(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
人工呼吸器により換気される肺の肺胞開放及び／又は肺胞閉鎖を吸気気道内圧及び呼気気道内圧により決定するための方法であって、
電気インピーダンストモグラフィ法により肺領域でインピーダンス信号を測定するステップと、
前記吸気気道内圧及び前記呼気気道内圧の少なくとも一つを変化させるステップと、
前記測定ステップから曲線を生成するステップと、
を含むものにおいて、
前記測定インピーダンス信号の前記生成曲線の結果として生じる経過に従い、前記肺領域で肺胞閉鎖が起こる第１の呼吸圧力値、及び／又は、前記肺領域で肺胞開放が起こる第２の呼吸圧力値が自動的に決定され、かつ、該決定が、前記生成曲線の少なくとも振幅又は予測されない挙動又は一時的遅延における変化に基づきなされること、
を特徴とする方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法において、
呼吸運動（Ａ１、Ａ２、Ａ１'、Ａ２'）に基づくインピーダンス信号の平均的変化が第１の呼吸運動比較値を下回ると直ちに、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する第１の呼吸圧力値が決定されること、及び
呼吸運動（Ａ１、Ａ２、Ａ１'、Ａ２'）に起因するインピーダンス信号の平均的変化が第２の呼吸運動比較値を上回ると直ちに、上記肺領域の肺胞開放に対応する第２の呼吸圧力値が決定されること、
を特徴とするもの。
【請求項３】
請求項２に記載の方法において、
上記肺領域で肺胞がほぼ開放される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞閉鎖が決定されるまで、前記呼気気道内圧が段階的に下げられること、及び
前記肺胞閉鎖が決定される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞開放が決定されるまで、吸気気道内圧が突然上げられること、
を特徴とするもの。
【請求項４】
請求項２又は３に記載の方法において、呼吸運動（Ａ１、Ａ２、Ａ１'、Ａ２'）に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、複数の吸気に関するインピーダンス信号の平均平方根を平均化することに基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項５】
請求項２又は３に記載の方法において、呼吸運動に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、複数の吸気に関するインピーダンス信号のピークピーク値の平均に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項６】
請求項２〜５のいずれかに記載の方法において、上記第１呼吸運動比較値及び／又は上記第２呼吸運動比較値が予め決定されることを特徴とするもの。
【請求項７】
請求項２〜５のいずれかに記載の方法において、上記第１呼吸運動比較値及び／又は上記第２呼吸運動比較値が、別の肺領域における呼吸運動に起因するインピーダンス信号の平均的変化から動的に決定されることを特徴とするもの。
【請求項８】
請求項７に記載の方法において、上記別の肺領域が、重力ベクトルの方向において関係する上記肺領域よりも上に位置する領域であることを特徴とするもの。
【請求項９】
請求項１に記載の方法において、
肺胞（Ｂ、Ｂ'）の虚脱に起因するインピーダンス信号の平均的変化が虚脱比較値を下回ると直ちに、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する第１の呼吸圧力値が決定されること、及び
肺胞（Ｂ、Ｂ'）の開放に起因するインピーダンス信号の平均的変化が開放比較値を上回ると直ちに、上記肺領域の肺胞開放に対応する第２の呼吸圧力値が決定されること、
を特徴とするもの。
【請求項１０】
請求項９に記載の方法において、
上記肺領域で肺胞がほぼ開放される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞閉鎖が決定されるまで、前記呼気気道内圧が段階的に下げられること、及び
前記肺胞閉鎖が決定される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞開放が決定されるまで、吸気気道内圧が突然上げられること、
を特徴とするもの。
【請求項１１】
請求項９又は１０に記載の方法において、肺胞（Ｂ、Ｂ'）の虚脱又は開放に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、上記吸気気道内圧及び上記呼気気道内圧に依存するインピーダンス信号の平均傾斜に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項１２】
請求項９又は１０に記載の方法において、肺胞（Ｂ、Ｂ'）の虚脱／開放に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、ガウス補償計算による直線的適応に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項１３】
請求項９〜１２のいずれかに記載の方法において、上記虚脱比較値及び／又は上記開放比較値が予め決定されることを特徴とするもの。
【請求項１４】
請求項９〜１２のいずれかに記載の方法において、
上記虚脱比較値及び／又は上記開放比較値が、別の肺領域における肺胞の虚脱に起因するインピーダンス信号の平均的変化から動的に決定されることを特徴とするもの。
【請求項１５】
請求項１４に記載の方法において、上記別の肺領域が、重力ベクトルの方向において関係する上記肺領域よりも上に位置する領域であることを特徴とするもの。
【請求項１６】
請求項１に記載の方法において、
呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因するインピーダンス信号の平均応答遅延が第１の呼吸比較値を上回ると直ちに、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する第１の呼吸圧力値が決定されること、及び
呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因するインピーダンス信号の平均応答遅延が第２の呼吸比較値を下回ると直ちに、上記肺領域の肺胞開放に対応する第２の呼吸圧力値が決定されること、
を特徴とするもの。
【請求項１７】
