(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の器官をモニタするシステムであって、
（ａ）電気信号を前記器官に第１の位置で入力するセンサと、
（ｂ）前記電気信号を前記器官から前記第１の位置から離れた第２の位置で受信するセンサと、
（ｃ）前記受信した電気信号及び基準電気信号間の差異を決定するため、前記受信した電気信号の波形と、前記基準電気信号の波形とを比較するコンピュータと
を含む、システム。
【請求項２】
前記コンピュータと通信するコントローラをさらに含み、前記コンピュータが前記コントローラに、
（ａ）前記基準電気信号に対応する第１の波形を生成することと、
（ｂ）前記受信した電気信号に対応する第２の波形を生成することと、
（ｃ）患者の器官が適切に機能しているかどうかを判断するため、前記第１の波形と第２の波形との間の面積を測定することと
を命令するようにプログラムされている、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記コンピュータと通信するコントローラをさらに含み、前記コンピュータが前記コントローラに、
（ａ）前記基準電気信号に対応する第１の波形を生成することと、
（ｂ）前記受信した電気信号に対応する第２の波形を生成することと、
（ｃ）前記第１の波形に対して複数の比較点を特定することと、
（ｄ）それぞれが前記第１の波形に対する比較点の１つに対応する複数の比較点を前記第２の波形に対して特定することと、
（ｅ）患者の器官が適切に機能しているかどうかを判断するため、それぞれ前記第１の波形と前記第２の波形に対して対応する複数の比較点の間の差を測定することと
を命令するようにプログラムされている、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記コンピュータと通信するコントローラをさらに含み、前記コンピュータ及び前記コントローラが、
（ａ）基準時間に発生する第１のデータ収集セッションの間に、所定の電気信号を患者の器官に入力することと、
（ｂ）前記基準時間に続く時間に発生する第２のデータ収集セッションの間に、所定の電気信号を患者の器官の入力することと、
（ｃ）前記第１のデータ収集セッションの間に、第１の一連の波形として構成された、器官から結果として生じた電気信号を登録することと、
（ｄ）前記第１の一連の波形から、前記第１のデータ収集セッションの間に収集された波形の平均特性を示す基準波形を発生することと、
（ｅ）続いて起こるデータ収集セッションの間に、第２の一連の波形として構成された、器官から結果として生じた電気信号を登録することと、
（ｆ）前記第２の一連の波形から、前記続いて起こるデータ収集セッションの間に収集された波形の平均特性を表す登録波形を発生することと、
（ｇ）器官が適切に機能しているかどうかを判断するために、前記登録波形を前記基準波形と比較することと
を実行するようにプログラムされている、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
器官が適切に機能しているかどうかを判断するために、前記登録された波形を前記基準波形と比較するために、前記コンピュータ及び前記コントローラが、
（ａ）前記登録波形の少なくとも１つの要素と、前記基準波形の対応する要素との差を測定することと、
（ｂ）差の程度が大きければそれだけ大きな同種移植の拒絶反応の程度に対応するような拒絶反応のスケールの中で前記差を特徴付けることと
を実行するようにプログラムされている、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記コンピュータ及び前記コントローラが、複数の登録波形を発生するように、基準時間の後の選択された間隔で前記（ｂ）、（ｅ）、（ｆ）を繰り返すようにプログラムされている、請求項４に記載のシステム。
【請求項７】
前記コンピュータ及び前記コントローラが、
（ａ）データの母集団を作るため、前記複数の登録波形を統計用データベースに加えることと、
（ｂ）前記登録波形の複数の要素と前記基準波形の対応する要素に対する統計分析に基づいて、前記登録波形と前記基準波形との間の少なくとも１つの差を決定することと、
（ｃ）差の程度が大きければそれだけ大きな同種移植の拒絶反応の程度に対応するような拒絶反応のスケールの中で前記差を特徴付けることと
を行うために、前記（ｅ）を実行するようにプログラムされている、請求項４に記載のシステム。
【請求項８】
前記コンピュータと通信するコントローラをさらに含み、前記コンピュータが前記コントローラに、
（ａ）データ収集セッションの間に、一連の波形として構成された所定の電気信号を患者の器官に入力することと、
（ｂ）前記データ収集セッションの間に、一連の波形として構成された、患者の器官から結果として生じた電気信号を登録することと、
（ｃ）所定の規格に基づいて、それぞれの波形が利用可能かどうかを評価することと、
（ｄ）利用できない波形を廃棄することと、
（ｅ）残りの波形を評価用データベースに記憶することと、
（ｆ）器官が適切に機能しているかどうかを判断するため、前記記憶された波形と、基準波形とを比較することと
を命令するようにプログラムされている、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記コンピュータが前記コントローラに、
（ａ）波形が廃棄されるたびに、廃棄カウンタをインクリメントすることと、
（ｂ）前記廃棄カウンタの値を所定の限度と比較することと、
（ｃ）前記廃棄カウンタが前記所定の限度を超える場合、エラーフラグを立てることと
をさらに命令するようにプログラムされている、請求項８に記載のシステム。
【請求項１０】
前記コンピュータが前記コントローラに、前記残りの波形から、前記データ収集セッションの間に収集された全ての波形の平均特性を表示する平均波形を発生することをさらに命令するようにプログラムされている、請求項８に記載の方法。
【請求項１１】
前記コンピュータが前記コントローラに、
（ａ）データ収集セッションの間に、患者の器官に電気信号を入力することと、
（ｂ）前記データ収集セッションの間に、それぞれの波形がピークまで延びる少なくとも１つのアップスロープ要素を有する一連の波形として構成された、器官から結果として生じた電気信号を登録することと、
（ｃ）最小の傾斜値を確立することと、
（ｄ）前記アップスロープの各部分の実際の傾斜値を前記最小の傾斜値と比較することと、
（ｅ）前記実際の傾斜値が前記最小の傾斜値よりも小さい波形内の任意の点をピークと指定することと
をさらに命令するようにプログラムされている、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記コンピュータが前記コントローラに、
（ａ）前記ピークが生じる時間値を確立することと、
（ｂ）予め決められた上限及び下限の電圧を有するヒステリシス帯域を前記波形に適用することと、
