極の少なくとも１つに第１の電気入力信号を印加する手段と、次の第２の時間周期に亘って、前記電極の前記少なくとも１つに第２の電気入力信号を印加する手段と、前記第１及び第２の時間周期に亘って、残りの電極の１又は複数における結果的な電気出力信号を測定する手段と、前記第１の時間周期の間に得られ測定された信号と前記第２の時間周期の間に得られ測定された信号との差を計算して差信号を提供する手段と、を備えていることを特徴とする装置。９．前記第１の電気入力信号の反転形式を提供して前記第２の電気信号を生じる手段を含むことを特徴とする請求項８記載の装置。１０．前記第１の電気入力信号の反転形式を提供する前記手段は、前記測定手段と電気的に絶縁されている、電流発生器を制御するスイッチング手段を備えていることを特徴とする請求項９記載の装置。１１．１又は複数のオプティカル・アイソレータを備えていることを特徴とする請求項１０記載の装置。