(57)【要約】脳スティッフネスを決定する方法およびシステムを開示する。細胞の水分含有量を測定するプローブを、頭蓋に設けた開口（バーホール）を解して脳細胞に挿入する。このプローブは、キャパシタ平面を形成する誘電体を具える２枚の電気的に分離されたプレート状コンダクタを有する。一方のコンダクタは、表面に装着した抵抗を有しており、同軸ケーブルのコアと正確なインピーダンスマッチングを行う。他方のコンダクタは、同軸ケーブルのシールドに電気的に接触している。このプローブは、頭蓋中にねじ込まれているスクリュで固定されたプラスチックの脳室開放ボルトを介して脳細胞中で安定である。同軸ケーブルは、スペクトラムアナライザに接続している。脳内水分および鬱血は、プローブの共鳴振動数を変化させ、細胞中の水分含有量をリアルタイムで読み取ることが可能である。中心共鳴振動数の瞬時のシフト、あるいは定在波比が若干ずれた共鳴振動数をモニタすることによって、脳の灌水に関連する心拍間隔脈動が取り出される。歪ゲージ頭蓋内圧センサ（ＩＣＰ）が、ボルトを介して、水分プローブ近傍に、別個に取り付けられている。圧力トレースと、灌水トレース間の位相角またはラグタイムの違いを比較することによって、組織スティッフネスまたはコンプライアンスのリアルタイムでの測定が引き出される。
2005512663.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
脳の所定の領域における細胞の水分を測定するプローブにおいて、当該プローブが：
近位および遠位端に２枚のプレートを有するインプラント可能な細胞水分センサであって、当該プレートが誘電材料で離隔されており、前記遠位端が脳細胞組織内にインプラント可能なセンサと、
前記プレートの一方の近位端に接続されたインピーダンス整合回路と、
前記整合回路の抵抗に接続された第１の出力ターミナルと前記プレートの一方に接続された第２の出力ターミナルと；
遠隔に配置され、前記第１及び第２の出力ターミナルからの出力信号を受信する周波数スペクトラムアナライザと；
ディスプレイを具えるデジタルコンピュータであって、前記水分プローブとスペクトラムアナライザからの出力信号に接続する入力を有し、前記脳細胞内組織の水分を示すセンサの共鳴振動数を表示するようにプログラムされたデジタルコンピュータと；
を具えることを特徴とするプローブ。
【請求項２】
請求項１に記載のプローブにおいて、前記２枚のプレートが直流アイソレーションを行うのに十分な絶縁材料で被覆されていることを特徴とするプローブ。
【請求項３】
請求項１に記載のプローブにおいて、前記インピーダンス整合回路が抵抗を具えることを特徴とするプローブ。
【請求項４】
請求項１に記載のプローブが、さらに、前記インピーダンス整合回路に接続されたコアコンダクタと、他方のプレートの近位端に接続された周囲コンダクタとを有する同軸ケーブルを備え、当該同軸ケーブルが前記スペクトラムアナライザに接続されていることを特徴とするプローブ。
【請求項５】
請求項１に記載のプローブにおいて、前記プレートと前記誘電材料が、軸に対して直交する方向に設けた一連の孔を有することを特徴とするプローブ。
【請求項６】
請求項１に記載のプローブが、更に、前記水分センサと実質的に平行な方向に配置された頭蓋内圧力センサであって、所定の領域の圧力を読み取るセンサを具えることを特徴とするプローブ。
【請求項７】
請求項６に記載のプローブが、更に、前記頭蓋内圧力センサに接続された出力と入力を有するアナログ−デジタルコンバータを具え、
前記コンピュータが、前記アナログ−デジタルコンバータの出力に接続されており、前記スペクトラムアナライザと頭蓋内圧力波形からの信号に基づいて、細胞組織の灌水と圧迫による明らかな水分拍動の軌跡を同時に表示するようにプログラムされていることを特徴とするプローブ。
【請求項８】
請求項６に記載のプローブが更に、頭蓋の開口内に挿入可能な、ネジを切ったセルフタッピングボルトを具え、当該ボルトが、水分センサの安定性を提供し、位置決めを行う第１の開口と、前記頭蓋内圧力センサの安定性を提供し、位置決めを行う第２の開口を有することを特徴とするプローブ。
【請求項９】
請求項７に記載のプローブにおいて、前記圧力センサが、細胞組織にインプラントした歪ゲージであることを特徴とするプローブ。
【請求項１０】
請求項７に記載のプローブにおいて、前記圧力センサが光ファイバーセンサであることを特徴とするプローブ。
【請求項１１】
請求項７に記載のプローブが、更に、
前記頭蓋内センサと水分センサに接続されたワイヤレストランスミッタと、
前記デジタルコンピュータに接続されたワイヤレス受信器であって、前記トランスミッタからの信号を受け渡しする受信器；
を具えることを特徴とするプローブ。
【請求項１２】
請求項７に記載のプローブにおいて、前記デジタルコンピュータが、前記スペクトラムアナライザのリターンロスカーブ側に定在波率の変化をプロットすることによって、細胞組織の灌水と圧迫による明らかな水分拍動を決定し、前記定在波率の変化がどこで最大になるかを決定することを特徴とするプローブ。
【請求項１３】
請求項７に記載のプローブが、更に、前記水分プローブのプレートに並列に接続されたインダクタを具え、前記デジタルコンピュータが、中心共鳴振動数のシフトをプロットすることによって、細胞組織の灌水と圧迫による明らかな水分拍動を決定することを特徴とするプローブ。
【請求項１４】
請求項１１に記載のプローブにおいて、前記インピーダンス整合回路およびトランスミッタ回路部材が、前記センサプローブの回路に集積された、インプラント可能な部材であることを特徴とするプローブ。
【請求項１５】