（ｃ）前記ピークの直前のアップスロープのセグメントについて電圧−時間傾斜を計算することと、
（ｄ）前記計算された電圧−時間傾斜を用いて、電圧値が前記ヒステリシス帯域の上限と交差する点に前記傾斜を線形外挿することと、
（ｅ）前記交差が生ずる時間値を確立することと
をさらに命令するようにプログラムされている、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
患者の器官をモニタするシステムであって、
（ａ）患者の器官に第１の位置で電気信号を入力し、患者の器官から前記第１の位置から離れた第２の位置で前記電気信号を登録するように構成されたセンサ・ユニットと、
（ｂ）前記センサ・ユニットと通信することができ、前記センサ・ユニットからのデータを受信するように、かつ通信経路を介して前記受信データを選択的に送信するように構成されたローカルデータ・ユニットと、
（ｃ）前記登録された電気信号に対応する電気信号を前記通信経路を経由して受信し、前記登録された電気信号の波形を基準電気信号の波形と比較して、前記登録された電気信号と前記基準電気信号との間の差異を決定するように構成されたコンピュータと
を備える、システム。
【請求項１４】
前記センサ・ユニットと、前記ローカルデータ・ユニットとが無線で通信するように適合されたリレー・ユニットをさらに備える請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
複数の電極をさらに備え、当該複数の電極は、前記センサ・ユニットと電気通信し、電気信号が器官の内部のほぼ全体を通って伝搬できるように、間隔を空けた配列で配置されている請求項１３に記載のシステム。
【請求項１６】
少なくとも部分的に器官を取り囲むように適合された可撓性ボディを有するセンサ・ソックをさらに備え、前記センサ・ソックは複数の電極を有する請求項１５に記載のシステム。
【請求項１７】
前記少なくとも２つの電極が前記ソックの両端に配置される請求項１６に記載のシステム。
【請求項１８】
前記センサ・ユニットが、電気信号を前記電極に送信し、前記電極からの電気信号を受信するように動作するコントローラを備える請求項１５に記載のシステム。
【請求項１９】
前記電極の１つは信号を伝送するように適合された信号電極であり、前記複数の電極は、前記信号電極で発生された信号を受け取るように適合されたセンサ電極である請求項１５に記載されたシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は全体的に、器官の機能をモニタ及び評価するシステム及び方法に関する。より詳細には、移植された器官の機能をモニタ及び評価するため、器官不全を検出するため、及び実際の又は予想された器官不全の場合に患者及び／又は医師に適切な警告を提供するための非侵襲的な装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
器官不全、特に、腎不全は、ディスエーブリングすなわち致命的になる可能性がある。腎不全は、透析によって治療されることが多い。これは腎機能に対して代用品を提供するが、時間、費用、及び必要とされるライフスタイルの変化を含み、それに関連した不都合がある。このため、提供された腎臓が利用可能な場合、生体又は死体のドナーからの移植（同種移植）が患者に対して行われる。毎年、米国だけで約１４，０００件の腎臓移植が行われている。平均の１年生存率は約９５％である。最も一般的な死亡原因は感染症であり、急性拒絶反応がそれに続く。移植された腎臓をモニタする又は腎不全の評価を支援するための現在利用可能な装置及び方法は極めて限定されており、大抵は、患者が費用のかかる広範囲の侵襲的な処置を受けるか、又は病院又は他の医療施設に繰り返し行くことが必要とされる。さらに、そのような方法は、初期段階において、通常は初期の拒絶反応を見分ける上で有効ではない。
【０００３】
腎臓又は他の器官の移植を受ける患者をモニタするための周知の方法は一般に、器官の侵襲的な生検を必要とする。患者は検査室に入れられて、１つ以上の器官の小片がサンプルされて、それらは次に病理学的な評価を受けるために送られる。この処置は高価で侵襲的であり、かつ器官の局所領域で始まる初期の器官不全を識別することができない。さらに、すでに免疫不全の患者（immune-compromised patient）では、生検処置自身が、器官不全を招くことがある損傷の原因になる可能性がある。
【０００４】
医師は移植の拒絶反応を予測する別の方法を調査することによって、生検に関連するリスクを低減しようとしてきた。例えば、拒絶反応をモニタする方法は、Muellerへの米国特許第５，２４６，００８号の中で開示されている。Muellerへの特許の中で開示されているように、拒絶反応用モニタ（「ＲＭ」）が電流電極と測定電極を用いて患者の器官に接続されている。ここで、それぞれの電流電極は、測定電極によって環状に囲まれている。このＲＭは、インピーダンスを測定するための小型でバッテリー駆動の電子測定回路と送信機−受信機を備えている。ＡＣ電圧が、電流電極を介して方形波パルスで組織に加えられる。次に、身体組織のインピーダンスが、測定電極を介して測定される。
【０００５】
Muellerへの特許の中で説明されているように、インピーダンスは実質的に、オーム抵抗と容量性リアクタンスから構成される。オーム抵抗は概ね組織の細胞外空間に依存し、容量性リアクタンスは大体において細胞膜の特性によって決まる。拒絶反応の間に組織が虚血になる結果、細胞外空間の収縮が同時に起こる細胞内浮腫が発生し、このため、組織のオーム抵抗及び容量性リアクタンスに対する変化が生じる。ＡＣ電圧のパルス状の変化は、インピーダンスの尺度である。ＡＣ電圧として方形波が使用される場合、波高の変化はオーム抵抗に対応するのに対し、方形波パルスの前縁の勾配における変化は容量性リアクタンスの尺度である。
【０００６】
Muellerへの特許は侵襲性の生検に対して別の方法を提供するが、その中で説明されたシステム及び方法は、電極から離れた位置で始まる可能性がある初期の細胞劣化に対して、感受性が高いとは信じられていない。さらに、Muellerへの特許は、電極を器官の表面に別個に配置する必要がある。
【発明の概要】
【０００７】
本発明は、従来技術のこれらの及び他の短所に対処する。本発明は、１つの態様に基づいて、患者の器官をモニタする方法を提供するものであり、（ａ）電気信号を第１の位置にある器官に入力するステップと、（ｂ）この器官からの電気信号を、第１の位置から離れた第２の位置で受け取るステップと、（ｃ）患者の器官が適切に機能しているかどうかを判断するために、受信された電気信号を基準電気信号と比較するステップとを含んでいる。
【０００８】
本発明の別の態様によれば、患者の器官をモニタする方法には、（ａ）器官に連結された血管内の第１の流量特性を測定するステップと、（ｂ）患者の器官が適切に機能しているかを判断するため、この第１の流量特性を基準流量特性と比較するステップが含まれる。