請求項１６に記載の方法において、上記肺領域で肺胞がほぼ閉鎖される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域で肺胞開放が決定されるまで、吸気気道内圧がパルス状に上げられることを特徴とするもの。
【請求項１８】
請求項１６又は１７に記載の方法において、呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因する平均応答遅延が、インピーダンス信号が吸気気道内圧の変化に従う際の平均初期傾斜に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項１９】
請求項１６又は１７に記載の方法において、呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因する平均応答遅延が、インピーダンス信号が吸気気道内圧の変化に従う際の時間定数に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項２０】
請求項１６〜１９のいずれかに記載の方法において、上記第１呼吸比較値及び／又は上記第２呼吸比較値が予め定められていることを特徴とするもの。
【請求項２１】
請求項１６〜１９のいずれかに記載の方法において、上記第１呼吸比較値及び／又は上記第２呼吸比較値が、別の肺領域における吸気気道内圧の変化に起因するインピーダンス信号の平均応答遅延から動的に決定されることを特徴とするもの。
【請求項２２】
請求項２１に記載の方法において、上記別の肺領域が、重力ベクトルの方向において関係する上記肺領域よりも上に位置する領域であることを特徴とするもの。
【請求項２３】
請求項１〜２２のいずれかに記載の方法において、肺が重力ベクトルの方向において複数の領域面に分割されることを特徴とするもの。
【請求項２４】
請求項１〜２２のいずれかに記載の方法において、
肺が複数の放射方向セクターに分割されること、及び
前記セクターの中心軸が重力ベクトルの方向に設けられること、
を特徴とするもの。
【請求項２５】
人工呼吸器により換気される肺の肺胞開放及び／又は肺胞閉鎖を吸気気道内圧及び呼気気道内圧により決定するための装置であって、
肺領域でインピーダンス信号を測定するための電気インピーダンストモグラフと、
前記吸気気道内圧及び前記呼気気道内圧の少なくとも一つを変化させるための手段と、
前記測定インピーダンス信号から曲線を生成するための手段と、
前記生成曲線を評価する処理ユニットと、
を有するものにおいて、
前記測定インピーダンス信号の前記生成曲線の結果として生じる経過に従い、前記肺領域で肺胞閉鎖が起こる第１の呼吸圧力値、及び／又は、前記肺領域で肺胞開放が起こる第２の呼吸圧力値が決定され、かつ、該決定が、前記生成曲線の少なくとも振幅又は予測されない挙動又は一時的遅延における変化に基づきなされること、
を特徴とする装置。
【請求項２６】
請求項２５に記載の装置において、
呼吸運動（Ａ１、Ａ２、Ａ１'、Ａ２'）に基づくインピーダンス信号の平均的変化が第１の呼吸運動比較値を下回ると直ちに、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する第１の呼吸圧力値が決定されること、及び
呼吸運動（Ａ１、Ａ２、Ａ１'、Ａ２'）に起因するインピーダンス信号の平均的変化が第２の呼吸運動比較値を上回ると直ちに、上記肺領域の肺胞開放に対応する第２の呼吸圧力値が決定されること、
を特徴とするもの。
【請求項２７】
請求項２６に記載の装置において、
上記肺領域で肺胞がほぼ開放される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞閉鎖が決定されるまで、前記呼気気道内圧が段階的に下げられること、及び
前記肺胞閉鎖が決定される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞開放が決定されるまで、吸気気道内圧が突然上げられること、
を特徴とするもの。
【請求項２８】
請求項２６又は２７に記載の装置において、呼吸運動（Ａ１、Ａ２、Ａ１'、Ａ２'）に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、複数の吸気に関するインピーダンス信号の平均平方根を平均化することに基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項２９】
請求項２６又は２７に記載の装置において、呼吸運動に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、複数の吸気に関するインピーダンス信号のピークピーク値の平均に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項３０】
請求項２６〜２９のいずれかに記載の装置において、上記第１呼吸運動比較値及び／又は上記第２呼吸運動比較値が予め決定されることを特徴とするもの。
【請求項３１】
請求項２６〜２９のいずれかに記載の装置において、上記第１呼吸運動比較値及び／又は上記第２呼吸運動比較値が、別の肺領域における呼吸運動に起因するインピーダンス信号の平均的変化から動的に決定されることを特徴とするもの。
【請求項３２】
請求項３１に記載の装置において、上記別の肺領域が、重力ベクトルの方向において関係する上記肺領域よりも上に位置する領域であることを特徴とするもの。
【請求項３３】
請求項２５に記載の装置において、
肺胞（Ｂ、Ｂ'）の虚脱に起因するインピーダンス信号の平均的変化が虚脱比較値を下回ると直ちに、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する第１の呼吸圧力値が決定されること、及び
肺胞（Ｂ、Ｂ'）の開放に起因するインピーダンス信号の平均的変化が開放比較値を上回ると直ちに、上記肺領域の肺胞開放に対応する第２の呼吸圧力値が決定されること、
を特徴とするもの。
【請求項３４】
請求項３３に記載の装置において、
上記肺領域で肺胞がほぼ開放される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞閉鎖が決定されるまで、前記呼気気道内圧が段階的に下げられること、及び
前記肺胞閉鎖が決定される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域において肺胞開放が決定されるまで、吸気気道内圧が突然上げられること、
を特徴とするもの。
【請求項３５】
請求項３３又は３４に記載の装置において、肺胞（Ｂ、Ｂ'）の虚脱又は開放に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、上記吸気気道内圧及び上記呼気気道内圧に依存するインピーダンス信号の平均傾斜に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項３６】