請求項１に記載のプローブにおいて、前記プレートが、所定の領域からの脳室ドレインとして作用するシャントチューブに接続されていることを特徴とするプローブ。
【請求項１６】
脳内の所定の選択された領域における細胞組織水分を測定する方法において、当該方法が：
前記所定の選択された領域外で二つのプレートを有する容量性センサをキャリブレートし、当該センサの空気中での共鳴振動数を決定するステップと；
前記容量性センサを、水とＮａＣｌの混合液中でキャリブレートするステップと；
前記混合液中のセンサの共鳴振動数を決定するステップと；
前記空気中及び前記混合液中でのセンサの共鳴振動数に基づいて水分に関するリニア基準周波数を設定するステップと；
前記容量性プローブを頭蓋骨開口を介して、前記容量性プレートが脳の皮質及びその下の白質に露出するようにインプラントするステップと；
前記センサに接続したスペクトラムアナライザによって問い合わせ周波数のスキャンニングを行って、その信号を通過させることによって共振の中心点を決定するステップと；
前記基準周波数に共振する周波数をカーブフィッティングさせることによって、正しい細胞水分を概算するステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項１７】
請求項１６に記載の方法が更に、
前記選択された領域の圧力を測定するステップと；
この圧力信号と、前記共鳴振動数を表すスペクトラムアナライザからの信号を重ね合わせるステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項１８】
請求項１７に記載の方法が、更に、
ピーク水分とピーク圧力間の各パルスサイクルにおけるラグタイムを測定するステップと；
前記ラグタイムを脳のスティッフネスに相関させるステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項１９】
請求項１７に記載の方法が、更に：
ピーク圧力とピーク水分間の位相角の関係を取り出すステップと；
この位相角を脳のスティッフネスに相関させるステップを具えること
を特徴とする方法。
【請求項２０】
請求項１６に記載の方法において、前記２枚のプレートが、直流アイソレーションを行うのに十分な絶縁材料で被覆されていることを特徴とする方法。
【請求項２１】
請求項１６に記載の方法において、前記容量性センサが、前記抵抗に接続したコアコンダクタと前記他方のプレートの近位端に接続された周辺コンダクタを有する同軸ケーブルを具え、当該同軸ケーブルが前記スペクトラムアナライザに接続されていることを特徴とする方法。
【請求項２２】
請求項１６記載の方法において、前記プレートが、軸に対して垂直方向に設けた一連の孔を具えることを特徴とする方法。
【請求項２３】
請求項１６に記載の方法が、更に、
頭蓋の開口内に、ネジを切ったセルフタッピングボルトを挿入するステップと；
当該ボルトを介して開口内にセンサを配置するステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項２４】
請求項１７に記載の方法が、更に、
圧力を表すアナログ信号をデジタル信号に変換するステップと；
前記容量性センサからのアナログ信号をデジタル信号に変換するステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項２５】
請求項１６に記載の方法が、更に、
即時の水分を記録し、前記センサに接続されたスペクトラムアナライザによって問い合わせ周波数のスキャンニングを行い、その信号の通過によって共鳴の中心点を決定するステップと；
共鳴振動数と基準周波数とをカーブフィッティングすることによって、正しい細胞組織水分を概算し、周期的な時間インターバル間の水分の読みを追跡するステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項２６】
脳細胞組織における心拍間隔の灌水および鬱血の変化を測定する方法において、当該方法が：
２本の導電プレートと一の誘電体を有する水分プローブを脳細胞組織内に挿入するステップと；
前記水分プローブに周波数の異なる信号を送出するステップと；
異なる周波数の定在波率を決定するステップと；
細胞組織の心拍出力拍動灌水に伴って変動する水分変化の軌跡を決定するステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項２７】
請求項２６に記載の方法において、定在波率の決定が、水分プローブに接続されたスペクトラムアナライザを用いて行われることを特徴とする方法。
【請求項２８】
請求項２７に記載の方法において、軌跡を決定するステップが：
定在波率の変化をスペクトラムアナライザのリターンロスカーブ側にプロットするステップと；
当該定在波率の変化がどこで最大になるかを決定するステップと；
当該定在波率の変化を、細胞組織の心拍出力拍動灌水に伴って変動する水分の変化に相関させるステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項２９】
請求項２８に記載の方法において、前記スペクトロメータの定在波率が約１．１５に設定されていることを特徴とする方法。
【請求項３０】
請求項２７に記載の方法において、軌跡を決定するステップが：
共鳴中心周波数のシフトをプロットするステップと；
細胞組織の心拍出力拍動灌水に共なって変動する水分変化の軌跡を取り出すステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項３１】
請求項２６に記載の方法が、更に：