【０００９】
本発明の別の態様によれば、患者の器官をモニタするシステムは、（ａ）複数の間隔を空けた電極を保持する、少なくとも部分的に器官を取り囲むように適合された可撓性ボディを備えるセンサ・ソック（sensor sock）と、（ｂ）電極に接続され、かつこの電極からの電気信号を送信及び受信するように適合され、また患者の身体内に移植されるように適合されたセンサ・ユニットを備えている。
【００１０】
本発明の別の態様によれば、患者の器官をモニタするシステムは、（ａ）器官に接続された血管に取り付けられ、この血管内部の少なくとも１つの流量特性を感知するように適合された少なくとも１つのトランスジューサと、（ｂ）患者の身体に移植されるように適合され、トランスジューサに接続されてトランスジューサからの電気信号を送信及び受信するように適合されたセンサ・ユニットを備えている。
【００１１】
本発明の別の態様によれば、患者の器官をモニタするシステムは、（ａ）患者の身体に移植されるように適合され、かつ患者の器官からの電気信号を登録するように適合されたセンサ・ユニットと、（ｂ）このセンサ・ユニットと通信することができ、センサ・ユニットからのデータを受信及び記録するように、また受信データを通信経路を介して選択的に送信するように構成されたローカルデータ・ユニットを備えている。
【００１２】
本発明の別の態様によれば、移植された器官をモニタする方法には、（ａ）基準時間に発生する第１のデータ収集セッションの間に、所定の電気信号を患者の器官に入力するステップと、（ｂ）この第１のデータ収集セッションの間に、第１の一連の波形として構成された、器官から結果として生じた電気信号を登録するステップと、（ｃ）第１の一連の波形から、第１のデータ収集セッションの間に収集された波形の平均特性を示す基準波形を発生するステップと、（ｄ）基準時間に続く時間に発生する第２のデータ収集セッションの間に、所定の電気信号を患者の器官の入力するステップと、（ｅ）続いて起こるデータ収集セッションの間に、第２の一連の波形として構成された、器官から結果として生じた電気信号を登録するステップと、（ｆ）第２の一連の波形から、その後のデータ収集セッションの間に収集された波形の平均特性を表す登録波形を発生するステップと、（ｇ）器官が適切に機能しているかどうかを判断するために、登録波形を基準波形と比較するステップとが含まれる。
【００１３】
本発明の別の態様によれば、移植された器官をモニタする方法には、（ａ）データ収集セッションの間に、一連の波形として構成された所定の電気信号を患者の器官に入力するステップと、（ｂ）データ収集セッションの間に、一連の波形として構成された、患者の器官から結果として生じた電気信号を登録するステップと、（ｃ）所定の規格に基づいて、それぞれの波形が利用可能かどうかを評価するステップと、（ｄ）利用できない波形を廃棄するステップと、（ｅ）残りの波形を評価用データベースに記憶するステップと、（ｆ）器官が適切に機能しているかどうかを判断するために、記憶された波形を基準波形と比較するステップとが含まれる。
【００１４】
本発明の別の態様によれば、患者の器官をモニタするためにデータを処理する方法には、（ａ）データ収集セッションの間に、患者の器官に電気信号を入力するステップと、（ｂ）データ収集セッションの間に、それぞれの波形がピークまで延びる少なくとも１つのアップスロープ要素を有する一連の波形として構成された、器官から結果として生じた電気信号を登録するステップと、（ｃ）最小の傾斜値を確立するステップと、（ｄ）アップスロープの各部分の実際の傾斜値を最小の傾斜値と比較するステップと、（ｅ）実際の傾斜値が最小の傾斜値よりも小さい波形内の任意の点をピークと指定するステップとが含まれる。
【００１５】
本発明は、添付されている図面と共に下記の説明を参照すれば、最も良く理解されるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】腎臓の概略断面図であり、幾つかのその内部構造を例示する図である。
【図２】センサ・ユニットに接続された腎臓の概略側面図である。このセンサ・ユニットは本発明の態様に基づいて構成されている。
【図３】本発明の態様に基づいて構成された移植可能なセンサ・ユニットの断面図である。
【図４】図４Ａ及び図４Ｂは、本発明に基づいて構成されたセンサ・ソックの第１の変形例の、それぞれ端面図及び側面図である。
【図５】図４Ａ及び図４Ｂで示されたセンサ・ソックの一部の内部の図であり、電極を示す図である。
【図６】図５の線６−６に沿って切り取った断面図である。
【図７】腎臓の周りに配置された、図４Ａ及び図４Ｂのセンサ・ソックの概略側面図である。
【図８】図８Ａ及び図８Ｂは、本発明に基づいて構成されたセンサ・ソックの別の変形例の、それぞれ端面図及び側面図である。
【図９】腎臓の周りに配置された、図８Ａ及び図８Ｂのセンサ・ソックの概略側面図である。
【図１０】図１０Ａ及び図１０Ｂは、本発明に基づいて構成されたセンサ・ソックの別の変形例の、それぞれ端面図及び側面図である。
【図１１】腎臓の周りに配置された、図１０Ａ及び図１０Ｂのセンサ・ソックの概略側面図である。
【図１２】本発明の１つの態様に基づいてディジタイズされた波形を示す図である。
【図１３】ヒステリシス帯域を有する代表的な波形を例示する図である。
【図１４】本発明の態様に基づいて、データ処理フローを示すブロック図である。
【図１５】波形のピークの下の全領域の測定を例示する図である。
【図１６】波形のベースライン−ピーク間の振幅の測定を示す図である。
【図１７】波形の全持続時間の測定を例示する図である。
【図１８】波形の前縁の傾斜の測定を例示する図である。
【図１９】本発明の１つの態様に基づいて、患者の腎臓からの登録された電気信号に対応する第１の波形を、患者の腎臓からの基準電気信号に対応する第２の波形と比較したときの領域を例示している図である。
【図２０】本発明の１つの態様に基づいて、患者の腎臓からの登録された電気信号に対応する第１の波形の、患者の腎臓からの基準電気信号に対応する第２の波形に対する点比較を例示している図である。
【図２１】第１の配列の中で、複数の流量センサが取り付けられた腎臓の概略側面図である。
【図２２】別の配列の中で、複数の流量センサが取り付けられた腎臓の概略側面図である。
【図２３】別の代わりの配列の中で、流量センサが取り付けられた腎臓の概略側面図である。
【図２４】本発明で使用するデータ収集システムの一部を示すブロック図である。
【図２５】図２４のデータ収集システムの別の部分を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