請求項３３又は３４に記載の装置において、肺胞（Ｂ、Ｂ'）の虚脱／開放に起因するインピーダンス信号の平均的変化が、ガウス補償計算による直線的適応に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項３７】
請求項３３〜３６のいずれかに記載の装置において、上記虚脱比較値及び／又は上記開放比較値が予め決定されることを特徴とするもの。
【請求項３８】
請求項３３〜３６のいずれかに記載の装置において、
上記虚脱比較値及び／又は上記開放比較値が、別の肺領域における肺胞の虚脱に起因するインピーダンス信号の平均的変化から動的に決定されることを特徴とするもの。
【請求項３９】
請求項３８に記載の装置において、上記別の肺領域が、重力ベクトルの方向において関係する上記肺領域よりも上に位置する領域であることを特徴とするもの。
【請求項４０】
請求項２５に記載の装置において、
呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因するインピーダンス信号の平均応答遅延が第１の呼吸比較値を上回ると直ちに、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する第１の呼吸圧力値が決定されること、及び
呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因するインピーダンス信号の平均応答遅延が第２の呼吸比較値を下回ると直ちに、上記肺領域の肺胞開放に対応する第２の呼吸圧力値が決定されること、
を特徴とするもの。
【請求項４１】
請求項４０に記載の装置において、上記肺領域で肺胞がほぼ閉鎖される呼気気道内圧に基づき、上記肺領域で肺胞開放が決定されるまで、吸気気道内圧がパルス状に上げられることを特徴とするもの。
【請求項４２】
請求項４０又は４１に記載の装置において、呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因する平均応答遅延が、インピーダンス信号が吸気気道内圧の変化に従う際の平均初期傾斜に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項４３】
請求項４０又は４１に記載の装置において、呼吸圧力変化（Ｃ、Ｃ'）に起因する平均応答遅延が、インピーダンス信号が吸気気道内圧の変化に従う際の時間定数に基づいて決定されることを特徴とするもの。
【請求項４４】
請求項４０〜４３のいずれかに記載の装置において、上記第１呼吸比較値及び／又は上記第２呼吸比較値が予め定められていることを特徴とするもの。
【請求項４５】
請求項４０〜４３のいずれかに記載の装置において、上記第１呼吸比較値及び／又は上記第２呼吸比較値が、別の肺領域における吸気気道内圧の変化に起因するインピーダンス信号の平均応答遅延から動的に決定されることを特徴とするもの。
【請求項４６】
請求項４５に記載の装置において、上記別の肺領域が、重力ベクトルの方向において関係する上記肺領域よりも上に位置する領域であることを特徴とするもの。
【請求項４７】
請求項２５〜４６のいずれかに記載の装置において、肺が重力ベクトルの方向において複数の領域面に分割されることを特徴とするもの。
【請求項４８】
請求項２５〜４６のいずれかに記載の装置において、
肺が複数の放射方向セクターに分割されること、及び
前記セクターの中心軸が重力ベクトルの方向に設けられること、
を特徴とするもの。
【請求項４９】
請求項２５〜４８のいずれかに記載の装置であって、
電気インピーダンストモグラフが、胸郭の周囲に取り付けられる複数の電極を有するもの。
【請求項５０】
請求項２５〜４９のいずれかに記載の装置において、
呼吸運動で生じる胸郭外周の変化のセンサ信号を得るためのセンサが設けられること、
電気インピーダンストモグラフが補正ユニットを有しており、電極のインピーダンス信号における変化が、前記センサ信号を含めることにより、呼吸運動に基づいて補正されること、
を特徴とするもの。
【請求項５１】
請求項２５〜５０のいずれかに記載の装置において、
更に、人工呼吸器及び処理ユニットに接続される制御ユニットを備え、かつ
上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する上記第１呼吸圧力値、及び上記肺領域の肺胞開放に対応する上記第２呼吸圧力値が、前記人工呼吸器を制御するために、前記処理ユニットから前記制御ユニットに送られること、
を特徴とするもの。
【請求項５２】
請求項２５〜５１のいずれかに記載の装置において、
所定の圧力が肺内で人工的に維持されるよう人工呼吸器の呼気気道内圧が制御され、かつ
該制御により、全ての肺胞を開放させておくことが可能となること、
を特徴とするもの。
【請求項５３】
請求項２５〜５２のいずれかに記載の装置において、更に、上記肺領域の肺胞閉鎖に対応する上記第１呼吸圧力値、及び上記肺領域の肺胞開放に対応する上記第２呼吸圧力値を監視するための監視ユニットを有することを特徴とするもの。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は圧力呼吸に依存する肺胞開閉の測定法に関する。本発明は特に肺胞開閉の局所測定を可能にする。
【０００２】
肺の機能を測定するためには圧力と容積を記録し重ね合わす必要があることが知られている。圧力をある価から連続的に増加させると、第一肺胞（末端肺ユニットまたは空気サック）は収縮状態から開放状態へ変化し始める。さらに圧力を増加させると、さらに多くの閉鎖肺胞が開く。状態変化の最大数は最終的には圧力／容積曲線の変曲点で生じる。その後、さらに圧力を増加させても開放肺胞数は増加せず飽和状態となり、理想的には全ての肺胞が開いている。
【０００３】
肺機能の測定の一つの問題は、この開放現象の分布が肺全体にわたって均一でないことである。例えば、炎症の場合は体液が蓄積し、肺は浮腫生成によりより重くなる。そのため胸骨から脊椎にかけて重力による勾配を生じ、肺の基底部は圧縮され押しつぶされる。
【０００４】
しかしながら、伝統的な圧力−容積測定では局所的な圧力と容積の関係に関する情報が得られず、肺全体の圧力と容積の関係に関する平均的な情報が得られるのみである。
【０００５】