脳の前記領域の圧力を決定するステップと；
細胞組織の心拍出力拍動灌水に共なって変動する圧力変化の軌跡をプロットするステップと；
前記圧力軌跡と水分変化の軌跡間の位相ラグを決定するステップと；
当該位相ラグに基づいて、脳の相対的なスティッフネスを決定するステップと：
を具えることを特徴とする方法。
【請求項３２】
請求項２６に記載の方法が、更に：
脳の前記領域の圧力を決定するステップと；
細胞組織の心拍出力拍動灌水に共なって変動する圧力の軌跡をプロットするステップと；
前記圧力軌跡と水分変化の軌跡間の時間ラグを決定するステップと；
当該時間ラグに基づいて、脳の相対的なスティッフネスを決定するステップと：
を具えることを特徴とする方法。
【請求項３３】
脳細胞組織のコンプライアンスまたはスティッフネスをリアルタイムで取り出す方法において、
脳細胞組織の頭蓋内圧力を測定するステップと；
当該頭蓋内圧力の測定から頭蓋内波形をプロットするステップと；
脳細胞組織の水分における拍動鬱血の変化を測定するステップと；
前記拍動鬱血の変化の測定から拍動鬱血変化波形をプロットするステップと；
前記頭蓋内圧の波形と、水分における拍動鬱血波形の変化をコンピュータに同時にプロットするステップと；
前記同時プロットから脳のスティッフネスを決定するステップと；
を具える事を特徴とする方法。
【請求項３４】
請求項３３に記載の方法において、前記スティッフネスを決定するステップが、ピーク水分とピーク圧力間の各パルスサイクルにおけるラグタイムを測定するステップを具え、低い方のラグタイムが深刻なスティッフネスあるいは異常なコンプライアンスを表示しており、広いラグタイムがリラックスした脳に関することを特徴とする方法。
【請求項３５】
請求項３３に記載の方法において、前記スティッフネスを決定するステップが、
ピーク圧力とピーク水分間の位相角の関係を取り出すステップと；
ヒートビート周波数によって調整するステップと；
を具え、より小さな位相角が、深刻なスティッフネスあるいは異常なコンプライアンスを表示しており、より大きな位相角がリラックスした脳に関することを特徴とする方法。
【請求項３６】
請求項３３に記載の方法が更に、前記圧力波形および水分波形をアナログ波形からデジタル波形に変換するステップを具えることを特徴とする方法。
【請求項３７】
請求項３３に記載の方法が更に、
トランスデューサを利用してリアルタイムでのコンプライアンスの表示を導出して、局所的な細胞の変化を測定するステップと；
頭蓋内圧力センサ波形との関係を測定するステップと；
を具えることを特徴とする方法。
【請求項３８】
請求項３７に記載の方法において、前記トランスデューサがヒートクリアランスセンサであることを特徴とする方法。
【請求項３９】
請求項３７に記載の方法において、前記トランスデューサが、レーザドップラセンサであることを特徴とする方法。
【請求項４０】
請求項３３に記載の方法において、前記脳細胞組織の頭蓋内圧力の測定を、細胞組織インプラント歪ゲージによって行うことを特徴とする方法。
【請求項４１】
請求項３３に記載の方法において、前記脳細胞組織の頭蓋内圧力の測定ステップを、細胞組織インプラント歪ゲージ光ファイバーセンサによって行うことを特徴とする方法。
【請求項４２】
請求項３３に記載の方法において、前記脳細胞組織の頭蓋内圧力の測定ステップが、チューブを介して脳室開放カテーテルに接続した外付け歪ゲージによって行うことを特徴とする方法。
【請求項４３】
脳の所定の領域内の細胞組織水分を測定するプローブにおいて、当該プローブが：
近位端と遠位端に配設した２本のプレートを有するインプラント可能な細胞組織水分センサであって、当該２本のプレートが、誘電材料で離隔されており、前記遠位端が脳細胞にインプラント可能であるセンサと、
前記プレートの一方の近位端に接続された信号転送回路と、
信号受信器と、
信号受信器に接続された遠隔配置された周波数スペクトラムアナライザと、
ディスプレイを有するデジタルコンピュータであって、前記水分プローブと前記スペクトラムアナライザからの出力信号に接続する入力を有し、脳細胞内組織の水分を示すセンサの共鳴振動数を表示するようにプログラムされたコンピュータと；
を具えることを特徴とするプローブ。
【請求項４４】
請求項４３に記載のプローブにおいて、前記トランスミッタ回路が、インダクタを具え、前記信号受信器が第２のインダクタを具え、磁場エネルギーが当該第２のインダクタに印可されることを特徴とするプローブ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
発明の属する技術分野
本発明は、局所的な脳内の水分、潅流拍動の変化、および、潅流圧と頭蓋内圧の記録を比較することによってリアルタイムで脳のスティッフネスを測定する装置及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
発明の背景
集中治療室において頭蓋内圧（ＩＣＰ：intracranial pressure）をリアルタイムでモニタすることは、重傷の頭部損傷を管理する際の医師への指針の中で標準的ケアとして確立されている。頭部損傷の治療では、脳圧が高まるため、頭蓋内圧のモニタが必要である。これは、水頭症の複雑なケースにおける開頭術後の脳の腫脹の検出や、脳感染や脳卒中の特定の症例において特に重要である。疾病の状況によって脳腫脹が悪化すると、基準圧力および波形の変化が、薬物治療や肺換気量の変化による脳腫脹の経過を反転させる積極的な試みが必要であることを示す。
【０００３】