図面では、同じ参照番号は、様々な図面の全体を通して同一の要素を示している。図１を参照すると、患者「Ｐ」の中の移植された腎臓「Ｋ」が例示されて、腎静脈「Ｖ」、腎動脈「Ａ」、尿管「Ｕ」、骨髄「Ｍ」、及び皮質「Ｃ」を含む幾つかの構造体が示されている。腎臓Ｋは単に実施例として示されているのであり、本願で説明されるシステム及び方法は、他の器官と一緒に使用することもできる。機能が正常な場合、血液は腎動脈Ａを介して腎臓Ｋに注入される。腎臓Ｋは血液を周知の方法で処理して、廃棄物や余分な水を尿管Ｕを通して排出する。浄化された血液は、腎静脈Ｖを通って身体に戻される。移植後に拒絶反応が起こると、細胞の劣化が、最初に皮質Ｃで開始すると一般に信じられている。図１は、初期の細胞劣化が起こる幾つかの局所領域「Ｒ」を例示している。初めは、これらの領域Ｒは、腎臓Ｋの体積の小さな割合しか占めていないが、後で腎臓Ｋの大部分又は全てを占めるまで成長する。従って、拒絶反応が慢性の場合、従来の生検は、これらの領域Ｒの１つから組織を抽出する可能性は低い。このため、拒絶反応が進むまで診断を遅らせる、又は頻繁に生検を要求する（これは、前述されたように、費用、リスク、及び患者の不快感の点から望ましくない）のいずれかを選択しなければならなくなる。さらに、狭い間隔で送信電極及び受信電極を使用する、Muellerへの特許の中で説明されたインピーダンス測定技術などの従来の非侵襲的な評価方法は、局所的な細胞劣化が存在することを判断するには感度が十分ではない。この理由は、これらの局所領域Ｒが表面電極からあまりにも離れているため、インピーダンス値における有意義な変化を生ずることができないためである。
【００１８】
図２は、本発明の態様に基づいて構成された埋め込まれたセンサ・ユニット１０に接続された腎臓Ｋを例示している。１つ以上の電極１２が腎臓Ｋに接触し、リード線１４を通してセンサ・ユニット１０に接続されている。これらの電極１２は、単極構成又は多極構成（例えば、２極、３極）とすることができる。多極電極が提供される場合、それらは単極モード又は多極モードのいずれかで使用される。電極１２は、単極モードで使用される場合、（前述された）領域Ｒが所定の電極間測定に効果があるという確率を高めるように、腎臓Ｋの内部を通る多数の比較的長い伝導経路を可能にするパターンで配列される。
【００１９】
例えば、公称経路（nominal path）「Ｐ１」は、電極１２Ａから第２の電極１２Ｂまで延長し、腎臓Ｋの北方すなわち上方極「Ｎ」の近くから始まり南方すなわち下方極「Ｓ」の近くで終端する経路に対応する。公称経路「Ｐ２」は、第１の電極１２Ａから第３の電極１２Ｃまで延長する。公称経路「Ｐ３」は、第１の電極１２Ａから第４の電極１２Ｄまで延長する。最後に、公称経路「Ｐ４」は、第１の電極１２Ａから第５の電極１２Ｅまで延長している。例示された経路Ｐ１〜Ｐ４は、第１の電極１２Ａの使用を電気信号に対する導入点と仮定しているが、任意の電極１２をこの目的のために使用することができる。例えば、経路Ｐ５は、第２の電極１２Ｂから第３の電極１２Ｃまで延びている。このことは、電極１２が比較的少数であっても、経路の多様性を提供している。無論、腎臓Ｋの内部構造は均質ではないため、任意の２つの電極１２間の実際の伝導経路は変化しまた線形ではない。
【００２０】
電極１２の数、タイプ、及び位置は、特定のアプリケーションに適合するように変化することができる。この実施例では、経路Ｐ１〜Ｐ４は、Ｉ〜ＩＶとラベル表示された腎臓Ｋの任意に指定された象限を通過すると共に、それに対応している。これにより、腎臓Ｋの全体にわたって十分な信号の有効範囲が提供される。これはまた、個別の電極又は電極１２の対を使用することによって、腎臓Ｋの特定の領域を分離することが可能になる。例えば、特定の信号パターンが１つの電極１２Ｂだけで得られる（経路Ｐ６に沿った多極モードで）が、他の電極１２では得られない場合、これはその位置における腎臓Ｋの構造体の中の相違を示すことになる。信号パターンが電極１２Ｂと１２Ｃとの間だけで観察される（経路Ｐ５に沿った単極モードで）が、他の電極対の間では観察されない場合、これは象限Ｉ又はＩＩのどこかの腎臓Ｋの構造体の中の相違を示すことになる。電極１２の数を多く使用すればそれだけ、位置データがより正確になる。この電極１２のネットワークの外観は、一連の間隔を空けた観察を行う状態の中で、変化の進行を追跡するために使用することもできる。
【００２１】
センサ・ユニット１０は、図３に一層詳細に示されているが、患者の身体に移植されるように構成され、またチタンやシリコーンなどの生物学的に中性な材料で作られた筐体１８を備えている。このセンサ・ユニット１０は、ソフトウェア制御のもとで動作するマイクロプロセッサ又はプログラマブル・ロジックコントローラ（ＰＬＣ）などのコントローラ２０、エネルギー源２２（例えば、蓄電池）、トランシーバ２４、及びトランスジューサ（全体的に２６として参照される）を具備している。エネルギー源２２は、電気的エネルギー又は熱エネルギーをセンサ・ユニット１０の他の構成部品に提供する。トランシーバ２４及びトランスジューサ２６は、中継ユニット又はデータユニット（以下で説明される）などの外部装置である互換性があるトランスジューサ（図示せず）と通信するように構成される。そのような通信は、無線周波数（ＲＦ）によって行われ、この場合、トランスジューサは２６Ａで示されるように従来のアンテナであり、誘導結合によって行われる場合は、トランスジューサは２６Ｂで示されるように誘導コイルになる。誘導結合がトランスジューサ２６の一部として又は別個に提供される場合、センサ・ユニット１０に電力を与えるため又はエネルギー源２２を再充電するため、又はその両方のために、その誘導結合を使用することができる。複数の器官のために、複数のセンサ・ユニット１０が提供される。
【００２２】
コントローラ２０は端末２８に接続され、この端末はリード線１４に接続される。コントローラ２０は、選択された１つの電極１２を通して投入される、ＡＣ、ＤＣ、又は任意の波形などの望ましい特性を有する電圧を発生することができる。コントローラ２０は、１つ以上の電極１２から戻された信号を受信又は登録し、対応するアナログ又はディジタルデータを出力することができ、これらのデータにより、電極間のインピーダンスを計算することができる。このコントローラ２０はハードウェア、ソフトウェア又はそれらの両方を備えて、インピーダンス値を直接計算するように動作することもできる。これらの機能は、外部命令に呼応してオンデマンドで行う、又はプログラムされた時間間隔で自動的に行うかのいずれかで実行する。次に、インピーダンスの測定又は他の信号態様は、アンテナ２６を介して外部装置に送信することができる。センサ・ユニット１０の動作を、より完全に以下で説明する。
【００２３】