圧力と容積の関係の局所的測定では、いわゆる電気的インピーダンストモグラフィーが知られている。この方法では、数多くの電極を胸廓の回りに置き、例えばピーク間振幅５ｎＡで５０ｋＨｚの交流電流がそれぞれ隣り合った電極に加えられる。その他の電極は一定の参照電位に対するインピーダンスの測定値を取り出すため、交流電流で用いられる。全ての電極が相互に電流伝導電極として作用すると、データ収集サイクルが完了する。静電擾乱を排除するため、通常は複数のデータ収集サイクルが平均され、対応する画像が得られる。胸郭ゾーンにおける最大インピーダンス変化は吸気および呼気でもたらされる。この意味で、電極により測定されるインピーダンス変化は肺の容積変化の指標となる。従って、電気インピーダンストモグラフィー法によれば、肺における圧力と容積の関係に関する測定も行われる。しかしながら、電気インピーダンストモグラフィーの特徴は、電極における信号のコンピューター解析に基づきインピーダンス変化の二次元、場合によっては三次元映像が編集されることである。
【０００６】
Dijkstra A. M. et al. による「電気インピーダンストモグラフィーの臨床適用の評論」（Journal of Medical Engineering & Technology, GB, Basingstoke, Hants, no. 3, May 1993）の８９〜９８頁からは、電気インピーダンストモグラフィーの臨床適用の一般論がわかる。呼吸器への適用に加えて、中枢神経系、循環器系、消化器系に対しても適用が可能であることが示されている。
【０００７】
Eung Je Woo et al. による「電気インピーダンストモグラフィーを使った肺抵抗率の測定」（IEEE Transactions on Biomedical Engineering, US, IEEE Inc. New York, vol. 39, no. 7, 1 July 1992）の７５６〜７６０頁からは、電気インピーダンストモグラフィーを使った肺抵抗率の測定法がわかる。無呼吸や浮腫の検知及び監視のために、肺抵抗率の測定の際に電気インピーダンストモグラフィー影像技術を使うことが提案されている。
【０００８】
ある部分で肺が既に開いているか、および／または閉鎖しているかを正確に制御できないので、浮腫を生じている等の病的な肺の人工呼吸は特別な問題である。肺で所定の圧力が人工的に維持されている場合、全ての肺胞（末端肺ユニット、空気サック）を開いた状態にすることが可能であるので、死亡率がかなり減少することが見出された。しかしながら、肺の肺胞の開閉を局所的に測定することができないため、人工呼吸の場合この圧力は知られていない。
【０００９】
従って、呼吸圧力に依存する肺胞の開閉の測定法を提供することが本発明の目的である。
【００１０】
この目的は請求項１記載の特徴を有する方法、および請求項２５記載の特徴を有する装置により達成される。本発明による方法は、肺胞開放および／または閉鎖を電気インピーダンストモグラフィー法によりインピーダンス信号から測定し得るという認識に基づいている。従って、少なくとも二つの重要な値、すなわち対応する肺ゾーンの肺胞閉鎖に関連する第一呼吸圧力値と、対応する肺ゾーンの肺胞開放に関連する第二呼吸圧力値を測定し得る。
【００１１】
従って、本発明に係る装置は、電気インピーダンストモグラフィー法により呼吸圧力による少なくとも１個所の肺ゾーンにおけるインピーダンス信号（ＡＵ）を測定する手段、インピーダンス信号から対応する肺ゾーンの肺胞閉鎖に対応する第一呼吸圧力値を測定する手段、およびインピーダンス信号から対応する肺ゾーンの肺胞開放に対応する第二呼吸圧力値を測定する手段を有する。
【００１２】
コンピュータートモグラフィーおよび磁気共鳴トモグラフィーとは対照的に、高価な装置を必要としないため本発明の方法は患者のベッドで実施し得る。この場合は患者および医療スタッフのいずれにも放射線ストレスを生じない。したがって、重症患者の場合は、病状と肺の開放度の定常的監視を行うことができる。
【００１３】
本発明の方法の第一の効果は、インピーダンス信号が患者の呼吸動作の影響を受けることである。呼吸動作毎に肺の容積は上下する。電気インピーダンストモグラフィーの局所インピーダンス曲線を用いて、呼吸運動によるインピーダンス信号の平均変化は肺がまだ閉鎖していないゾーンでは際立って大きく、肺が既に閉鎖しているゾーンではインピーダンス信号の僅かな変化が生じるだけであることが観察される。例えば、呼吸運動によるインピーダンス信号の変化を複数回の呼吸にわたるインピーダンス信号の平均化されない平均平方根に基づいて測定することができる。従って、呼吸運動に基づくインピーダンス信号の変化を、呼吸運動に基づくインピーダンス信号の高周波数部分の信号エネルギーから測定することができる。しかしながら、呼吸運動に基づくインピーダンス信号の変化を複数回の呼吸にわたるインピーダンス信号の平均ピーク間値に基づいて測定することも同様に可能である。
【００１４】
肺胞の開放および／または閉鎖、または第一および／または第二呼吸圧力値をそれぞれ、呼吸運動に基づくインピーダンス信号の変化に基づいて測定されるが、それは呼吸運動に基づくインピーダンス信号の変化を予め測定された呼吸運動比較値と比較することによる。その場合、二つの比較値に関して一般にあるヒステリシスが見出されることを考慮しなければならない。このことは、肺細胞の開放が肺胞（末端肺ユニット）の閉鎖と同じ圧力では行われず、双方の比較値が互いに離れていることを意味する。この意味で、ヒステリシスを正確に特定するためにはそれぞれの比較値がどの方向に向かうかも考慮しなければならない。
【００１５】
比較値に関して、固定した比較値を予め決定することも考えられる。しかしながら、この場合は例えばオフセット変化に基づく擾乱因子が測定値にすべて入ることになる。従って、肺の他のゾーンの呼吸運動に基づきインピーダンス信号の平均変化から呼吸運動比較値を動的に求めることが好都合である。肺を複数のゾーン平面に分割することが好ましく、その他の肺のゾーンは関連する肺のゾーンより上の重力ベクトルの方向に有るゾーンである。この場合、一般に重力ベクトルの方向でもっとも下にある肺の部分は、肺ゾーンの対応するより上の部分よりも、肺胞（末端肺ユニット）の閉塞の病理知見により強く影響されるという事実が利用される。例えば、低部肺ゾーンの呼吸運動比較値が予め決定した因子だけ低いゾーンの呼吸運動比較値より小さくなると直ちに、肺ゾーンの肺胞閉鎖が測定される。
【００１６】
肺の肺胞開閉、または第一および第二呼吸圧力値それぞれの測定に適した別な効果は、肺胞の閉塞によるインピーダンス信号の変化である。病的な肺、または例えば麻酔状態等の非生理的条件では、一定圧力でも肺ゾーンが閉塞する、すなわち肺ユニットが自然に閉塞することが観察される。この閉塞は呼吸圧力が低下するにつれて生じ、時間の経過につれて雪崩のように強化される。従って、本発明によれば肺ゾーンの肺胞閉鎖または第一呼吸圧力値それぞれが、肺胞の閉塞によるインピーダンス信号の平均変化が閉塞比較値以下に下がると直ちに測定される。従って、肺ゾーンの肺胞開放または第二呼吸圧力値それぞれは、肺胞の開放に基づくインピーダンス信号の平均変化が開放比較値より大きくなると直ちに見出される。
【００１７】
例えば、肺胞の閉塞によるインピーダンス信号の平均変化を、所定の呼吸圧力に伴う時間に依存するインピーダンス信号増加平均によって測定することができる。
