JPS633839A - 生体組織のインピーダンス測定装置 - Google Patents
生体組織のインピーダンス測定装置Info
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- JPS633839A JPS633839A JP62146191A JP14619187A JPS633839A JP S633839 A JPS633839 A JP S633839A JP 62146191 A JP62146191 A JP 62146191A JP 14619187 A JP14619187 A JP 14619187A JP S633839 A JPS633839 A JP S633839A
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
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- A61N1/36521—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure the parameter being derived from measurement of an electrical impedance
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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。
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、身体組織におけるインピーダンス測定装置に
関する。
関する。
身体組織に電気信号を与えるための信号源と、与えられ
た電気信号に関係して身体組織からのインピーダンス信
号をネ★出するための検出装置とを備え、単に高いほう
の周波数の信号成分を分離する形の評価装置を有する測
定装置はたとえば米国特許第4303075号明細書に
よる周波数制御される心臓ペースメーカと関連して公知
である。
た電気信号に関係して身体組織からのインピーダンス信
号をネ★出するための検出装置とを備え、単に高いほう
の周波数の信号成分を分離する形の評価装置を有する測
定装置はたとえば米国特許第4303075号明細書に
よる周波数制御される心臓ペースメーカと関連して公知
である。
低いほうの周波数の信号成分も高いほうの周波数の信号
成分も分離する形の評価装面を有する別の測定装置は手
術の際の血液損失の誤り定と関連してたとえば米国特許
第3532086号明細書により公知である。低いほう
の周波数の信号成分は血液量の1つの尺度である。
成分も分離する形の評価装面を有する別の測定装置は手
術の際の血液損失の誤り定と関連してたとえば米国特許
第3532086号明細書により公知である。低いほう
の周波数の信号成分は血液量の1つの尺度である。
身体組!1i(血液を含む)内のインピーダンス測定は
これまでに身体の機械的体積変化、たとえば心臓の博勤
没および喉運動による呼吸量の測定のために用いられた
。インピーダンスの変化は心臓ペースメーカの周波数制
御のために使用することができる。インピーダンス測定
の基礎は下記の物理的関係式により簡単化されている。
これまでに身体の機械的体積変化、たとえば心臓の博勤
没および喉運動による呼吸量の測定のために用いられた
。インピーダンスの変化は心臓ペースメーカの周波数制
御のために使用することができる。インピーダンス測定
の基礎は下記の物理的関係式により簡単化されている。
R= (1/σR)Kl (1)こ
こでR:インピーダンス σR:導電率(1/(Ω・cm)) K1=j!/F:伝導経路に比例する量(cm−’)、
ここで 2:有効電極間隔(am) F:電極の闇の有効伝導断面積(am2)インピーダン
スの変化=Δσ6は呼吸量の1つの尺度または心臓の搏
動量の1つの尺度である。
こでR:インピーダンス σR:導電率(1/(Ω・cm)) K1=j!/F:伝導経路に比例する量(cm−’)、
ここで 2:有効電極間隔(am) F:電極の闇の有効伝導断面積(am2)インピーダン
スの変化=Δσ6は呼吸量の1つの尺度または心臓の搏
動量の1つの尺度である。
周期的なインピーダンス変動ΔRの測定は主として伝導
経路上の2の変化ΔlおよびFの変化ΔFい従ってまた