頭蓋内圧のモニタは、通常、頭蓋内に設けた孔にシャント（バイパス）を挿入して行う。次いで、外付けの圧力トランスデューサに接続した脳室開放カテーテルをこのシャントを介して脳内物質に導入する。シャントは、脳内物質からの過剰な液体のドレインとして用いても良い。外部圧力トランスデューサは、信頼性の高い基準値を確立することができるので、正確な圧力測定を行うことができる。しかしながら、外部圧力トランスデューサは、侵襲性の処置が必要であり、患者の健康にリスクをもたらす。
【０００４】
近年は、小型化した光ファイバー圧力トランスデューサや歪ゲージ圧力トランスデューサを脳内物質内に挿入することが行われている。小型トランスデューサは、挿入処理時の侵襲性を大幅に減少させるものであるが、基準を確定する現実的な方法が存在しない。治療過程における様々なファクタが、基準値の測定をシフトさせることがあるため、正確さにおいて問題が生じる。更に、このＩＣＰセンサとそれから得られるデータだけでは、脳の特定の領域の浮腫あるいは鬱血がどのような状態にあるかを直接測定することができない。更に、腫脹は、年齢や腫脹の原因によっては、広い範囲で圧力を変化させる。また、このＩＣＰセンサのみでは、脳のスティッフネスあるいはコンプライアンスをリアルタイムで測定することができず、差し迫った悪化リスクの有用な指標にならない。
【０００５】
静的な測定は、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）で行うことができるが、これは、リアルタイムでデータを提供するものではない。リアルタイムの情報は、水頭症の治療において、シャントの脱落を容易に検出する。しかしながら、リアルタイムでの測定を内部センサで行うことができないため、シャントの脱落は、後に起きる臨床的な悪化と、ＭＲＩ像の観察によって見られる解剖学的変化から推断するしかなかった。更に、危篤患者をＭＲＩ設備へ搬送することは危険である。
【０００６】
従って、頭蓋内圧力と大脳の水分の双方を同時にかつ継続的にモニタする、単一の開口を介して頭蓋骨内に挿入しうる器具が必要とされている。更に、心臓が脳に血液を送り込む出力による心拍間隔（beat-to-beat）組織灌水に応じて明らかな含水量を変化させる、拍動の変化を継続的に測定できる器具も必要である。又、人工呼吸器からの静脈背圧に関連する、細胞組織の鬱血を継続的に測定する器具も必要である。更に、通常値と比較するための脳の含水率を導き出す器具も必要である。更に、疾病の状況に応じた細胞内または細胞外の水分あるいは脳浮腫のより緩やかな基準値変化をモニタするシステムも必要とされている。更に、頭蓋内圧力（ＩＣＰ）波形と、拍動性灌水又は時々刻々の脳の鬱血の変化を同時に表示することができる器具も求められている。更に、ＩＣＰ波形と灌水波形とのラグタイムの相違を比較して脳のスティッフネスまたはコンプライアンスをリアルタイムで測定することができる装置および方法も必要である。
【０００７】
発明の概要
本発明はこれらの要望に取り組むものであり、この要望は脳内の所望の領域における組織の含水量を測定するプローブ、という本発明の一特徴にて実現される。このプローブは、インプラント可能な組織水分センサを具え、このセンサは近位端及び遠位端に２枚のプレートを有する。２枚のプレートは、誘電体によって離隔されており、遠位端を脳細胞組織内にインプラントすることができる。インピーダンス整合回路が一方のプレートの近位端に取り付けられている。第１の出力端子が、整合回路の抵抗に接続されており、第２の出力端子が一方のプレートに接続されている。遠隔に配置した周波数スペクトラムアナライザが、第１及び第２の出力端子からの出力信号を受信する。デジタルコンピュータはディスプレイを具え、このデジタルコンピュータは、水分プローブとスペクトラムアナライザからの出力信号に接続する入力を具え、脳細胞組織内の含水量を示すセンサの共鳴振動数を表示するようプログラムされている。
【０００８】
本発明の他の特徴は、脳内の所定の選択された領域の細胞組織含水量を測定する方法である。前記所定の選択した領域外に配置した２枚のプレートを有する容量性センサを、キャリブレートして、空気中でのセンサの共鳴振動数を決定する。この容量性センサは、水とＮａＣｌの混合液中でキャリブレートして、この混合液中のセンサの共鳴振動数を決定する。空気中でのセンサの共鳴振動数と、混合液中でのセンサの共鳴振動数に基づいて含水量に関するリニア基準周波数が設定される。容量性プローブは、頭蓋骨の開口を介して、容量性プレートが脳皮質とその下の白質に露出するように、インプラントされる。このセンサに接続されたスペクトラムアナライザによって尋問的な周波数スキャニングが行われ、信号の通過によって共鳴の中心点を決定する。真の細胞組織含水量が、基準周波数に共鳴振動数のカーブを当てはめることによって概算される。
【０００９】
本発明の他の特徴は、心拍間隔潅流の変化と脳細胞組織内の鬱血の変化を導き出す方法である。この方法は、２枚の導電プレートと誘電体を有する水分プローブを脳細胞組織内に挿入するステップを具える。水分プローブから周波数の異なる信号が送られる。異なる周波数の定在波比が決定される。次いで、細胞組織への心拍出量の拍動灌水に伴って変動する水分変化の軌跡が、決定される。
【００１０】
本発明の他の特徴は、脳細胞組織のコンプライアンスあるいはスティッフネスをリアルタイムで取り出す方法である。脳細胞組織の頭蓋内圧力が測定される。次いで、この頭蓋内圧力の測定で得られる頭蓋内波形をプロットする。脳細胞組織の水分の拍動鬱血の変化を測定する。拍動鬱血の測定によって拍動鬱血変化波形が、プロットされる。頭蓋内圧力波形と、水分の拍動鬱血変化の波形をコンピュータ上に同時にプロットする。次いで、この同時プロットから脳のスティッフネスが決定される。