【００１８】
例えば、平均の増加を、圧力が一定である時間に応じてインピーダンス信号のある部分を直線で置き換える時ガウス補償処理により決定することができる。閉塞比較値および／または開放比較値を固定値として予め定めることが可能であるが、それらを動的比較値測定で決定することもできる。比較値の動的測定は、異なった肺のゾーンにおけるインピーダンス信号に基づいて行うことが好ましい。先に説明した様に、肺を重力ベクトルの方向に複数のゾーン平面に分割することが好ましいが、比較値は重力ベクトルの方向に関して問題のゾーンより上にある肺ゾーンから導かれる。
【００１９】
肺ゾーンの肺胞の開閉で生じる別な効果は、呼吸圧力の変化に基づくインピーダンスの平均変化である。肺に急激な呼吸圧力変化が加えられても、この圧力変化に対するインピーダンス信号変化が直ちに同時に追随できず、ある遅れを生じる。
【００２０】
従って、呼吸圧力変化に基づくインピーダンス信号の平均変化が第一呼吸圧力の比較値以下に低下すると同時に肺ゾーンの肺胞閉鎖または第一呼吸圧力値が測定され、呼吸圧力変化に基づくインピーダンス信号の平均変化が固定された第二呼吸変化比較値以上に動くと同時に肺ゾーンの肺胞開放または第二呼吸圧力値が測定される。この意味で、肺の機能は圧力変化に対してある種の慣性をもって応答するという観測結果が応用される。病変ゾーンはより圧力が高い場合のみ開くので、この慣性は肺の病変ゾーンでは健康なゾーンより大きく、そのため本発明によれば病変ゾーンの位置を決定することができる。
【００２１】
例えば、呼吸圧力変化によるインピーダンス信号変化を、呼吸圧力の急激な上昇後のインピーダンス信号の平均初期増加に基づいて測定することができる。初期増加が小さいほど、病理学的変化から言えば関係する肺ゾーンでは末端肺ユニットまたは肺胞が閉塞している可能性が高い。他の可能性は、呼吸圧力変化に基づくインピーダンス信号の変化が、インピーダンス信号が呼吸圧力の変化に追随するインピーダンス信号の時間定数に基づいて測定されることである。他の方法で既に説明した様に、第一呼吸圧力比較値および／または第二呼吸圧力比較値を予め定めるか、動力学的に測定することも可能である。第一呼吸圧力比較値および／または第二呼吸圧力比較値の動力学的測定の場合、他の肺ゾーンの呼吸圧力変化によるインピーダンス信号の平均変化に基づいて測定が行われる。繰り返すと、その他の肺ゾーンとは、重力ベクトルの方向で問題の肺ゾーンより上にあるゾーンであることが好ましい。この方法では、肺が重力ベクトルの方向に複数のゾーン平面に分割されて測定される。
【００２２】
好ましい実施態様によれば、肺胞が殆どすべての肺ゾーンで開いている呼吸圧力に設定され、次いである肺ゾーンの肺胞閉鎖が見られるまで呼吸圧力を段階的に減少させる。
【００２３】
重力ベクトルの方向に肺をゾーンに分割する以外に、肺を複数の放射状セクターに分割し、セクターの中心軸を重力ベクターの方向にすることも考えられる。
【００２４】
本発明の方法を実施する装置は胸郭の周囲に取り付けられる電極、胸郭の局所インピーダンス信号を得るために個々の電極を制御し、未制御電極におけるインピーダンス信号を評価する電気インピーダンストモグラフ、および第一呼吸圧力値および第二呼吸圧力値を測定する局所インピーダンス信号を評価するための演算ユニットで構成される。吸気および／または呼気毎に電極の相互位置が変化するので、特にこの方法では呼吸運動による偽信号を求めなければならない。その結果生じる電極における偽信号を除くため、呼吸運動で生じる胸郭周辺の変化を測定するためのセンサーが置かれる。さらに、電気インピーダンストモグラフには補正ユニットが備えられ、センサー信号を加えることにより呼吸運動で生じる電極のインピーダンス信号変化が補正される。
【００２５】
本発明の装置の重要な特徴は、人工呼吸ユニットの制御である。肺のある部分で肺が既に閉鎖しているか、および／または閉塞しているかを正確に制御することができないので、病変肺ではこのことが特に有用である。しかしながら、本発明によれば肺で全ての肺胞を開放状態にすることが可能な所定の圧力が保たれた場合、死亡率がかなり減少することが見出された。このことは人工呼吸ユニットと演算ユニットに接続された制御ユニットを備えることで行うことが可能で、それにより第一呼吸圧力値と第二呼吸圧力値が演算ユニットから制御ユニットへ供給され、人工呼吸を制御する。
【００２６】
局所インピーダンストモグラフィーで得られた信号を、いわゆる終末呼気陽圧（ＰＥＥＰ）の最適治療レベルを決定するために用いることができる。ある部分の肺胞の過剰膨満の治療とその他の部分の肺拡張不全の治療との間の生物学的に最適な妥協点を見出すことは重要である。肺の最も依存する部分における呼気終了点での肺胞の閉塞をできるだけ予防するため、ＰＥＥＰレベルを十分に高いレベルに設定することを優先すると同時に、肺の非依存性部分の過剰延伸を避けなければならない。これら双方の病理学的条件−肺胞の閉塞と肺胞の過剰膨満−を、関連する領域における呼気誘導インピーダンス変化の振幅の減少で診断することができる。しかしながらＰＥＥＰの最適レベルにより、肺全体にわたる呼気の分布（従ってインピーダンス変化）が均一になる。
【００２７】
さらに、ＰＥＥＰの最適レベルは気道の閉塞を予防する。全呼吸サイクル中に気道の開放を確保した場合、呼気を効率よく交換することができる。従って肺の問題の部分が換気され、この換気に従ってインピーダンス信号を発生する。しかしながら全呼吸サイクル中に導通気道が閉塞している場合、末端肺ユニット−特に肺胞−は新鮮な空気の供給から遮断される。ガス交換は阻害され、インピーダンス信号に換気で誘導される変化が検出されない。この様な肺の領域はインピーダンストモグラフィー像上で静止したままとなる。遮断された肺胞内の酸素は吸収され、ガス成分が次第に減少するにつれてこの様な肺ユニットのインピーダンスの絶対値が減少する。ＰＥＥＰレベルが気道と末端肺ユニット（肺胞）の呼気閉塞を防止するに十分なほどには高くないが、圧力が呼吸中に閉塞した気道を開放するのに十分なほど高い場合は、この様な肺ユニットの換気は呼吸サイクルのこのサイクル中にのみ行われる。閉塞した肺ユニットは呼気含有量が少ない時点から始まり、呼吸中にほぼ正常な容積になる様に急速に満たされるので、この様な肺の領域のインピーダンス信号の変化を、正常な呼気領域と比較して増幅することができる。呼気中に肺ユニットは再度閉塞し、新生／閉塞の繰り返しが新たに始められる。
【００２８】
局所インピーダンストモグラフィーからの信号を観測することにより、吸気および呼気気道圧力を系統的に記録して気道／肺胞開放および閉鎖点を測定することができる。
【００２９】