に1の変化Δに1を検出する。しかし、それは導電率の
変化Δσ貸にも関係する。なぜならば、関係式(1)に
より R+ΔR= (1/ (σR+ΔσR)) ・ (K
1+ΔKl) (2)が成り立
つからである。このことからインピーダンス信号からの
高いほうの周波数の成分の分離フィルタリングの際に関
係式 %式%(3) 生じ、従って導電率の変化の際にインピーダンスの逆方
向の変化が生ずる。このことは望ましくない測定値の誤
りに通ずる。
経路上の2の変化ΔlおよびFの変化ΔFい従ってまた
に1の変化Δに1を検出する。しかし、それは導電率の
変化Δσ貸にも関係する。なぜならば、関係式(1)に
より R+ΔR= (1/ (σR+ΔσR)) ・ (K
1+ΔKl) (2)が成り立
つからである。このことからインピーダンス信号からの
高いほうの周波数の成分の分離フィルタリングの際に関
係式 %式%(3) 生じ、従って導電率の変化の際にインピーダンスの逆方
向の変化が生ずる。このことは望ましくない測定値の誤
りに通ずる。
本発明の目的は、冒頭に記載した種類のインピーダンス
測定のための測定装置を、周期的なインピーダンス変動
の測定の際に導電率の変化による影響に起因する測定値
の誤りがもはや生じないように改良することである。
測定のための測定装置を、周期的なインピーダンス変動
の測定の際に導電率の変化による影響に起因する測定値
の誤りがもはや生じないように改良することである。
この目的は、本発明によれば、特許請求の範囲第1項に
記載の測定装置により達成される。
記載の測定装置により達成される。
本発明は、インピーダンス信号の低いほうの周波数の信
号成分が導電率の1つの尺度でもある(すなわち導電率
の変化を反映しン、他方において高いほうの周波数の信
号成分は主として2およびFの変化を表すという認識か
ら出発している。両信号成分の別々の検出により、高い
ほうの周波数の信号成分が低いほうの周波数の信号成分
で補正され、従ってまた、導電率の変化により影響され
ず、従ってまた従来の方法により得られるインピーダン
ス測定値よりもはるかに正確であるインピーダンス測定
値が得られる。
号成分が導電率の1つの尺度でもある(すなわち導電率
の変化を反映しン、他方において高いほうの周波数の信
号成分は主として2およびFの変化を表すという認識か
ら出発している。両信号成分の別々の検出により、高い
ほうの周波数の信号成分が低いほうの周波数の信号成分
で補正され、従ってまた、導電率の変化により影響され
ず、従ってまた従来の方法により得られるインピーダン
ス測定値よりもはるかに正確であるインピーダンス測定
値が得られる。
本発明の有利な実施例では、補正された測定値は、測定
値の変化の際に刺激周波数を相応に変更するように刺激
周波数を制御するため、周波数制御される心臓ベースメ
ーカの周波数制御部に制御信号として供給される。
値の変化の際に刺激周波数を相応に変更するように刺激
周波数を制御するため、周波数制御される心臓ベースメ
ーカの周波数制御部に制御信号として供給される。
本発明の他の利点および詳細は、図面による以下の説明
および特許請求の範囲第2項以下に示されている。
および特許請求の範囲第2項以下に示されている。
第1図のインピーダンス測定装置1は電気信号を与える
ための信号源として交流電圧発生器2(たとえば1kH
zの交流電圧発生器)を含んでおり、この交流電圧発生
器が付属の電極5および6を有する電極導線3および4
を介して(図示されていない)身体組織に一定の交流電
圧V〜(たとえば1 kHzの交流電圧)を与える。第
1図の測定装置は好ましくは体内測定用として構成され
ている。すなわち、少なくとも電極Sおよび6は身体組
織内に埋め込まれている。しかし、測定装置全体が埋め
込まれていることは好ましい。与えられた交流電圧v〜
に関係して低抵抗の直列抵抗7(たとえば100Ω)を
介して電極41泉3および4内の電流により生じた電圧
降下が電圧測定装置8により検出される。
ための信号源として交流電圧発生器2(たとえば1kH
zの交流電圧発生器)を含んでおり、この交流電圧発生
器が付属の電極5および6を有する電極導線3および4
を介して(図示されていない)身体組織に一定の交流電
圧V〜(たとえば1 kHzの交流電圧)を与える。第
1図の測定装置は好ましくは体内測定用として構成され
ている。すなわち、少なくとも電極Sおよび6は身体組
織内に埋め込まれている。しかし、測定装置全体が埋め