電極１２は、多数の方法で腎臓Ｋに物理的に接続することができる。例えば、従来のペースメーカのリード線接続（pacemaker lead connection）に使用される種類のような周知のねじ込み式又は縫合式電極（suture-in electrode）のネットワークは、腎臓Ｋに個別に取り付けることができる。別の方法では、望ましい構成の中で幾つかの電極１２を保持するメッシュ、ネット、ソック、又は他の構造を提供することができる。例えば、図４Ａ及び図４Ｂは、センサ・ソック３２を例示している。このソック３２は、前述されたように、選択された伝導経路を提供するためにパターン内に配列された幾つかの電極１２を保持するボディ３４を備えている。数個の電極１２しか例示されていないが、センサ・ソック３２は局部的な感知を容易にするために、多数の電極１２を狭い間隔で備えることができる。ボディ３４は、バンド、エンベロープ（envelope）、又は他の可撓性構造体として作ることができる。この実施例では、ボディ３４は、縮んだウエスト３６と広がった端部３８を有する連続的なループである。ボディ３４は、生物学的に適合したポリマー、又は自然の若しくは合成の織った又は不織の布などの任意の可撓性の生物学的適合材料から作ることができる。ボディ３４は、電極１２の間の不要な伝導を避けるために、全体的に電気的絶縁体である。ある程度の弾性は、ボディ３４を腎臓Ｋに順応させるために有用である。
【００２４】
図５及び図６は電極１２の１つを例示しており、その電極がどのように身体３４に取り付けられるかを示している。この仕組みは、電極１２の全てに特有のものである。電極１２は、ボディ３４の内面４２に対して水平に置かれて、圧着又は成形されたフランジ４６によって開口部４４の中の所定の位置に保持された導電面４０を備えている。端子４８は、電極１２から外側に延びている。電極１２は、必要に応じて、とがった先端部１３又は導電面から延長している他の侵襲的な構造体を備えることができる。
【００２５】
図７には、腎臓Ｋに適用されたセンサ・ソック３２が示されている。それは、ステッチ若しくは縫合、ステープル、接着剤、又は単に弾性張力により所定の位置に保持される。
【００２６】
図８Ａ及び図８Ｂは別のセンサ・ソック１３２を例示しており、このセンサ・ソック１３２は構造がセンサ・ソック３２と似ているが、側面図が長方形である。図９には、それが移植された腎臓Ｋに応用された状態で示されている。
【００２７】
図１０Ａ及び図１０Ｂは、さらに別のセンサ・ソック２３２を例示しており、この構造はセンサ・ソック３２に類似している。センサ・ソック２３２は、必要に応じて、弾性のバンディング２３６によって囲まれた、開口部２３４を有する閉じたエンベロープ又はポーチのように作られる。この形状により、図１１に示されているように、センサ・ソック２３２は腎臓ｋに対して引き伸ばしが可能にされ、かつ弾性張力によって完全に所定の位置に保持される。
【００２８】
前述されたインピーダンス測定に加えて又はそれとは別の方法として、センサ・ユニット１０は、１つ以上の電極を通して取り入れられる選択された電気波形を発生するために使用されることができる。この選択された波形は、正弦波、方形波、鋸歯状波、又は半波ＤＣとするか、又は個々の信号要素から合成された任意の波形とすることができる。選択された波形は、セッションの間の１つの時間に又は反復シーケンスとして取り入れられる。選択された波形は腎臓Ｋを通るその経路によって様々な方法で変更され、そして次に、電極１２の少なくとも１つによって受け取られる。例えば、電極１２が多極モードで使用される場合、信号はその同じ電極１２によって感知される。電極１２が単極モードで使用される場合、信号は別の電極１２によって感知される。（電気信号の形式の）変更された波形は次に、その後の分析を行うためにセンサ・ユニット１０によって外部装置に出力される。
【００２９】
例えば、ローカルデータ・ユニット又はデータサーバ（以下で説明される）のいずれかで実行される分析ソフトウェアが使用されて、患者の腎臓Ｋから受信されるデータが種々の方法で分析される。１つの方法によれば、センサ・ユニット１０が受信した電気信号に対応するデータが受信されるたびに、この分析ソフトウェアは、グラフ又はチャート（本願では「波形」と呼ぶ）などの変更された波形の図表示をディジタルで作成又は発生する。波形の実施例は、図１２に例示されている。従来のエレクトログラムの方法によれば、この波形の水平軸は時間スケール（例えば、秒）を表し、この波形の垂直軸は振幅（例えば、ボルト又はミリボルト）を表す。例えば、センサ・ユニット１０から受信された電気信号は、ディジタイズ（例えば、１ｋＨｚで、分解能が８ビット）されるアナログ信号とすることができる。どのような種類の信号が使用されるかに関係なく、前に参照した方法を用いてベースラインすなわち基準電気信号を得て、次に後で分析するために記憶される基準波形を発生することができる。この基準波形は、患者が腎臓移植を受けるとき、センサ・ユニット１０が移植されるとき、又は他の予め決められた時期に得ることができる。
【００３０】
未加工のディジタル化データよりも「きれい」な、すなわち電気ノイズ又はディジタル化エラーの影響が相対的にない、また分析するのに容易なデータを発生するために、幾つかの技術を使用することができる。
【００３１】
例えば、選択された波形に応じて、ピーク（及び最下点）が急峻に線引きされたイベントとして発生する（すなわち、曲線が強い凸状である）ように、それは高い傾斜又は一次導関数を有する一連の線分又は部分を含むことができる。従って、ピーク検出は、最小の傾斜値を確立することによって実行されることができる。これを達成するために、傾斜が最小値よりも小さい位置があるかどうかについて、全波形が分析用ソフトウェア又は別個の前処理ソフトウェアのいずれかによって評価される。これらの位置のそれぞれは、ピークと識別される。好適なしきい値は、選択される特定の波形に依存する。
【００３２】
幾つかの選択された波形は、ベースラインすなわち一般的に水平トレースから変動しているように見えることがある。このベースラインは、ゼロ電位線に等しい又は等しくないことがある。このベースラインの値（すなわち、電圧レベル）は、ベースライン−ピーク間の振幅や濃度曲線下面積などの他の測定に影響する（以下により詳細に説明される）。ベースラインの特定の値は、特定の装置構成に基づいて計算される。
【００３３】
特定のアプリケーションでは、選択された波形の形状の前後の信号の部分が、確立されたベースラインと一致しないことがある、すなわち、それらは単純な水平トレースではなく、ある程度、多くの小さい変動を示している。これは、図１３の典型的な波形「Ｗ」に対して矢印「Ｄ」で示されている。この変動で引き起こされる幾つかの測定における不確実性を減らすために、あらかじめ選択された上方及び下方の電圧限界「ＶＵ」及び「ＶＬ」を有する不感帯すなわちヒステリシス帯域を、波形Ｗに適用することができる。分析する目的のために、選択される波形の始め（又は終わり）は、時間ｔｉで開始又は終了すると仮定される。この時間ｔｉで、波形Ｗのアップスロープ又はダウンスロープが該当する限度ＶＵ又はＶＬと交差する。
【００３４】