本発明の別な特徴によれば、装置は第一呼吸圧力値と第二呼吸圧力値をモニターするためのモニターユニットを有する。これらの値をモニターすることにより、患者はモニター装置で監視され、肺の機能に関する重要な情報を得ることができる。上記の直接および誘導インピーダンス信号および／または映像の全てを連続的に処理し、オンラインディスプレーに供給する必要がある。それらの任意の一つ、またはそれらの組み合せを、機械的換気装置等の治療装置の自動または半自動制御に用いることができる。電気インピーダンストモグラフィーで得られる情報を、静的肺更新、殆どの肺胞の開放状態の維持、および肺胞過剰膨満および肺胞閉塞の間の最良の生物学的妥協点特定の発見を目的とする特定の臨床手法を誘導するために用いることができる。
【００３０】
さらに、電気インピーダンストモグラフィーで生成された局所圧力−容積曲線を特定の臨床に妥当な圧力点を定義するために用いることができる。これらの点は特定の肺領域の肺胞の開放および閉鎖圧力であり、吸気および呼気圧力−容積曲線の下部および上部屈曲点である。肺の挙動のさらなる情報は、圧力−容積曲線の形と面積を解析して得ることができる。
【００３１】
本発明の詳細と利点を、図示される実施態様中の実施例に基づき以下に詳細に説明する。
【００３２】
図１は電気インピーダンストモグラフィーによる肺の四つの異なったゾーンにおける圧力−インピーダンス曲線を示す。既知の圧力−容積曲線と比較して、対応する圧力−インピーダンス曲線は類似の経路を示す。ある圧力点から見れば、第一肺胞（末端肺ユニットまたは空気サック）は閉塞状態から開放状態へ変化する。圧力を更に増加させると、開放状態が最終的に飽和するまで閉鎖した肺胞がますます多く開き、より高い圧力ではインピーダンス信号が平坦部分を形成する。肺の様々なゾーンにわたって個々の曲線を比較すると、この場合は開放現象は肺全体にわたって均一に分布していないことが示される。電気インピーダンストモグラフィー法に従って測定を行ったが、重力ベクトルの方向のゾーン１〜４は肺をそれに垂直な平面に分割する。肺の最上部のゾーンでは予想した圧力−インピーダンス分布が見られたが、２〜４の領域では閉鎖現象の病理学的症状がますます認められる。例えば、肺の病理学的変化は浮腫生成（炎症の場合は体液滞留の増加）で生じることもあり、肺は重力ベクトルの方向でより重くなる。とりわけ、肺の下部の部分は全てそのために圧縮され、従ってずっと後の時点またはより高い圧力でのみ開くことができる。
【００３３】
図２ａ、２ｂおよび２ｃは肺の異なったゾーンに対するインピーダンス信号の時間変化を示し、図２ｃに示された圧力信号が圧力信号としての基礎になる。曲線の半分以降は尺度が変更され、図の後半部では曲線は相応に圧縮されている。図２ａは肺のすべてのゾーンに対するインピーダンス曲線を示し、図２ｂの曲線は上部ゾーンに対応し図２ｃの曲線は肺の下部ゾーンに対応する。図２ｃではその下にある圧力信号が記され、これは三つの図すべてに当てはまる。従って、ある初期時間後に呼吸圧力が突然増加し、別なパルスが続くまでその後段階的に減少する。肺の下部ゾーンでは肺は病理学的に変化している。本発明によれば、この病理学的変化は二つの方法に基いて特に示される曲線に認められる。
【００３４】
一方、呼吸運動によるインピーダンス信号の変化を評価することが可能である。それらは高周波数振動におけるインピーダンス信号で表され、その正弦曲線は信号の前半に示される。パラメーターＡ１およびＡ１’による呼吸運動に基づくインピーダンス信号の変化を比較すると、肺の上部ゾーンの呼吸運動が肺の下部ゾーンより大きいインピーダンス変化を生じることが認められる。さらに、Ａ２とＡ２’の大きさの比較が示すように、この現象は呼吸圧力に依存することは衝撃的である。
【００３５】
肺の肺胞の開閉を局所的に測定する本発明による別の方法は、肺胞の閉塞に基づくインピーダンス信号の平均変化の評価で構成される。この効果は図２ｂおよび２ｃにＢおよび／またはＢ’の大きさで記される。図２ｂによるインピーダンス信号は一定のオフセット付近の一定の圧力で変動するが、図２ｃによるインピーダンス信号では一定圧力でインピーダンス信号の低下が見られる。従って、上昇勾配Ｂおよび／またはＢ’は肺の閉塞を生じているかどうかを示すものである。
【００３６】
図３ａ、３ｂおよび３ｃは図３ｃに示されるパルス型の圧力増加に対する応答としてのインピーダンス信号を示す。図３ｃによる肺の下部ゾーンでは、パルス信号は圧力増加に遅れて応答するが、図３ｂによるインピーダンス信号は遅延することなく圧力増加に追随する。従って肺の肺胞の開閉の局所的測定法を、呼吸圧力変化に基づくインピーダンス信号の変化から導くことができる。例えば、この変化を圧力変化に対するインピーダンス信号の初期勾配から推量することができる。
【００３７】
他の可能性は、異なった肺ゾーン間の従来の呼吸波中の位相差の解析である。上部レベルおよび下部レベルそれぞれからのインピーダンス信号の呼吸波の二つの波形が得られると、呼吸圧力変化に基づくインピーダンス信号の変化を二つの正弦波様曲線間の位相差から計算することができる。この種の解析も極めて妥当な結果を示した。
【００３８】
要するに、インピーダンス信号から肺の肺胞開閉を測定する少なくとも三つの可能性がある。まず、呼吸波中のピークと谷の間の距離として、または単にある一定時間中の信号の標準偏差として、ある一つの領域に対し、または異なった領域に対する比較法として検出される局所振幅が解析される。第二に、例えば図２ｃに示される様に知識に基づく方法を導入することができるが、インピーダンス曲線は健康な肺で予測される挙動とは異なった挙動を示す。さらに、ある一つの領域中、または異なった領域間でインピーダンス信号増加の一時的遅延を利用することもできる。
【００３９】
図４〜１０は病変肺を有する患者の別なインピーダンス曲線を示す。上記の様に、浮腫生成、すなわち炎症の場合は体液蓄積の増加のため肺はより重くなる。そのため、胸骨から脊椎にかけて重力による勾配を生じる。その結果、肺の下部の全てが圧縮され閉塞する。
【００４０】
図４は膨張および収縮中の肺全体の圧力−インピーダンス曲線と圧力−容積曲線の重ね合わせを示す。
【００４１】
図５は時間の関数としての機械的換気中のインピーダンス変化を示す三つの曲線を示す。最上部の曲線は肺上部、最下部の曲線は肺下部を示す。真ん中の曲線は肺全体（上部および下部を一緒にした）のインピーダンス変化を示す。定常状態の初期相後に換気を停止する。肺は直ちに閉塞する（回復しない）。次いで呼気を一定速度で流して肺を膨張させる。肺の下部のインピーダンスがそのインピーダンス信号の正の変化を示し始める前の時間の遅延（矢印で示す）に注意すること。従って、下部の、肺の最も影響され易い部分の肺胞の回復のかなりの時間遅延が認められる。回復手段が成功した後、換気の新しい定常状態に達する。この時、下部で信号の振幅とインピーダンスの平均レベルの双方が増加している。
【００４２】