込まれていることは好ましい。与えられた交流電圧v〜
に関係して低抵抗の直列抵抗7(たとえば100Ω)を
介して電極41泉3および4内の電流により生じた電圧
降下が電圧測定装置8により検出される。
電圧測定装置8の出力信号は次いで低域通過フィルタ9
および帯域通過フィルタ10を有する評価゛装置に供給
される。低域通過フィルタ9の上限周波数は0.1ない
し0.4 Hzの範囲内にある。低域通過フィルタ9は
電圧測定装置8の出力信号SI(インピーダンス信号)
から、身体組織内の導電率σRに相応する低いほうの周
波数の信号成分SNFのみを分離する。
および帯域通過フィルタ10を有する評価゛装置に供給
される。低域通過フィルタ9の上限周波数は0.1ない
し0.4 Hzの範囲内にある。低域通過フィルタ9は
電圧測定装置8の出力信号SI(インピーダンス信号)
から、身体組織内の導電率σRに相応する低いほうの周
波数の信号成分SNFのみを分離する。
呼吸量の検出のために0.2ないし0.6 Hzの周波
数範囲に、または心臓の簿動量の検出のために1ないし
3Hzの周波数に設定可能である帯域通過フィルタ10
はインピーダンス信号Srから、帯域内に位置する高い
ほうの周波数の信号成分514Fを検出する。
数範囲に、または心臓の簿動量の検出のために1ないし
3Hzの周波数に設定可能である帯域通過フィルタ10
はインピーダンス信号Srから、帯域内に位置する高い
ほうの周波数の信号成分514Fを検出する。
両信号成分SN、およびSl、lFは次いで補正装置1
1に供給され、この補正装置11は、高いほうの周波数
の信号成分SMFを低いほうの周波数の信号成分SNF
で補正し、高いほうの周波数の信号成分が導電率変化Δ
σpによる影響を受けないようにする。この目的で、補
正装置11は、低いほうの周波数の信号成分SNFを、
入力可能な量に1およびに2に関係して、関係式(K1
/5NF)−に2を有する信号に変換する変換要素12
を含んでいる。その際に、量に1は、先に関係式(1)
で説明したように、異なる大きさの患者における電極装
置5.6のジオメトリを考慮に入れ、またfiK2は電
極5,6の間の伝達経路の種類(たとえば骨状組織また
は軟組織のような身体物質のM類)を考慮に入れる。さ
らに補正装置11は高いほうの間波数の信号成分SMF
のピークSHFmaXおよびS14FmInを検出する
ピーク検出装置13.14を含んでいる。差形成器15
が差SHF max−SMp minを形成する。
1に供給され、この補正装置11は、高いほうの周波数
の信号成分SMFを低いほうの周波数の信号成分SNF
で補正し、高いほうの周波数の信号成分が導電率変化Δ
σpによる影響を受けないようにする。この目的で、補
正装置11は、低いほうの周波数の信号成分SNFを、
入力可能な量に1およびに2に関係して、関係式(K1
/5NF)−に2を有する信号に変換する変換要素12
を含んでいる。その際に、量に1は、先に関係式(1)
で説明したように、異なる大きさの患者における電極装
置5.6のジオメトリを考慮に入れ、またfiK2は電
極5,6の間の伝達経路の種類(たとえば骨状組織また
は軟組織のような身体物質のM類)を考慮に入れる。さ
らに補正装置11は高いほうの間波数の信号成分SMF
のピークSHFmaXおよびS14FmInを検出する
ピーク検出装置13.14を含んでいる。差形成器15
が差SHF max−SMp minを形成する。
乗算器16内で信号SMFmaX−3HF minが
補正信号(K1/SNF) K2を乗算される。その
結果が補正装置11の信号出力端」7における補正され
た信号Skである。
補正信号(K1/SNF) K2を乗算される。その
結果が補正装置11の信号出力端」7における補正され
た信号Skである。
第2図ではインピーダンス測定装置18は、交流電流源
19(たとえば1kHzの交流電流源)を含んでおり、
この交流電流源が電極導線3および4ならびに付属の電
極5および6を介して身体組織に一定の交流電流■〜(
たとえば1kHzの交流電流)を与える。測定装置全体
が同じく体内測定用として構成されていることは好まし
い、第2図の場合には、電極5と6との間の交流電圧が
、1/V〜を形成するために除算器を含んでいる並列接
続された電圧測定装置20により測定される。
19(たとえば1kHzの交流電流源)を含んでおり、
この交流電流源が電極導線3および4ならびに付属の電
極5および6を介して身体組織に一定の交流電流■〜(
