JPS63109840A - 多電極型生体電気インピーダンス計測装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は多電極型生体電気インピーダンス計測方法に関
し、特に電流印加用電極を含む電流印加部および電圧検
出用電極を含む電圧検出部を複数用い、電流印加部と電
圧検出部からなる生体電気インピーダンス計測チャンネ
ルを多チャンネル構成することで、生体の呼吸情報（換
気量変化）と体動情報を識別分離する生体電気インピー
ダンス計測方法に関するものである。

〔従来の技術〕

肺換気機能検査装置としては、インビーダンスニューモ
グラフの外に、スパイロメータ、サーミスタ型流速計、
ＲＴシンチグラフなど、さまざまな装置が用いられてい
る。

しかしながら、ＩＣＵ（集中治療室）　、ＲＣＵ（呼吸
器疾患患者治療室）などにおいて重症患者の呼吸をモニ
ターするにあたっては患者の負担、装着装置の簡便性を
考慮する必要があり、適用可能な装置は限定され、一般
にこれらの点で利点を有するインピーダンスニューモグ
ラフが用いられている。

呼吸に伴う肺内の空気量の変化は肺内の導電率を変化さ
せ、その結果肺の電気インピーダンスを変化させる。

インピーダンスニューモグラフは胸壁に配置した電流印
加用電極対間に微弱な一定の高周波電流を加え、この呼
吸性のインピーダンス変化を電圧検出用電極間の電圧変
化として計測し、換気量変化をとらえるもので被検者の
負担も少ない。

インピーダンス計測は第４図、第５図に示す２電極イン
ピーダンス計測法ならびに４電極インピーダンス計測方
法によって行われており、従来のインピーダンスニュー
モグラフにおいては生体１の胸壁２上に密着した一対の
電極３，４間に定電流源５から数１０ＫＨｚ、　　１０
０μ八程度の電流を印加し、２電極インピーダンス法の
場合は同電極間に生ずる電圧から、４電極インピーダン
ス計測法の場合は、電極インピーダンスの影響を押さえ
るために別個に設けられた電圧検出用電極６，７間に生
ずる電圧から生体のインピーダンスＺを算出し、その時
間変化分ΔＺから換気量変化の情報を得ている。

〔発明が解決しようとする問題点〕

しかし、従来の１電流印加部、ｌ電圧検出部構成の２電
極または４電極インピーダンス計測方法を用いたインビ
ーダンスニューモグラフにおいては被検者が腕を動かす
とか、姿勢をかえるとかの体動が計測中に起こると呼吸
性のインピーダンス変化の外に肺の幾何学的構造や電極
の位置関係が大きく変化したことによる体動性インピー
ダンス変化が生じ、そのため呼吸性インピーダンス変化
に体動性インピーダンス変化が重畳されてインピーダン
スの計測が行われる。

したがって計測されたインピーダンス変化波形上のどの
時点で体動によるインピーダンス変化が生じたかを識別
できず、それゆえ呼吸性インピーダンス変化が提供する
呼吸情報のみを正確にとらえることは困難であった。

本発明はこのような従来のインピーダンスニューモグラ
フにおいては、必要な呼吸情報のみを正確にとらえるこ
とが困難であるという問題点を解決することを目的とす
る。

〔問題点を解決するための手段〕

上記目的を達成するため、本発明は次のような多電種型
生体電気インピーダンス計測方法を提供する。

すなわち、本発明は生体の皮膚面を介して生体内に微弱
な高周波電流を印加する電流印加部と、前記印加された
電流と生体の呼吸作用および体動に伴う電気インピーダ
ンスの変化によって生じた電圧変化を生体の皮膚面から
検出する電圧検出部とからなる生体電気インピーダンス
測定のチャンネルを２組構成し、前記各チャンネルの電
流印加部はそれぞれ電流印加用電極と電流源とを備え、
前記各チャンネルの電圧検出部はそれぞれ電圧検出用電
極とこの検出電圧を増幅する検出用アンプとを備えてな
り、前記２組のチャンネルのうち、第１チャンネルは電
流印加用電極を離隔して生体皮膚面に密着させ、定電流
源から一定の微弱な高周波電流を生体に印加し、前期離
隔した電流印加用電極間には、第１チャンネルの電圧検
出用電極を離隔して皮膚面に密着させ、前期インピーダ
ンス変化による電圧変化を検出し、第２チャンネルの電
流印加用電極および電圧検出用電極は第１チャンネルと
同一配列で、第１チャンネルと上下肺方向に離隔し、か
つ第１チャンネルと略平行に皮膚面に密着させ、第２チ
ャンネルの電流印加用電極には第１チャンネルと正負の
極性が反対の微弱な同一周波数の電流を同時に印加して
、第１チャンネルから見た場合、第２チャンネルの電流
印加用電極付近に負のインピーダンス感度領域を形成さ
せ、かつ第２チャンネルの印加電流の大きさを調整して
、第１チャンネルの電圧検出用電極対間で得られる安静
呼吸時の検出電圧がほぼゼロとなるように第２チャンネ
ルの印加電流を設定し、この第１チャンネルからは体動
情報のみを出力させ、前期第２チャンネルの出力からは
呼吸情報を含む情報を得て、両出力情報を比較参照して
純粋な呼吸情報のみを得ることを特徴とする、多電極型
生体電気インピーダンス計測方法である。