【００１１】
本発明の更なる特徴は、脳内の所定の領域における細胞組織水分を測定するプローブである。このプローブは、近位端と遠位端のある２枚のプレートを有するインプラント可能な細胞組織水分センサを具える。２枚のプレートは誘電材料によって離隔されており、遠位端が脳細胞にインプラントされている。信号伝達回路が、一方のプレートの近位端に接続されている。信号受信器が設けられている。遠隔に配置した周波数スペクトラムアナライザが、信号受信器に接続されている。デジタルコンピュータが設けられており、このコンピュータは、ディスプレイと、水分プローブとスペクトラムアナライザからの出力に接続された入力を具える。このコンピュータは、脳細胞組織の含水量を示すセンサの共鳴振動数を表示するようにプログラムされている。
【００１２】
上述の記載と、以下の詳細な説明は、本発明を限定するものではなく、更に詳しく説明するためのものである。添付した図面は本明細書の一部をなすものであり、本発明の方法とシステムの理解を助ける。これらの図面は記載とあいまって、本発明の原理の説明を助ける。
本発明は、特に請求項によって把握される。しかしながら、本発明の目的、効果および作用は、図面を参照するとよりよく理解される。
【００１３】
実施例
本発明は様々な形で実施することが可能であるが、図面および以下の実施例の説明は本発明の例示に過ぎず、本発明をこの特定の実施例に限定するものではない。
【００１４】
本発明の一実施例に係る、脳の水分（ウエットネス）と頭蓋内圧力を測定する併用プローブ１０を図１に示す。
プローブ１０は、水分センサ１１を具え、このセンサは、プリント回路基板（ＰＣＢ）１６の対向する側部に２枚の導電プレート１２および１４を具える。導電プレート１２および１４は、好ましい実施例では銀でできているが、他の好ましい導電材料を使用することもできる。好ましい実施例では基板１６は、長さ５ｃｍ、幅２ｍｍ、深さ０．５ｍｍである。プローブ１０は近位端１８と遠位端２０を有する。多孔２２はＰＣＢ基板１６を横切って延在している。孔２２によって、脳細胞組織に接触する表面領域が増えるため、細胞組織内でのリアルタイムな拍動灌水変化に対する感度が上がる。近位端１８は、一方の側に表面実装抵抗２４を有する。同軸ケーブル２６は、コア導電材２８と、シールドコンダクタ３０を有する。シールドコンダクタはコア部材２８の周囲に配置されている。
【００１５】
表面実装抵抗２４は、近位端１８と同軸ケーブル２６の一方の端部の間に取り付けられている。表面実装抵抗２４は、同軸ケーブル２６のコア２８とプレート１２間でインピーダンスを整合させる。表面実装抵抗２４とケーブル２６によって提供されるインピーダンス整合によって、ケーブル２６のノイズが削減され、分析電子機器を水分センサ１１から離して配置することが可能となる。バランスアンテナなど、他のインピーダンス整合回路を用いることもできる。プレート１４は、同軸ケーブル２６のシールドコンダクタ３０に直接に接合されている。同軸ケーブル２６の他端は、アダプタ３２を介してコントローラユニット３４に接続されている。この例では、ケーブル２６の信号のロスを最小にするアダプタ３２にＰＬ２５０型を使用している。
【００１６】
水分センサ１１は、開口３８を介してプラスチックボルト３６内に挿入される。プラスチックボルト３６は、本体部４４に装着された六角ナット４０および４２を有する。本体４４は、外表面にネジが設けられている。ラグナット４６が本体４４に連結されており、このナットの内部に対応するネジが設けられている。ラグナット４６を本体４４上で回転させて、ケーブル２６に接続する。
【００１７】
プローブ１０は、開口を介してプラスチックボルト３６の深さまで脳細胞組織内に挿入する。六角ナット４０および４２とラグナット４６を、ボルト３６の本体４４に締め付けてシールし、プラスチックボルト３６を開口３８内の所定の位置に保持する。ボルト３６は、表面実装抵抗２４が脳の表面上約１ｍｍのところに位置して、プレート１２および１４のほぼ全長が脳細胞組織内に位置するように設計されている。脳の水分は適度な塩分を保っている（典型的には、１０００ｍｌあたり１３０〜１５０ｍＥｑ  Ｎａ＋）ため、極薄スパッタ絶縁層５０で、電極プレート１２および１４と細胞組織との直接的な接触を絶縁している。好ましい実施例では、絶縁層５０にテフロンが用いられているが、その他の絶縁材を使用しても良い。絶縁層５０により、水分センサ１１の共鳴点を正確に測定することができる。容量性プレート１２および１４の形状を、チューブ型にすることによって、ルーメンを介して、シリコーン外部空洞ドレインとすることができる。このような構成では、導電性のプレート面が対向する大脳半球上でチューブ長さ上に位置し、同様の容量性効果を得ることができる。
【００１８】
図２は、典型的なＭＲＩに見られる、前頭葉を通して見た頭部６０と脳６２の断面図である。脳６２は頭蓋骨６４で覆われている。頭蓋骨６４に封入されているため、液体の増加によって過剰に脳６２が圧迫される。頭皮を切開して、頭蓋骨６４に、頭骨の開口６６（穿頭）を行う。集中治療室内でのルーチン手順では、通常、現在周知のように、次にＩＣＰセンサもしくは脳室開放カテーテルを挿入する。
【００１９】
好ましい実施例におけるプラスチック製の脳室開放ボルト３６は、マサチューセッツ州レインハム所在のCodman and Shurtleff Incorporated社から入手可能である。このプラスチックボルト３６は、頭蓋骨６４内にぴったり収まるタップとネジが切られている。水分センサ１１はボルト３６を介して、センサの容量性プレート１２および１４が脳の皮質および白質に露出するような深さに挿入される。プラスチックボルト３６は、電気的接続を安定させ、頭骨の開口６６（穿頭）で確実に固定することによって、センサ１１が脳６２内で移動しないようにする。