たとえば1kHzの交流電流)を与える。測定装置全体
が同じく体内測定用として構成されていることは好まし
い、第2図の場合には、電極5と6との間の交流電圧が
、1/V〜を形成するために除算器を含んでいる並列接
続された電圧測定装置20により測定される。
電圧測定装置20の出力信号S+(インピーダンス信号
)が次いで、先に第1図において説明した仕方と同一の
仕方で、後に接続されている補正装置11を有するフィ
ルタ装置9.10内で評価される。
)が次いで、先に第1図において説明した仕方と同一の
仕方で、後に接続されている補正装置11を有するフィ
ルタ装置9.10内で評価される。
第3図には、周波数制御される心臓ペースメーカ21へ
の第1図または第2図による測定装置の応用例が示され
ている。同一の構成要素には同一の参照符号が付されて
いる。電極5はこの場合には同時に心臓ペースメーカ2
1の刺激電橋であり、また電極6は心臓ペースメーカの
導電性(たとえば金属!A)ケースにより形成されてい
る。電極導線3は心臓ペースメーカの刺激カテーテルに
相当する。
の第1図または第2図による測定装置の応用例が示され
ている。同一の構成要素には同一の参照符号が付されて
いる。電極5はこの場合には同時に心臓ペースメーカ2
1の刺激電橋であり、また電極6は心臓ペースメーカの
導電性(たとえば金属!A)ケースにより形成されてい
る。電極導線3は心臓ペースメーカの刺激カテーテルに
相当する。
周波数制御される心臓ペースメーカ21は、刺激ハルス
23を発生するためのパルス発生器22を含んでいる。
23を発生するためのパルス発生器22を含んでいる。
刺激パルス23の繰り返し周波数(刺激周波数)はパル
ス発生器22内で周波数制御部24を介して補正装置1
1の出力端17における補正された信号S=に関係して
、信号Sitの変化の際に刺激周波数を相応に変更する
ように制御可能である。すなわち、刺激周波数は、Sk
が大きくなれば上昇し、またSkが小さくなれば低下す
る。
ス発生器22内で周波数制御部24を介して補正装置1
1の出力端17における補正された信号S=に関係して
、信号Sitの変化の際に刺激周波数を相応に変更する
ように制御可能である。すなわち、刺激周波数は、Sk
が大きくなれば上昇し、またSkが小さくなれば低下す
る。
第1図は本発明の第1の実施例の原理回路図、第2図は
本発明の第2の実施例の原理回路図、第3図は周波数制
御される心臓ペースメーカへの第1図または第2図によ
る本発明の応用例を示す原理回路図である。 1・・・インピーダンス測定装置、2・・・交流電圧発
生器、3.4・・・電極導線、5.6・・・電極、7・
・・直列抵抗、8・・・電圧測定装置、9・・・低域通
過フィルタ、10・・・帯域通過フィルタ、11・・・
補正装置、12・・・変換要素、13.14・・・ピー
ク検出装置、15.16・・・差形成器、17・・・信
号出力端、18・・・インピーダンス測定装置、19・
・・交流電流発生器、20・・・電圧測定装置、21・
・・周波数制御される心臓ペースメーカ、22・・・パ
ルス発生器、23・・・刺激パルス、24・・・周波数
制御部。
本発明の第2の実施例の原理回路図、第3図は周波数制
御される心臓ペースメーカへの第1図または第2図によ
る本発明の応用例を示す原理回路図である。 1・・・インピーダンス測定装置、2・・・交流電圧発
生器、3.4・・・電極導線、5.6・・・電極、7・
・・直列抵抗、8・・・電圧測定装置、9・・・低域通
過フィルタ、10・・・帯域通過フィルタ、11・・・
補正装置、12・・・変換要素、13.14・・・ピー
ク検出装置、15.16・・・差形成器、17・・・信
号出力端、18・・・インピーダンス測定装置、19・
・・交流電流発生器、20・・・電圧測定装置、21・
・・周波数制御される心臓ペースメーカ、22・・・パ
ルス発生器、23・・・刺激パルス、24・・・周波数
制御部。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1)身体組織に電気信号を与えるための信号源と、与え
られた電気信号に関係して身体組織からのインピーダン
ス信号を検出するための検出装置と、インピーダンス信
号から低いほうの周波数および高いほうの周波数の信号
成分を分離してインピーダンス信号を評価するための評
価装置とを有する身体組織のインピーダンス測定装置に
おいて、インピーダンス信号(S_I)を評価するため