〔作　用〕

上記構成において各チャンネルで計測されるインピーダ
ンス変化は、呼吸作用によるものとその他体動によるも
のとに分類される。

そしてこれらのインピーダンス変化は、各チャンネルの
電流印加部の定電流源から一定の微弱な高周波電流を皮
膚面上に密着した電流電極対を通じて同時に印加した際
の各チャンネルの印加電流に対する電圧検出部の電圧検
出用電極間の電圧の変化として検出され、各チャンネル
の検出用アンプを介して増幅され、測定される。

ここで、呼吸作用により生体の電気インピーダンスが変
化する理由は、空気の導電率が生体組織の導電率に比べ
十分に低く、呼吸に伴う肺内の空気量変化によって等価
的に肺内の導電率が変化するためであり、また体動によ
り、検出インピーダンスが変化する理由は体動が起こっ
たことによって肺の幾何学的構造や電極の位置関係が、
体動前に比べ変化したためである。

ある地点におけるインピーダンス感度とは、呼吸などに
伴うその地点における導電率の変化がどのくらい重みず
けられ、電圧検出用電極間のインピーダンス変化として
出現するかを示すインデックスであり、導電率の上昇、
下降、いいかえれば抵抗率の下降、上昇が、検出インピ
ーダンスを同方向に変化させる場合を正のインピーダン
ス感度、逆方向に変化させる場合を負のインピーダンス
感度としている。

したがって、体動の伴わない状態のもとでは、インピー
ダンス感度によって重みずけられた呼吸に伴う各地点で
の導電率の総和が生体電気インピーダンスの変化として
計測され、肺の換気情報がとらえられるわけである。

本構成のごとく第２チャンネルの電流供給は第１チャン
ネルと同一周波数の高周波電流であるが、正負の極性が
反対の、いいかえれば位相が１８０度異なる微弱電流と
し、第１チャンネルの電流と同時に生体に印加したのは
第１チャンネル側から見た場合、第１チャンネルの電流
印加用電極付近の領域に正のインピーダンス感度領域を
設け、″第２チャンネルの電流印加用電極付近の領域の
インピーダンス感度領域を設けることをねらったもので
、さらに第２チャンネルの電流の大きさを可変としたの
は、こうしたインピーダンス感度の広がりおよび強さを
変えることを意図している。

また第２チャンネルから見た場合には、本構成のもとで
は第１チャンネルの電流印加用電極付近の領域に負のイ
ンピーダンス感度領域が、また第２チャンネルの電流印
加用電極付近の領域に正のインピーダンス感度領域が形
成される。

被検者が安静に呼吸している状態のもとで、第２チャン
ネルの印加電流を第１チャンネルの印加電流に比べ大と
する方向に増加していくと、第１チャンネルから見た場
合、第２チャンネルの電流印加用電極付近に分布する負
のインピーダンス感度の影響が相対的に強まり、その結
果、正負のインピーダンス感度で重みずけられた呼吸に
伴う肺内の導電率変化は互いに相殺され、第１チャンネ
ルには呼吸性のインピーダンス変化が現れない状態が出
現し、いいかえれば見かけ上、第１チャンネルには呼吸
情報が出力されない状態を設定することができる。

この設定状態においては、第２チャンネルの電流値が第
１チャンネルの電流値に比べ大となっているために、第
２チャンネルから見た場合、第２チャンネルの電流印加
用電極付近に分布する正のインピーダンス感度の影響が
相対的に強まり、インピーダンス感度で重みづけられた
肺内の導電率変化は相殺されず、第２チャンネルには呼
吸情報が出力される。