【００２０】
頭蓋内圧力（ＩＣＰ）センサ７０は、ボルト３６を通して脳６２の下側皮質組織内に挿入する。ＩＰＣセンサ７０は電子歪ゲージ型であり、圧力による抵抗の変化を測定する。代替として、光ファイバセンサなどのインプラント可能なセンサを用いるようにしても良い。光ファイバセンサは、デュアル光ファイバケーブルに接続されたレーザを具える。ダイアフラムが光ファイバケーブルの端部に接続されており、圧力に反応して光を歪ませ、光の振幅または周波数のいずれかを変化させる。別のケースでは、チューブを介して脳室開放カテーテルあるいは頭蓋ボルトに接続した外付け歪ゲージを用いて圧力を測定するようにしている。
【００２１】
ＩＣＰセンサ７０の出力電圧はケーブル７２によって伝達される。本実施例の歪ゲージＩＣＰ７０は、マサチューセッツ州レインハム所在のCodman and Shurtleff Incorporated社から入手可能であるが、他の適当な圧力センサを使用することもできる。ＩＣＰセンサ７０は、ボルト３６と別に挿入するか、及び／又は、所望の場合は頭蓋骨上の別の部位に挿入するようにしても良い。多くの場合、このようにしない方が良いが、特定の状況では、ＩＣＰセンサ７０と水分センサ１１を別々に挿入することが要求されることがある。
【００２２】
水分センサ１１及びＩＣＰセンサ７０との各配線は、遠隔位置にあるコントローラユニット３４に接続されている。代替として、ケーブルをなくしたい場合は、信号トランスミッタにこれらケーブルを接続するようにしても良い。併合センサの配設技術は、モニタ用の脳室開放カテーテルのルーチンの挿入と同じであり、これと同様の受け入れ可能な低リスクを実現する。
【００２３】
図３は、ＩＣＰ−水分併合プローブ１０のコントロールユニット３４のブロック図である。ＩＣＰセンサ７０は歪ゲージタイプであり、圧力トランスデューサ７６と３つの抵抗７８、８０、８２を有する標準仕様のホィートストーンブリッジ７４を有する。ブリッジ７４の電圧は、圧力トランスデューサ７６の圧力変化に応じて変化する。ブリッジ７４の出力電圧は、トランスデューサ７６で検出した圧力を表し、ケーブル７２を介してアナログ−デジタルコンバータ８４の入力に接続されている。アナログ−デジタルコンバータ８４の出力はデジタルコンピュータ８６に接続されている。
【００２４】
水分センサ１１は、同軸ケーブル２６を介してスペクトラムアナライザ８８の入力に接続されている。好ましい実施例ではスペクトラムアナライザ８８は、カリフォルニア州、Ｖｉｓｔａに所在のＴｅｍｐｏ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ社製のＡＥＡ−Ｔｅｍｐｏ１５０−５２５Ａｎａｌｙｓｔである。スペクトラムアナライザ８８は、好ましい実施例では２秒毎に１５０ＭＨＺ〜５５０ＭＨＺの問い合わせ周波数を水分センサ１１に掃引する。脳内水分を測定するための周波数スペクトラムは、他の信号源から妨害されることなく４００〜６００ＭＨＺの間で最適に測定される。しかしながら、プローブの長さによっては、これ以外の範囲の周波数でも良い。
【００２５】
スペクトラムアナライザ８８の直接出力は、デジタルコンピュータ８６に接続されており、二次出力は、アナログ−デジタルコンバータ９０に接続されている。これによって、直接出力から決定される水分センサ１１の共鳴振動数を表示することが可能となり、また、周波数の心拍間隔変化及びデジタル−アナログコンバータ９０からの定在波比率を表示することが可能である。スペクトラムアナライザ８８とデジタル−アナログコンバータ９０の出力は、ディスプレイ９２にプロットされる。ディスプレイ９２は、高解像度モニタであることが好ましいが、他のディスプレイ装置を用いることもできる。
【００２６】
デジタルコンピュータ８６は、ＩＣＰセンサ７０と水分プローブ１１からの拍動波形出力をディスプレイ９２に同時に表示するためのソフトウエアを具えている。後述するとおり、脳内水分と鬱血は、水分プローブ１１の共鳴振動数を変化させ、基準水分あるいは圧力とは別に、明らかな細胞組織水分と、脳６２のスティッフネスをリアルタイムで読み出して表示する。
【００２７】
図４Ａ乃至４Ｄは、プローブキャリブレーションとソフトウエアを用いてデジタルコンピュータ８６のディスプレイ９２に表示される脳内組織の水分を決定する手順を示す図である。図１及び２に示すプローブ１０の水分センサ１１で検出された含水量は、プレート１２及び１４を通る問い合わせ信号の伝達速度に対する周辺の組織誘電体の影響を示す。時間領域反射率測定の概念と同様に、また当業者には知られているとおり、スペクトラムアナライザ８８は、水分センサ１１が細胞組織内に配置されたときに共鳴振動数を表示する。この共鳴は、プレート１２および１４のプレート静電容量（この構成ではプローブの長さに最も強く影響される）と隣接する基板１６の誘電材料との相関である。プレート１２と１４の間にあるＰＣＢ誘電材料１６と、極薄スパッタ層５０の誘電率は、空気の誘電率（１）に近い。これに対して、脳は通常約７０％が水分である。Ｈ２Ｏの誘電率は８０なので、細胞組織の水分が、圧倒的に水分センサ１１で測定される共鳴振動数を決定する。
【００２８】