ヒステリシス帯域の交差を実際に見つけることができる１つの方法は、線形傾斜計算（linear slope calculation）を波形Ｗの関連する部分に適用することである。例えば、前述されたピーク検出方法を用いて、主流のピークが生じる時間ｔｐとピーク電圧Ｖｐを知ることができる。次に、直前のセグメントの傾斜ｄｖ／ｄｔが、適当なｄｔ（例えば、１ｋＨｚのサンプリング比率が用いられる場合は１ｍｓ）を用いて線形比率を計算することによって決定される。傾斜が決定されると、例えば、下記の式（１）を用いて交差時間ｔｉを計算するために、その傾斜を当てはめることができる。結果として得られた時間ｔｉは、アップスロープの「開始点」とみなされる。同様の方法を用いて、波形Ｗ内の別のアップスロープ又はダウンスロープの交差点を求めることができる。
（１）    ｔｉ＝ｔｐ−（Ｖｐ−Ｖｕ）（ｄｖ／ｄｔ）−１
【００３５】
周期的信号又は反復波形が使用される場合、比較及び分析するために発生された基準波形と登録波形は、データ収集期間の間に記録されたデータの母集団の中で多数の個々の波形の平均を示すことができる。
【００３６】
前処理されたデータは、図１４を参照して下記のように評価される。最初に、データ収集セッションから結果として得られた波形が選択され（ブロック２００）、ブロック２０２において、所定の基準に対して観察及び評価される。この工程は波形が収集されるときにリアルタイムで行われるか、又は一時的に記憶されている波形の組に適用されることができる。波形が該当する基準に適合しない場合は、その波形は「使用不可能」と思われる。その波形は廃棄され（ブロック２０４）、以下に説明されるように、平均された波形を作成するときに使用されることはない。この初期のステップの目的は、データの品質に対して全体的な点検を行うこと、及び規格外のデータがデータの母集団を壊して間違った診断をもたらす可能性を防ぐことである。波形が使用可能な場合、それは統計用データベースに記憶される（ブロック２０６）か、又は永久に記憶するようにマークされる。
【００３７】
このステップを実行するために、様々な技術が使用される。例えば、面積、振幅、又は回転などの１つ以上の特性に関して正規分布の周辺部（例えば、２σ間隔を超えている）の波形要素は廃棄され、平均波形の生成には使用されない。
【００３８】
不要なデータを削除するための別の方法は、各波形の定義されたポイント・ツー・ポイントの水平距離（例えば、 ピーク間又はベースライン間）を試験することである。ある波形のポイント間の距離が平均ポイント間距離から選択されたしきい値、例えば±５％よりも外れている場合、その波形全体が廃棄され、平均波形の生成には使用されない。
【００３９】
データが最初に試験されるため、カウンタは波形が廃棄されるたびにインクリメントされる（ブロック２０８）。このカウンタの値が大きい場合、データを収集する上で装置の故障又は人為的なミスが示されることになる。値が大きいことは、極端な急性拒絶反応を示すこともある。このため、このカウンタは、同種移植の拒絶反応に対する全体的なチェックとして動作する。カウンタがブロック２１０で所定の基準値を超える場合、処理が停止され、ブロック２１２において、オペレータの注意を引くためにエラーフラグが立てられる。この工程は、データ収集セッション内の全ての波形が評価されるまで繰り返される。
【００４０】
次に、データ収集セッションからの残りの波形が使用されて、１つの平均波形が作られる。移植の直後すなわち極めて短い時間の後の基準時間で生成された初期の波形は、前述された基準波形になる。続いて起こる各データ収集セッションにおいて、新しい平均化された登録波形が生成される。例えば、データ収集セッションは、移植の後で毎日３回行われるため、毎日３個の新しい登録波形が生成される。
【００４１】
代表的な波形を作るとき、「平均」画像が２つの異なる方法で作られる。第１の例示的な技術では、記録された廃棄されない全ての波形が合わせて平均化されて、１つの平均波形が作り出される。
【００４２】
別の具体例としての技術では、前述された個々の要素が、データの母集団の中で廃棄されない各波形に対して明らかにされる。これらの個々の要素は、一緒に平均化される。次に、個別に平均化された要素が集められて、合成波形が形成される。
【００４３】
波形の様々な部分、特徴、又は要素は、拒絶反応の有無を判断する場合に、基準波形と登録波形との間の比較を行うためのベースとして使用されることができる。
【００４４】
１つの要素は、図１５に示されている面積測定である。ここで、識別するために陰影が付けられた面積が測定される。数値積分法の周知の技術が使用されて、面積の測定が行われる。
【００４５】
別の要素は、振幅測定である。例えば、図１６は、ベースライン−ピーク間の振幅測定を例示している。これらの値は、ミリボルト（ｍＶ）で測定される。
【００４６】
別の要素は持続時間である。図１７は、波形全体の持続時間（すなわち、ベースライン間）の測定を例示している。波形全体の持続時間は、ミリボルト（ｍＶ）で測定される。
【００４７】
別の要素は、スルーレートすなわち傾斜である。図１８は、選択されたピークのアップスロープの測定を例示している。このスルーレートは、秒当たりのボルトで測定される（Ｖ／ｓ）。
【００４８】
基準波形と登録波形との間の前述された１つ以上の個々の信号要素すなわち測定値（すなわち、面積、振幅、回転、又はインピーダンス）における差が測定され、器官の機能を評価するために使用される。波形は、図１９に示されているように、波形間の差異の全面積を測定し、また比較パーセンテージ・マッチ（comparison percentage match）を決定することによって、又は図２０に示されているように、ポイント間の比較によって、比較されることにもできる。
【００４９】
どの要素が比較されるかにかかわらず、急性心臓拒絶反応を示す臨床データとの相関に基づいて、マッチ・パーセンテージしきい値（match-percentage threshold）が確立される。患者の器官から受信された電気信号に対応する波形が、確立されたマッチ・パーセンテージしきい値以上の大きさで基準波形と相関されない場合、拒絶反応が存在していることを示している。拒絶反応を早期発見することは、ライフ・セービング治療の開始を早めることができる。
【００５０】
別の方法では、波形の評価は、登録データの中の変動を多変数統計分析（multivariable statistical analysis）することによって実行されることができる。平均登録波形が作られる場合、それぞれの新しい波形はその個々の要素の全ての値と一緒に、データベースの中で統計母集団の一部になる。拒絶反応が発生すると、腎臓Ｋの中で変化が起こるため、前述された個々の波形要素は様々な方法で変化するものと予想される。例えば、Ｒ波のアップスロープは高くなるが、一方でピーク間振幅は減少する。これらの要素のどの１つも必ずしも単純な拒絶反応特有のパラメータを示さないが、集合的な相違、すなわち変化の特定の組合せが同種移植の拒絶反応を示す。しかしながら、これらの変化の集合した変化は、拒絶反応の存在と相関関係がある可能性がある。