このようにあらかじめ、被検者の安静時に第２チャンネ
ルの電流を合わせておけば、第１チャンネルには呼吸以
外の体動が起こった場合のみ出力が現れるので、第２チ
ャンネルに出力されるインピーダンス変化上のどの時点
で体動が起き、体動性のインピーダンス変化が生じたか
を知ることができ、第２チャンネルの出力の中から、体
動性のインピーダンス変化のない純粋な呼吸情報のみを
得ることができる。

〔実施例〕

本発明の実施例について以下、図面にしたがって本発明
の構成が、実際上どのように具体化されるかをその作用
とともに説明する。

第１図は本発明の構成図で、図中１は生体、１ａは腕、
２は肺を示している。

また、３．４は電流印加用電極で一対をなし、生体１の
上肺２両側胸壁上の皮膚面に密着され、定電流源５から
供給される微弱高周波電流を、これら電極対を介して生
体１内に印加する。

電流印加用電極３，４および電流源５によって電流印加
部Ａが構成される。

６．７は電圧検出用電極で、前期電流印加用電極３，４
を結ぶ線上内側に離隔して胸壁上皮膚面に密着され、計
測すべきインピーダンス変化は電流印加用電極３，４間
に印加される電流に対する電圧検出用電極６．７間の電
圧変化として検出用アンプを介し、増幅した後出力され
る構成となっている。

電圧検出用電極６，７および検出用アンプ８によって電
圧検出部Ｂが構成される。

そして前期電流印加部Ａとこの電圧検出部Ｂによってイ
ンピーダンス測定の第１チャンネルＣを構成する。

このチャンネル構成について第２図で分かりやすく図示
している。

すなわち、第２図は本発明のチャンネル構成を示す図で
、便宜上第１図の第１チャンネルＣの部分をとりだして
現している。

図の第１チャンネルＣは電流を供給する電流印加部Ａと
電圧をとりだす電圧検出部Ｂとから構成されている。

そのうち、電流印加部への方は対をなす電流印加用電極
３．４と定電流源５とからなり、電圧検出部Ｂは対をな
す電圧検出用電極６，７および検出用アンプ８とからな
り、また、前期対をなす電流印加用電極３，４は互いに
離隔して設けられ、この離隔した電流印加用電極３．４
を結ぶ線上内側に、前期電圧検出用電極６，７が離隔し
て設けられていることを示している。

このように、電流を供給する電流印加部と電圧をとりだ
す電圧検出部分とによって一つのチャンネルが構成され
る。

次に第１図の電流印加用電極９，１０は下肺２両側胸壁
上皮膚面に密着され、定電流１１によって供給される微
弱高周波電流をこれら電極対を介して生体１内に印加す
る。

この電流印加電極９，１０および定電流源１１によって
電流印加部りが構成される。

これら電流印加電極９，１０を結ぶ線上内側胸壁上皮膚
面に離隔して電圧検出用電極１２．１３が密着され、計
測すべきインピーダンス変化は電流印加用電極９．１０
に印加される電流に対する電圧検出用電極１２．１３間
の電圧変化として検出用アンプ１４を介し、増幅した後
出力される構成となっている。

これらの電圧検出用電極１２．１３および検出用アンプ
１４によって電圧検出部Ｅが構成される。

そして前期電流印加部りとこの電圧検出部Ｅとによって
インピーダンス測定の第２チャンネルＦを構成する。

上記構成において第１チャンネルＣと第２チャンネルＦ
との各電極の配列形式は同一で互いに略平行に配置して
いる。

第１チャンネルＣの電流印加部Ａは周波数が５０ＫＨｚ
、　　１００μ八程度の高周波定電流を生体１に印加し
、第２チャンネルＦの電流印加部りは第１チャンネルＣ
の高周波電流と同一周波数で、位相が１８０度ずれ、電
流値を可変できる高周波定電流を生体１内に印加する。

ここで、これら印加電流の周波数を５０ＫＨｚとしたの
は、数１０ＫＩＩｚから数１００　Ｋ　Ｉｌｚの周波数
帯域において、生体は抵抗体Ｒとして十分に考えられる
ためであり、呼吸に伴う肺内の空気変化が等価的に肺内
の導電率の変化として考えられるためである。