図４Ａは、水分センサ１１が完全に空気中に露出しているときのデジタルコンピュータ８６に表示されたスペクトラムアナライザ８８の出力プロットである。空気中では、水分による誘電体が有意に信号を遅らせることがないため、水分センサ１１の共鳴振動数は４４０ＭＨＺである。図４Ｂは、水分センサ１１を１００％の生理食塩水と水の化合物（脳内の水と塩分をシミュレートしたもの）につけた場合の出力プロットである。水分センサ１１の共鳴振動数は、図４Ｂに示すとおり、１６７ＭＨＺに減少している。この減少は、誘電率が高い周囲の水の圧倒的な誘電効果による。
【００２９】
図４Ｃは、図２に示す脳細胞組織６２内に配置した水分センサ１１の出力の鋭い共振カーブを示す。図４Ｃでの共鳴振動数は３０７ＭＨＺである。脳細胞組織６２の水分は、共鳴振動数に比例する。センサ１１で検出した、水分が異なる状態での異なる共鳴振動数がプロットできる。図４Ｄは、図４Ａに示すように水中にセンサをつけた時から、図４Ｂに示すように全面的に空気中に露出させた時への、水分センサ１１の典型的な出力カーブのリニア性を示す。ドライおよびウェット重量水分決定方法を用いて細胞組織内で水分センサ１１をテストすることによって、６５％（非常に脱水状態にある脳）から８０％（非常に浮腫状態にある脳）までの臨床的有意性のリニアレンジが試験でき、水分決定の測定スタンダードが提供される。
【００３０】
水分センサ１１で測定可能な精度は０．１％までの水分変化である。しかしながら、臨床的使用では、局部的な絶対水分の決定は、基準値の測定とは反対に、集中治療室での経過における脳細胞組織の水分の傾向付けほどには役に立たない。長期にわたる傾向は、より有益なデータである。なぜなら、どのようなプローブでも同じであるが、水分センサ１１の脳６２への挿入は、センサ１１の周囲に一時的な傷による浮腫を発生させ、その領域の基準水分を人工的に上昇させることになるからである。さらに、センサプレート１２や１４に触れる流れのない血塊が局所的に小さく蓄積することや、プレート１２や１４の全長に届かない不完全な通過の影響により、真の水分基準値にずれが生じる。これら考慮にもかかわらず、この基準値の測定は、疾病の処置や、フロセミドやマンニトールなどの脱水剤を伴う治療的介入に対するコントロールとして使用され、また、人工呼吸器の変化は、医師の患者に対する治療効果のリアルタイムフィードバックを提供する。
【００３１】
基準水分がコンピュータ８６などに何時間もプロットされる場合、水分が徐々にシフトするのが分析されることがある。例えば、初期の水分のシフトは、初期の浮腫とその消散を表す。長期にわたる水分のシフトは、モニタ領域における脳の腫脹傾向、頭部障害による浮腫、あるいは治療効果を表すことがある。代替として、ヒューレットパッカード社製のモデルＨＰ８５６８Ａなどのスペクトラム／周波数アナライザを用いて共鳴振動数の変化を記録することもできる。しかしながら、後に説明するように、疾病の経過にとって重要な更に小さい変化を心拍間で測定することができる。従って、水分センサ１１は、関連する頭蓋内圧力センサ７０を用いることなく別個に使用して、患者にとって有益なデータをもたらすこともある。
【００３２】
図５は、微小な明らかな水分変化から得られる拍動基準５００を示す図である。二つの技術の内のいずれか一方を用いて、心拍間ごとの水分の変化を得ることができる。第１の技術は、共鳴振動数近傍の周波数を用いる。スペクトラムアナライザ８８を使用して、共振点における定在波率（ＳＷＲ）を同定すると、正しく配置した水分センサ１１は、ＳＷＲ１．０を示す。共鳴振動数は、水分に関係しており、図４では３０７ＭＨＺである。
【００３３】
しかしながら、図４Ｄの共振点のすぐ右隣の周波数が選択されると、単位周波数が変化する度に、ＳＷＲに、典型的には約１．１５の最大変化が生じ、ＳＷＲの心拍間隔変化がプロットされる。従って、この心拍間隔のＳＷＲ変化は、水分センサ１１で検出した局所的に増加した水分と相互に関連する。この水分の増加は、一時的に増加した細胞組織の鬱血および血流による細動脈拡張に起因する。時間を関数とする起伏のある波形５０２を図５に示す。この起伏のある波形５０２は、心拍間のＳＷＲの作用として、水分センサ１１で測定される。ゆっくりとした基準値の起伏は、患者の陽圧換気から生じる脳の静脈側の背圧に関連するか、あるいは、一時的な頸動脈圧迫（Queckenstedt maneuver）によって生じることもある。
【００３４】
代替として、図１及び２の水分センサ１１を、図６に示すように単純なＬＣ共鳴回路１００の可変成分とし、共振偏差の中心周波数を追跡することによって心拍間隔効果を測定することができる。センサ１１は、インダクタ１０２に接続されている。従って、センサ１１とインダクタ１０２はインプラントセンサユニット１０４内で一体化しても良い。第２のインダクタ１０６は、処理回路に接続されており、この回路は上述の信号発生器および共鳴振動数測定装置を具える。第１のインダクタ１０２の値は固定であるので、共鳴振動数は、センサユニット１０４の周囲の細胞組織の水分に応じてシフトする。第２のインダクタ１０６と信号発生器からの磁場エネルギーを検出することによってワイヤレスで共鳴振動数を測定する。
【００３５】
この方法の有意な利点は、完全にインプラントした共振回路からの、頭皮を横断するスペクトラムアナライザピックアップ回路を用いて、心拍間隔拍動変化と基準の水分をワイヤレスで測定できることである。この技術は、数ヶ月から数年にわたる長期間、所定の領域をワイヤレスでモニタして、脳室腹腔短絡術の治療を受けた患者の水頭症の最適なコンプライアンスとコントロールを決定することができる。
【００３６】