の評価装置(9、10)が、導電率(σ_R)に相応す
る低いほうの周波数の信号成分(S_N_F)を分離す
るように構成されており、また、高いほうの周波数の信
号成分(S_H_F)を低いほうの周波数の信号成分(
S_N_F)で補正し、高いほうの周波数の信号成分が
導電率変化(Δσ_R)による影響を受けないようにす
るとともに、補正された信号(B_K)に対する信号出
力端(17)を有する補正装置(11)が設けられてい
ることを特徴とする身体組織のインピーダンス測定装置
。 2)評価装置が導電率(σ_R)に相応する低いほうの
周波数の信号成分に対する低域通過フィルタ(9)を含
んでいることを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の
測定装置。 3)低域通過フィルタ(9)が0.1ないし0.4Hz
の範囲内の上限周波数を含んでいることを特徴とする特
許請求の範囲第2項記載の測定装置。 4)評価装置が高いほうの周波数の信号成分(S_H_
F)に対する帯域通過フィルタ(10)を含んでいるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第1項ないし第3項のい
ずれか1項に記載の測定装置。 5)帯域通過フィルタが呼吸量の検出のために0.2な
いし0.6Hzの周波数範囲に設定可能であることを特
徴とする特許請求の範囲第4項記載の測定装置。 6)帯域通過フィルタ(10)が心臓の搏動量の検出の
ために1ないし3Hzの周波数に設定可能であることを
特徴とする特許請求の範囲第4項または第5項記載の測
定装置。 7)補正装置(11)が高いほうの周波数の信号成分(
S_H_F)を低いほうの周波数の信号成分(S_N_
F)で補正するために関係式(K1/S_N_F)−K
2(ここでK1は異なる大きさの患者における電極装置
のジオメトリを考慮に入れる第1の量、K2は電極の間
の伝達経路の種類を考慮に入れる第2の量)に従って構
成されていることを特徴とする特許請求の範囲第1項な
いし第6項のいずれか1項に記載の測定装置。 8)補正装置(11)内で、低いほうの周波数の信号成
分(S_N_F)を関係式(K1/S_N_F)−K2
に従って変換する変換要素(12)が出力側で高いほう
の周波数の信号成分(S_H_F)の最大値−最小値間
の差(S_H_Fmax−S_H_Fmin)を形成す
るための装置(13〜15)と補正量が形成されるよう
に接続されていることを特徴とする特許請求の範囲第7
項記載の測定装置。 9)変換要素(12)および最大値−最小値間の差を形
成するための装置(13〜15)が最大値−最小値間の
差(S_H_Fmax−S_H_Fmin)と信号(K
1/S_N_F)−K2との積を形成するように乗算器
(16)を介して接続されていることを特徴とする特許
請求の範囲第8項記載の測定装置。 10)評価装置(11)の信号出力端(17)から補正
信号(S_K)が、補正信号(S_K)の変化の際に刺
激周波数を相応に変更するように刺激周波数を制御する
ため、周波数制御される心臓ペースメーカ(21)の周
波数制御部(24)に制御信号として供給されることを
特徴とする特許請求の範囲第1項ないし第9項のいずれ
か1項に記載の測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE3620276.2 | 1986-06-16 | ||
DE3620276 | 1986-06-16 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS633839A true JPS633839A (ja) | 1988-01-08 |
JPH0832263B2 JPH0832263B2 (ja) | 1996-03-29 |
Family
ID=6303138
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62146191A Expired - Lifetime JPH0832263B2 (ja) | 1986-06-16 | 1987-06-11 | 生体組織のインピーダンス測定装置 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
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