図６は酸素流速一定でゆっくりと膨張する間の肺の上部と下部のインピーダンス信号と同時に、肺全体の信号を示す。上の曲線の上向きの凸部は、容積増加に対する開放肺胞の膨張を示す。下部肺領域を表す曲線の凹部は、閉塞した肺ユニットの遅延開放（矢印）を示す。９０秒以上経過した曲線の急な傾きは、上部肺の場合と同様にいまだ飽和に達せず、回復プロセスがまだ続いていることを示す。実験結果から予測される様に、肺全体の曲線は殆ど直線であり、肺全体の空気含有量の変化を表す。この変化は時間に対し直線的に増加する。
【００４３】
図７は肺の上部および下部がそれぞれ独立に膨張−収縮する場合の圧力−インピーダンス曲線を示す。上部曲線と比較して下部曲線は右方向に移動し、対応する肺胞の開放が遅れていることを示している。肺上部とは反対に、肺下部ははるかに高い圧力でもそのインピーダンス変化が飽和する挙動を示さない。従って依存する肺ゾーンでは、閉塞した肺の回復は水柱５０ｃｍＨ２Ｏの高い気道圧力でもまだ不完全である。気道圧力が減少する収縮期では、下部肺領域の閉塞は個々の上部肺ゾーンよりも早く始まる（矢印は肺胞閉鎖を示す）。
【００４４】
図８は終末呼気陽圧（ＰＥＥＰ）の減少レベルにおける肺上部および下部のインピーダンス曲線を示す。肺上部（Ｕ）のインピーダンス振幅を肺下部（Ｌ）の振幅で割り算し、Ｕ／Ｌ比が上端の線に示される。ＰＥＥＰが減少するとこれらの肺ユニットの平均インピーダンスも減少する。また、高いＰＥＥＰレベルでは上部肺ゾーンは膨張し（振幅は小さい）、換気は下部肺ゾーンへ移動する（振幅が大きい）。Ｕ／Ｌ比は１未満である。過剰膨張が解除されると、換気はより均一に分布する（Ｕ／Ｌ＝１）。ＰＥＥＰが低すぎて肺を全て開放できない場合は、肺胞が閉塞し始める。肺下部のインピーダンス信号の振幅が減少し、肺上部領域へ移動する。Ｕ／Ｒ比は１を超える。最後に、下部曲線では換気で誘導されるインピーダンス変化が殆ど見られなくなる。
【００４５】
図９は重度の肺不全を患う患者（成人呼吸困難症候群、ＡＲＤＳ）の、機械呼吸第１日の肺上部および下部のインピーダンス曲線である。ＰＥＥＰは１２ｃｍＨ２ＯからゼロｃｍＨ２Ｏへ段階的に減少する。最初、膨張が終わると、個々の肺下部ゾーンの呼吸を犠牲にして肺上部のインピーダンス振幅が増加する。最終的に、４ｃｍＨ２Ｏ未満のＰＥＥＰレベルにおけるインピーダンス振幅の減少は、上部肺ゾーンでも肺胞閉塞を生じたことを示す。この閉塞後、ＰＥＥＰレベルがその初期レベル（１００％）に戻ったとき、肺ゾーンがその初期の膨張状態に再度達することはない。膨張圧力が同じであるが、肺上部および肺下部のインピーダンスはそれぞれ初期のインピーダンスの８０％および４２％である（従って容積も同様）。
【００４６】
図１０は前と同じ二つの曲線を示す。さらに、動脈酸素化指数（ＰａＯ２／ＦｉＯ２）を下の線に示す。開いた肺の特徴はＰａＯ２／ＦｉＯ２＞５００ｍｍＨｇである。ＰＥＥＰが減少すると、下部肺ユニットが閉塞し始め、換気は上部肺ゾーンへ移動する。この様にして肺下部でのガス交換肺胞の喪失が少なくとも部分的に補償される。酸素化指数はゆっくりと減少するが、ＰＥＥＰはもはや上部肺ゾーンを安定化するほど高くはなく、その閉塞が酸素化曲線の急激な低下で示される。ＰＥＥＰをその初期の値に設定しても、機能性の肺ユニットの喪失は回復しない。ベースラインの酸素化の５２％に達するのみである。
【００４７】
先に既に述べた様に、本発明では電気インピーダンストモグラフィー装置を用いることができる。しかしながら、本発明による測定を最適化するために従来の電気インピーダンストモグラフィー装置のいくつかの採用および改良が可能である。この最適化を図１１〜１８を参照して以下に述べる。
【００４８】
図１１は本発明により設置された最適化された外部電極を示す。通常の皮膚電極の公知の接触問題（電流に対する高い抵抗、皮膚と電極間の接触不良、運動と呼吸による移動と電気的雑音）を克服するため、磁場を発生し検出する電気ボビンを使用することができる。これらを胸郭の周囲の円形バンド上または体内のカテーテル上に配置することができる。または、ボビンを胸郭を取り囲む固定フレーム上に搭載することもできる。このフレームを身体の長さ方向に対し動かし、胸郭の異なったセグメントのトモグラフィーまたは螺旋状映像を得ることができる。
【００４９】
さらに、局所電気インピーダンストモグラフィーで得られる信号の分解能を改善するため、電極の数を１６〜３２またはそれ以上に増加することも可能である。
【００５０】
図１２は本発明による内部電極設定を示す。一般的に言えば、図１２による設定は電極間の距離を減少させる必要があるという認識に基づいている。電極またはボビンを体内に置いたチューブまたはカテーテル上に搭載することも考えられる。気管と食道の両者は胸郭のほぼ中央に位置しているので、気管内および／または経鼻チューブを局所電気インピーダンストモグラフィー像を生成するための電気中心として使用することができる。さらに、中央静脈または肺動脈カテーテル等の血流中に挿入したカテーテルが同様な目的を果たすことができる。胸内の異なった場所での映像を得るため、ボビンまたは電極をチューブおよび／またはカテーテルに沿って一個所または複数箇所に設置し得る。これらのチューブおよび／またはカテーテルを複数用いることも可能である。患者の臨床状態により、上記の様に外部電極／ボビンのみを使用するか、またはそれらを内部電極／ボビンと組み合せて使用し、胸の電気インピーダンスのトモグラフィー像を生成することができる。カテーテルまたはチューブはその臨床目的により決められる必要性と、インピーダンストモグラフィー設定内の特定の機能に応じて設計されなければならない。
【００５１】
図１３および１４は、図１２による内部設置の全ての電極が電気インピーダンストモグラフィー測定に用いられる設定を示す。図１４に示す様に、電極間の距離をかなり短くすることができる。
【００５２】
局所電気インピーダンストモグラフィーからの映像と信号を、臨床的に重要で危険な状況を即座に検出するために用いることができる。気管内チューブが気管内の正しい解剖学的位置に置かれた場合、双方の肺は均等に換気される。しかしながら、チューブが奥へ進み過ぎると、二つの主な気管支ののうち一つだけが挿管され、したがってこの肺のみが換気される。ＥＴＩ信号は電気的に沈黙し、肺のもう片方は正常または増加した強度を示す。
【００５３】
この状態を検出するため、各肺の代表的な部分の局所インピーダンス信号を測定しなければならない。換気に由来するインピーダンス変化が予期した基準値以下に下がった場合、チューブ挿入が正しくないことが疑われる。この様な疑いがある場合は、右肺の局所インピーダンス変化の大きさを左肺の価と比較する必要がある。差がある閾値を越える場合、偏ったチューブ挿入を確実に診断することができる。
【００５４】