【００５１】
前述された方法のいずれかのもとで、拒絶反応の尺度を作ることができる。基準状態（統計的に又はスカラー測定（scalar measurement）により決定される）からの偏差が大きければそれだけ、実際の拒絶反応が発生する可能性が高くなるか又は拒絶反応の厳しさが大きくなる。スケール上の数字が大きいことは、登録された波形データが基準波形からより大きく変動していることを示している。スケール上の数字は、拒絶反応の「等級」になぞらえることができる。
【００５２】
拒絶反応のスケールを（生検、検屍などからの）臨床結果と相関を取り、そして同種移植拒絶反応の「等級」を確立することも可能である。
【００５３】
本願で説明された方法は、記録されたデータ内の極めてわずかな変化を検出することもできる。このため、例え同時に行われる生検の中で拒絶反応を観察できない場合でも、拒絶反応のスケール上で測定可能な腎臓Ｋ内の変化が存在するものと信じられている。このことが起こり得るのは、本願で説明された方法は、腎臓の構造全体にわたって変化に対して敏感であるが、生検は拒絶反応がまさに開始されている場所の位置から取り出されない場合は、否定的な結果を示す可能性があるためである。このように、この方法は、生検と比較すると、自然状態では「予測」できるように十分早く拒絶反応を検出する可能性を有している。拒絶反応を早期発見することにより、好ましいことに、ライフ・セービング治療を迅速に開始することができる。この早期発見は、急性拒絶が急に始まる傾向がある免疫反応が十分発揮し得ない患者（immuno-compromised patient）にとって特に重要である。
【００５４】
前述された電気信号モニタ方法とは別個に、又はそれと一緒に使用される本発明の別の態様では、移植された腎臓や他の器官の拒絶反応や機能が、器官に流入する及び流出する血液の流速又は他の流量特性をモニタすることによって判断される。
【００５５】
図２１は移植された腎臓「Ｋ」を例示しており、腎静脈「Ｖ」のスタブ部分、腎動脈「Ａ」のスタブ部分、及び尿管「Ｕ」を含むその幾つかの構造を示している。移植工程の間に、腎静脈Ｖと腎動脈Ａのこれらのスタブ部分は、吻合５０及び５２（概して点線で示されている）によってホスト・ボディの腎臓血管と結合される。吻合は連続チャネルを形成するための管状構造体の外科的な接続であり、縫合、ステープリング（stapling）、接着などによって行われる。この工程は完全ではなく、血液が腹腔に漏れて、後で腎臓Ｋが故障することにつながる可能性がある。
【００５６】
吻合部５０及び５２の良否や腎臓Ｋの状態、又はその両方は、腎臓血管を通る流量をモニタすることによって判断することができる。図２１は、例えば、ストラップ５５を用いて腎臓血管に接触又は近接して配置され、またリード線１１２を通して埋め込まれたセンサ・ユニット１１０に連結された１つ以上の流量トランスジューサ５４を有する腎臓Ｋを例示している。
【００５７】
この流量トランスジューサ５４は、能動的でも受動的であっても良い。この実施例では、それらは周知のタイプの能動的な超音波流量センサであり、音波を血管に伝えて、血管内に浮遊している気泡又は粒子によって反射された音響エネルギーを感知することができる。そのようなセンサは、取り付けられた血管の直径を測定することができる。この情報は、観察された又は予想された平均血流速度と合わせて、血管内の流速を計算するのに使用することができる。図２１では、流量トランスジューサ５４の第１の対が、吻合部５２の両側の腎動脈Ａに取り付けられ、流量トランスジューサ５４の第２の対が、吻合部５０の両側の腎静脈Ｖに取り付けられている。流量に関連付けることができる流量特性（例えば、圧力、直径）を感知する他の種類のトランスジューサも、使用することができる。トランスジューサ５４は、図示のようにバンド５６を用いて、又はステッチ、縫合、又は接着剤を用いて取り付けることができる。図２２は異なる構成を示しており、１対の流量トランスジューサ５４が吻合部５２の両側の腎動脈Ａに取り付けられている。代わりに、１対が腎静脈Ｖに加えられる。図２３はさらに別の変形例を示しており、１つの流量トランスジューサ５４が腎臓血管の１つに（この場合、腎動脈Ａ）に取り付けられる。
【００５８】
センサ・ユニット１１０は、構成が前に説明されたセンサ・ユニット１０とほぼ同一であり、例えば、コントローラ、エネルギー源、トランシーバ、及びアンテナ（図示せず）を備えた筐体を有している。センサ・ユニット１１０は、信号を流量トランスジューサ５４に送ることができ、次にこの流量トランスジューサ５４は音響エネルギーを腎臓血管に入力する。センサ・ユニット１１０は、流量トランスジューサ５４から戻された反射信号を受信し、かつ必要に応じて、外部の命令に応答してオンデマンドで、又はプログラムされた時間間隔で自動的に記憶することができる。次に、反射信号は、外部の受信機に送信される。このセンサ・ユニット１１０の動作は、以下により詳細に説明される。組み合わされたアプリケーションでは、電極１２と流量トランスジューサ５４の両方から情報を収集するために、１つのセンサ・ユニット１１０を使用することができる。
【００５９】
流量トランスジューサ５４は、臨床的に有用な情報を作るために様々な方法で使用することができる。例えば、流量トランスジューサ５４が、図２２に示されているように、吻合部５２の各側に配置されている場合、腎臓血管（この場合、腎動脈Ａ）を通る流速は周知のドップラ周波数シフト測定技術を用いて測定することができる。漏洩がない場合は、両側の吻合部５２の流速は、流量が連続的であろうと拍動性であろうと、同じになるはずである。流速に著しい差がある場合、これは腎動脈Ａから腹腔に漏洩が存在することを示している。図２１に示されている４個のトランスジューサ構成に同じ技術を用いると、漏洩は腎動脈Ａと腎静脈Ｖにおいて独立にモニタすることができる。
【００６０】
別の方法では、図２３に示されているように、少なくとも１つの流量トランスジューサ５４を用いて、腎臓Ｋの状態を評価するために流量比較を使用することができる。この方法では、流量トランスジューサ５４を使用して、基準流速を決定する。この基準流速は、患者が腎臓移植を受けるとき、センサ・ユニット１１０が移植されるとき、又は他の予め決められた時間に得ることができる。次に、付加的な量測定がその後で行われる。流速に著しい変化がある場合は、腎臓の拒絶反応を示している。
【００６１】
図２４及び図２５はデータ収集システムを例示しており、これは前に説明されたモニタ方法のいずれかと一緒に使用することができる。このシステムは、患者Ｐに移植されたセンサ・ユニット（例えば、前述されたセンサ・ユニット１０又は１１０）を備えている。
【００６２】