図１及び２によれば、頭蓋内圧力（ＩＰＣ）波形が、上述した二つの技術で得られる拍動水分波形と同時にプロットされる場合、波形間に位相関係が見られる。図７Ａは、拍動水分プロット６０２に対する圧力６００の同時プロットを示す図である。圧力プロット６００は、水分プローブプロット６０２で検知した拍動鬱血に先行している。これは、血管鬱血のピークが、圧力のピークからずれていることを表す。図７Ａは、健康な通常の脳をプロットした、位相関係を示す。図７Ａにおいて、脳のスティッフネスは、許容レベル内にあり、従って、心拍間隔の水分共鳴振動数の位相は、圧力の変化から１１５度シフトしている。
【００３７】
これに対して、図７Ｂは、脳のコンプライアンスまたはスティッフネスが悪化している例における圧力プロット６００と水分プロット６０２を重ね合わせて示すものである。心拍間隔の水分共鳴振動数の位相は、圧力変化から６８度シフトしている。この関係は、ここに引用されている本発明者による米国特許第４，７３９，７７１号に記載されている熱プローブで患者をモニタした場合のＩＣＰ−血流併合プローブにも見られる。通常のリラックスした脳では、ピークフローまたは血管の鬱血は、特に大泉門が開いている子供では、実質的にずれが生じる。頭部障害があり脳浮腫を伴って脳が徐々に膨張している場合は、このずれは両波形が実質的に重なるまで狭くなる。同様に、患者のシャントが脱落してコンプライアンスが貧弱である場合は、ラグタイムが狭いパターンとなる。この関係は、誘導性回路の電圧位相に対する電流位相をプロットする位相ラグと同様に、周波数（鼓動）に調整した位相ラグの関数としてリアルタイムに測定することができる。従って、周波数に調整した秒または位相角のラグによる関係から、トランスデューサの振幅、精度、安定性とは別に脳のスティッフネスの測定を行うことができ、周波数領域関係をインプラントを含む長期のモニタに適用することができる。
【００３８】
ここに開示された測定方法及び装置を様々に変形できることは当業者には自明であり、上記に記載された好ましい実施例以外の実施例が数多く存在することは明らかである。容量性水分検出技術の変形例には、時間領域反射率測定および矩形波周波数ベースのセンサ、また光ファイバーセンサが含まれる。時間領域反射率測定は、モデル伝達ラインに検出部材を用いている。信号の反射は、水分の関数として測定される。矩形波周波数センサは、広範囲の周波数を用いて、観察された周波数に相関して水分を決定している。矩形波周波数信号の正確な解析には、適当な回路を必要とする。光ファイバーセンサは、インプラントしたファイバに伝達する所定の波長の光信号を使用する。光学的グレーティングを用いて、水分の関数である光信号の反射を決定している。
【００３９】
ＩＣＰ波形に対する拍動フローの関係は、サーミスタ（上述の特許に記載されている）などのトランスデューサ又は、経頭蓋インピーダンス測定および局部細胞組織レーザドップラ技術などのヒートクリアランストランスデューサを用いて得ることができる。経頭蓋インピーダンス測定は、頭部にオームメータを取り付けて、高周波信号を測定して行われる。４つのプローブ方法を用いた代替のインピーダンス測定を使用することができる。２つのプローブで信号入力をしながら、他の２つのインピーダンスプローブで出力を測定する。レーザドップラ技術は、レーザを用いて所定の細胞組織に信号を送り、ドップラ周波数の変化を測定して、水分を決定する。
【００４０】
上述の容量性アプローチに代えて、アンテナセンサを水分センサとして使用することができる。細胞組織内の水分を検出するアンテナを有するインプラントした回路を含む回路全体とトランスミッタとは、インプラントの一部としてひとつの集積回路にしたり、プローブ自体に集積することができ、経頭蓋かつワイヤレスな問い合わせを行うことができる。本発明は、上述の記載に限定されるものではなく、発明の範囲と請求項の記載に裏付けられた全ての変形例を含むものである。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】図１は、本発明の実施例による脳スティッフネスプローブの斜視図である。
【図２】図２は、図１に示すプローブの部分的断面図であり、このプローブは開口を介して、脳細胞組織に直接接触するように頭蓋骨内に挿入されている。
【図３】図３は、本発明の一実施例に係るプローブ部品と、遠隔に配置された、水分センサ部および頭蓋内圧力部の測定装置のブロック図である。
【図４】図４Ａないし図４Ｄは、本発明のシステムを用いて得た共鳴振動数カーブ、キャリブレーション、および細胞組織水分の測定を示す図である。
【図５】図５は、本発明に係る水分プローブ内の、心臓拍動出力による脳の灌水によって、中心周波数が微細にシフトした拍動変化を示す波形図である。
【図６】図６は、本発明による水分プローブのワイヤレス装置を示すブロック図である。
【図７】図７Ａおよび図７Ｂは、本発明の併用プローブの水分測定部から得た圧力波形及び灌水波形間の位相あるいはラグタイムの関係を示す波形図である。
【図１】
2005512663.tif 000003
【図２】
2005512663.tif 000004
【図３】
2005512663.tif 000005
【図４Ａ】
2005512663.tif 000006
【図４Ｂ】
2005512663.tif 000007
【図４Ｃ】
2005512663.tif 000008
【図４Ｄ】
2005512663.tif 000009
【図５】
2005512663.tif 000010
【図６】
2005512663.tif 000011
【図７Ａ】
2005512663.tif 000012
【図７Ｂ】
2005512663.tif 000013
【国際調査報告】
2005512663.tif 000014
2005512663.tif 000015
2005512663.tif 000016
2005512663.tif 000017