また印加電流値の１００μＡ程度の値は生体の安全性を
保証し、ている。

このようにして生体ｌに電流が印加され、前記のチャン
ネル構成が行われると、第１チャンネルからみた場合、
第１チャンネルの電流印加用電極３．４付近には、その
部位での抵抗率の増加（導電率の減少）に対して第１チ
ャンネルで検出されるインピーダンスが増加方向に変化
するいわゆる正のインピーダンス感度領域の他に、第２
チャンネルの電流印加用電極９，１０付近には、逆にそ
の部位での抵抗率の増加（感電率の減少）に対して第１
チャンネルで検出されるインピーダンスが減少方向に変
化する、いわゆる負のインピーダンス感度領域が形成さ
れる。

第２チャンネルから見た場合には反対に、第１チャンネ
ルの電流印加用電極３．４付近には負のインピーダンス
感度領域が、また、第２チャンネルの電流印加用電極９
，１０付近には正のインピーダンス感度ｗＩ域が形成さ
れることになる。

このような構成のもとで、第２チャンネルＦの電流印加
部りの電流を第１チャンネルの印加電流よりも大きくし
ていくと、第１チャンネルからみた場合には正のインピ
ーダンス感度によって重みずけられた呼吸に伴う導電率
変化の成分は減少し、負のインピーダンス感度によって
重みずけられた導電率変化の成分は増加する。

その結果、第２チャンネルの印加電流を適切な値にすれ
ば、呼吸に伴って肺内の導電率が変化した影響が第１ヂ
ヤンネルにおいては見かけ上、検出されない状態を設定
できる。

安静時にそのような電流値に第２チャンネルの印加電流
を設定しておけば、第１チャンネルの出力は体動が起こ
ったときのみ現れる。

一方、この条件においては第２チャンネルから見た場合
、第２チャンネルの電流値が第１チャンネルの電流値に
比べ大きく調整されているために、正のインピーダンス
感度によって重みずけられた導電率変化の成分が増加し
、負のインピーダンス感度によって重みずけられた導電
率変化の成分は減少し、呼吸に伴う肺内の導電率変化は
失われることなく、第２チャンネルによって検出される
。

第３図は本発明の出力信号模式図で、ΔＺ１は前記第１
チャンネルＣの出力波形、ΔＺ２は前記第２チャンネル
Ｆの出力波形を示している。

区間、Ｔ、、Ｔ、は平常呼吸の場合を示し、Ｔ２、Ｔ４
は呼吸停止を行わせた場合を示し、Ｔ３は呼吸停止下で
体動を行わせた場合を示している。

前記区間Ｔ＋　、Ｔｓでは呼吸情報が第１チャンネル側
のΔＺｌに現れず、第２チャンネル側のΔＺ２のみに現
れているが、これは前記電流調整によって適切なインピ
ーダンス感度分布が設定されたために、第１チャンネル
側では正負のインピーダンス感度で重みずけられた肺内
の導電率変化が互いに相殺され、呼吸作用によるインピ
ーダンス変化が見かけ上あられれないためであり、第２
チャンネル側では同電流調整のもとで、呼吸作用による
インピーダンス変化を失うことなく検出していることを
物語っている。

また前記区間Ｔｚ　、ＴａではΔＺ１．ΔＺ２とも出力
が現れていないが、これは体動もなく、かつ呼吸に伴う
導電率変化のない状態では出力が現れないことを示して
いる。

さらに区間Ｔ３では、ΔＺ１．Δ２！とも出力は現れて
いるが、これは呼吸停止下で体動が生じた際のものでな
り、体動情報がΔＺＩにおいて明確にクローズアンプさ
れることを示している。

これらのことから、第２チャンネルＦ側の呼吸情報を含
む出力ΔＺ２と第１チャンネルＣ側の体動情報が得られ
る出力ΔＺ、を比較参照することにより、どの時点で体
動が起こったかを知り、体動の含まれない信頼性の高い
呼吸情報のみを得ることができることがわかる。

この多電極型生体重）ヘインピーダンス計測方法で測定
するときは、前述の第１図で示すように各電極を生体胸
壁上皮膚面に配置し、安静時の呼吸状態第１チャンネル
の出力信号が略ゼロとなるように第２チャンネルの印加
電流を調整し、呼吸情報がこの第１ヂヤンネル側から出
力としてみかけ上あられれないようにすることがポイン
トである。

そのように第１チャンネルと第２チャンネルとの間の印
加電流調整を安静時に逐次行い、セットしてお（ことに
より、長時間にわたる計測に際しても第１チャンネル側
の出力記録中に信号波形があれば、これは呼吸情報以外
の体動であることがわかり、第２チャンネル側の出力の
信号波形のどの部分が呼吸情報として信頼性の高いもの
であるか知ることができ、臨床診断上、貴重な呼吸情報
を提供できる。