ローカルデータ・ユニット５８は、センサ・ユニット１０からのデータを受信、記憶、及び必要に応じて、処理するために使用される。このローカルデータ・ユニット５８は、ソフトウェア管理のもとで動作するコンピュータ、マイクロプロセッサ、又は中央処理装置を備えることができ、また例えば、フラッシュメモリ、ＲＡＭ、ＥＥＰＲＯＭ、ハードディスク、フロッピー（登録商標）ディスク、ＣＤ又はＤＶＤ−ＲＯＭなどを含む関連するデータ記憶装置、及びトランシーバ又は他のデータ通信手段（例えば、ＴＣＰ／ＩＰネットワーク・アダプタ又はモデム）を有している。
【００６３】
使用にあたっては、このローカルデータ・ユニット５８は、例えば、例示された手持ち式ワンドなどの中継ユニット６６を用いて、センサ・ユニット１０と通信するように配置される。中継ユニット６６は、アンテナ、電源、データ記憶手段、及びセンサ・ユニット１０のものと互換性があるトランシーバ（インダクション・コイルなど）を備えている。使用に際しては、この中継ユニット６６は、例えば短距離の誘導結合によって、データをセンサ・ユニット１０から受け取る。次に、このデータは、後でローカルデータ・ユニット５８に転送するために記憶されるか、又は直ちにローカルデータ・ユニット５８に転送される。この転送は、ケーブル、赤外線トランスミッタ、又は無線リンク（例えば、ＢＬＵＥＴＯＯＴＨ無線プロトコル）などの通信リンク６７を介して行われる。
【００６４】
必要に応じて、センサ・ユニット１０とデータユニット５８との間の通信は、周知のタイプの無線周波数（ＲＦ）通信リンク６０を介して行われる。
【００６５】
ローカルデータ・ユニット５８はセンサ・ユニット１０からデータを受け取り、次にそのデータを無線又は有線のパケット交換ネットワーク（例えば、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワーク、又はインターネットなど）などのリモート通信経路６２、モデムを使用する電話回線、又は衛星回線を介して転送する。リモート通信リンクは、保安上の目的で、暗号化されることができる。次に、このデータは、リモート位置でデータ・サーバ６４によって受信される（図２５を参照のこと）。必要に応じて、センサ・ユニット１０からのデータは受信され、次に後でデータ・サーバ６４に送信するために、ローカルデータ・ユニット５８で記憶される。
【００６６】
必要に応じて、医師インターフェース・ユニット６８を設けることができる。このユニットは、コンピュータ７０（例えば、ラップトップ・マイクロコンピュータ）、及び前述された中継ユニット６６に類似した中継ユニット７２、又はセンサ・ユニット１０と互換性がある他の適当な通信リンクを備えている。この医師インターフェース・ユニット６８はソフトウェアでプログラムされて、センサ・ユニット１０からのデータを受信し、そして評価するためにそのデータを表示すること、例えば、センサ・ユニット１０が測定及び送信したインピーダンス、流速、又は他のデータをリアルタイムで図示することが可能にされる。それは、受信データに基づいてインピーダンス値を計算するように及び／又は前述されたデータ分析を実行するようにプログラムされることもできる。この医師インターフェース・ユニット６８は、例えば、センサ・ユニット１０の（測定間隔などの）プログラム可能なパラメータの値を変えるために、センサ・ユニット１０にプログラム可能なパラメータの実際の値を問い合わせるため、又はセンサ・ユニット１０にデータを送信するように命令するために、中継ユニット７２を介してセンサ・ユニット１０に命令を送ることもできる。
【００６７】
図２５は、データサーバ６４と関連した構成要素を例示している。このデータサーバ６４は、前述された通信経路６２を通してローカルデータ・ユニットからのデータを受信する。データ受信用ソフトウェア・モジュール７４が、この目的のために設けられている。次にデータは、前述されたインピーダンス計算、基準波形との比較、及び／又は信号分析を行うことができる分析用ソフトウェア・モジュール７６によって処理される。処理されたデータは、構造化照会言語（ＳＱＬ）用データベースなどのデータベース７８に記憶される。データは次に、電子医療記録（ＥＭＲ）用ソフトウェア・モジュール８０によってアクセスされる。このモジュールによって、ユーザは、患者データやグラフィカル分析スクリーンなどの一覧を見ることができる。ＥＭＲ用モジュール８０は、リモート・コンピュータ８２におけるモニタリング・サービス（例えば、セキュリティ保護されたネットワーク接続を介して）によって、又はネットワーク接続によりデータサーバ６４と通信するリモート・コンピュータ８４において、患者のプライマリ・ケアの医師などの別の許可されたユーザによってアクセスされる。請求書作成用ソフトウェア・モジュール８６も、モニタリング・サービス又は他の許可されたユーザが使用した内容を確認するために、データサーバ６４の中に設けられている。
【００６８】
器官をモニタするためのシステム及び方法が説明されてきた。本発明の特定の実施形態が説明されたが、種々の変形例を本発明の精神及び範囲から逸脱することなく作ることができることは当業者には明らかであろう。従って、本発明の好ましい実施形態の前述の説明及び本発明を実行するための最良のモードは、単に例示するために提供されるものであり、限定する目的ではない。本発明は、特許請求の範囲によって定義される。
【図１】
0005539859.tif 000002
【図２】
0005539859.tif 000003
【図３】
0005539859.tif 000004
【図４Ａ】
0005539859.tif 000005
【図４Ｂ】
0005539859.tif 000006
【図５】
0005539859.tif 000007
【図６】
0005539859.tif 000008
【図７】
0005539859.tif 000009
【図８Ａ】
0005539859.tif 000010
【図８Ｂ】
0005539859.tif 000011
【図９】
0005539859.tif 000012
【図１０Ａ】
0005539859.tif 000013
【図１０Ｂ】
0005539859.tif 000014
【図１１】
0005539859.tif 000015
【図１２】
0005539859.tif 000016
【図１３】
0005539859.tif 000017
【図１４】
0005539859.tif 000018
【図１５】
0005539859.tif 000019
【図１６】
0005539859.tif 000020
【図１７】
0005539859.tif 000021
【図１８】
0005539859.tif 000022
【図１９】
0005539859.tif 000023
【図２０】
0005539859.tif 000024
【図２１】
0005539859.tif 000025
【図２２】
0005539859.tif 000026
【図２３】
0005539859.tif 000027
【図２４】
0005539859.tif 000028
【図２５】
0005539859.tif 000029