また、本発明の基本となるインピーダンス感度分布は、
第１チャンネル側の印加電流と第２チャンネル側の印加
電流との比によって制御できるので、本実施例とは別に
第１チャンネル側で電流調整を行うことも可能である。

さらに電流印加部ならびに電圧検出部を増やし、インピ
ーダンス感度分布の重みずけをすることも可能である。

〔発明の効果〕

以上本発明によれば、電流印加部と電圧検出部とからな
る生体電気インピーダンス測定用チャンネルを２組構成
し、第１チャンネルの印加電流を一定とし、第２チャン
ネルの印加電流には第１チャンネルの印加電流と同一周
波数で極性の異なる電流を供給し、さらに第２チャンネ
ルの印加電流の大きさを適切に調整することで第１チャ
ンネルの出力を体動情報のみとし、第２チャンネルの呼
吸情報を含む出力とこの第１チャンネルの出力とを比較
することで信頼性の高い呼吸情報を得ることができ、正
確な肺機能の診断を下すことができる。

また、本測定方法における被検者の負担は、電流印加用
電極および電圧検出用電極の装着程度であり、簡便に、
かつ被検者に苦痛を与えることなく計測を施行でき、長
時間使用にも適しており、ＩＣＵ（集中治療室）やＲＣ
Ｕ　（呼吸器患者治療室）などで用いることにより、重
症患者の病状を常時監視し、治療の万全を期すことがで
きるなどの効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の構成説明図、第２図はチャ
ンネル構成説明図、第３図は本発明の出力信号の模式図
、第４図および第５図は従来例を示す図である。 １・・・・・・生体、 ３．４・・・・・・電流印加用電極、 ５・・・・・・定電流源、 ６．７・・・・・・電圧検出用電極、 ８・・・・・・検出用アンプ、 ９．１０・・・・・・電流印加用電極、１１・・・・・
・定電流源、 １２、１３・・・・・・電圧検出用電極、１４・・・・
・・検出用アンプ、 Ａ・・・・・・電流印加部、 Ｂ・・・・・・電圧検出部、 Ｃ・・・・・・第１チャンネル、 Ｄ・・・・・・電流印加部、 Ｅ・・・・・・電圧検出部、 Ｆ・・・・・・第２チャンネル。 第１図 第３図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 生体の皮膚面を介して生体内に微弱な高周波電流を印加
   する電流印加部と、前記印加された電流と生体の呼吸作
   用および体動に伴う電気インピーダンスの変化によって
   生じた電圧変化を生体の皮膚面から検出する電圧検出部
   とからなる電気インピーダンス測定のチャンネルを２組
   構成し、前記各チャンネルの電流印加部はそれぞれ電流
   印加用電極と定電流源とを有し、前記各チャンネルの電
   圧検出部はそれぞれ電圧検出用電極とこの検出電圧を増
   幅する検出用アンプとを備えてなり、前記２組のチャン
   ネルのうち、第１チャンネルは電流印加用電極を離隔し
   て生体皮膚面に密着させ、定電流源から一定の微弱な高
   周波電流を生体に印加し、前記電流印加用電極の離隔し
   た電極間は、第１チャンネルの電圧検出用電極を離隔し
   て皮膚面に密着させ、前記インピーダンス変化による電
   圧変化を検出し、第２チャンネルの電流印加用電極およ
   び電圧検出用電極は第１チャンネルと同一配列で、第１
   チャンネルと上下肺方向に離隔し、かつ第１チャンネル
   と略平行に皮膚面に密着させ、第２チャンネルの電流印
   加電極には第１チャンネルと正負の極性が反対の微弱な
   同一周波数の電流を同時に印加して、第１チャンネルか
   ら見た場合、第２チャンネルの電流印加用電極付近に負
   のインピーダンス感度領域を形成させ、かつ、第２チャ
   ンネルの印加電流の大きさを調整して、第１チャンネル
   の電圧検出用電極対間で得られる安静呼吸時の検出電圧
   がほぼゼロとなるように第２チャンネルの印加電流を設
   定し、この第１チャンネルからは体動情報のみを出力さ
   せ、前記第２チャンネルの出力からは呼吸情報を含む情
   報を得て、両出力情報を比較参照して純粋な呼吸情報の
   みを得ることを特徴とする、多電極型生体電気インピー
   ダンス計測方法。