どのような理由であっても、肺組織が乱れ、自由な空気が肺と肋骨（気胸）の間の空間、または肺内の空間（胞）に入った場合、この様な空気の病的な蓄積は局所インピーダンスの最初の増加の後に顕著な増加を示すか、またはインピーダンスの変化を生じなくなる。この領域はＥＩＴ像上で沈黙領域となる。周囲の肺組織の周期的な換気により、気胸または肺胞が区分けされる。体液が肺と肋骨の間の空間に蓄積した場合（胸膜流出）、インピーダンスの性質の同様であるが反対の変化（減少）も見られる。繰り返すと、換気された肺組織は病的な体液蓄積を区分けする。
【００５５】
図１５は内部電極設置のために上大静脈のみを用いた設定を示す。従って、図１６は肺動脈（スワンガンツ）内部電極設定を示す。さらに、図１７によれば、気管内チューブが内部電極設定のために用いられる。最後に、図１８によれば内部電極設置のために食道が用いられる。肺内、腹腔内および食道内圧力を適当なチューブまたはカテーテル（すなわち気管内、食道または胃チューブ、尿または腹腔内カテーテル）で測定し得る。これらの圧力のそれぞれ、それらの組み合せ、またはそれらの間の差を局所インピーダンストモグラフィーからの信号に対してプロットし、局所圧力とインピーダンスの関係についての情報を得ることができる。機械換気中に、この情報を用いて局所的または総体的な肺拡張、および周辺、腹腔内、胸腔内、またはその他の圧力に関し気道圧力の適当なレベル（すなわちピークまたは平均気道圧力、または終末呼気陽圧）を追跡することができる。圧力とインピーダンス信号を同じ装置に送る必要がある。
【００５６】
以下に信号の質を改善するためのいくつかの測定を述べる。電極の効率と性能、および信号伝達の改善により、速度と信頼性の面でＥＩＴ像獲得が向上する。これによりＥＩＴデータを呼吸サイクルと同期して得ることができる。同期は外部換気装置信号、自動血量計信号を用いて、またはシステム自身のインピーダンス信号で行うことができる。末端吸気および呼気において呼吸サイクルに沿って肺の局所的変化に関する情報を提供するので、これは生理学的に重要である。この方法で一回の呼吸サイクル中の末端肺（肺胞）の吸気および呼気波動を検出することができる。
【００５７】
さらに、単純なＥＣＧ電極を空の信号を用い。ＥＩＴ像の獲得は心臓サイクルにより誘起されるか、または心臓サイクルと同期する。従って、肺潅流における局所変化を解析することができる。さらに、心臓サイクルと同期することは肺のインピーダンス像の心臓による擾乱を減らすか除去する助けとなり、呼吸映像化の解像度が増加する。
【００５８】
現在、胸郭の電気インピーダンス信号は総体信号であり（信号は変化を反映するが絶対値ではない）、それらを絶対値に変換することは困難であった。胸郭内の前記カテーテルおよび／またはチューブを用い、二本以上のこれらのカテーテル又はチューブの間に注入および／または受信される電流により、電気インピーダンスに対する内部標準信号（すなわち組織補正因子）を発生することができる。
【００５９】
胸郭の周辺、従って隣り合った電極間の距離は呼吸で変化する。これらの変化は従来の方法で容易に測定できるか、または血量計により自動的に検出し得る。周辺でこれらの変化を反映するデータを、像再構成のためのアルゴリズムの範囲内で使用することが可能であり、それによりインピーダンストモグラフィー像の質を向上させることができる。これらのデータは連続的または不連続の時間間隔で入力することができる。
【００６０】
形態学的な測定または解剖学的な映像を重ね合わせた場合、インピーダンストモグラフィーのみで得られた映像の質をさらに向上させることができる。理想的にはコンピュータートモグラフィーまたは磁気共鳴イメージングの測定またはそれらによる画像が、インピーダンス測定から得られた映像の上に投影される（数学的、幾何学的または文献上）。従って、ある電気的挙動をする領域をその下にある解剖学的構造と関連させて見ることができる。この方法で、未測定の形態および機能性を有するグレーゾーンのサイズを減らすことができる（すなわち閉塞した肺組織の領域を肋骨、胸膜腔内体液または骨、筋肉または脂肪と区別することができる）。または、単純な身体測定（すなわち体重、身長、体重指標、体輪郭等）をインピーダンス画像再構築のための数学アルゴリズムを正規化するために使用できる。
【００６１】
以下に慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）における気道圧力負荷を最適化するための局所インピーダンストモグラフィーの適当な使用を説明する。ＣＯＰＤでは肺組織がその弾性反撥力と内在安定性を失う。呼気中、気道内の圧力がある閾値圧力より下がると小気道が閉塞する。つまりガスが肺の中に捕捉される。吸気圧力がこれらの閉塞した気道を最拡張するに必要な圧力より高い場合、ガスが肺の末端部および肺胞へ移動する。ガスの呼吸量が呼気中の肺に残る量より多い場合、高い肺容積における新しい定常状態に達するまで肺は徐々に拡張する。この様にして病変肺組織は容易に過剰膨張し、ガス交換が不可能になる。
【００６２】
ＣＯＰＤでは気道の閉塞を肺の一部で発見し、肺の過剰膨張を他の部分で発見できる。従って、この様な病理学的状況を同時に発見することが可能である。
【００６３】
時にはＣＯＰＤ患者は呼吸に陽圧（頻度は少ないが陰圧も）呼吸器の支援を必要とする。気道圧力の絶対値が高すぎる場合、肺組織は過剰に膨張し、ガス交換不全となる。しかしながら、加えた圧力が低すぎて小気道の閉塞を防止できない場合、ガスは有効に交換されず肺内に捕捉される。選ばれた圧力で気道閉塞と過剰膨張が同じ肺内に存在することが多い。最適な治療結果を得るためには、これらの相容れない肺の状態の間の最も良い妥協点を見出さなければならない。伝統的な肺装置ではこの様な妥協点を大まかに見積るにすぎない。局所膨張と空気の運動に関する情報が、この妥協点に到達するために必要である。
【００６４】
局所電気インピーダンストモグラフィーは局所肺換気のデータと映像を提供する。気道圧力を増加させると、捕捉されたガスが次第に消えていくことが検知され、一方、肺の他の部分は次第に膨らみ、実際に過剰膨張期でインピーダンスの変化が検出されなくなる。気道圧力を変化させて肺の様々な部分の過剰膨張肺胞と空の肺胞の数を比較し積算することにより、最良の治療妥協点圧力を見出し、それを最小の圧力による肺の最適拡張に反映させることができる。
【００６５】
さらに、カテーテル上で電極が使用可能であるばかりでなく、カテーテルの圧力測定のみを局所圧力インピーダンス曲線の精度を最適化するために用いることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  肺の異なった四つの領域における圧力−インピーダンス曲線。
【図２ａ】  肺全体のインピーダンス信号の時間変化。
【図２ｂ】  肺の上部ゾーンのインピーダンス信号の時間変化。
【図２ｃ】  図２ａ、２ｂおよび２ｃに関連する圧力曲線を有する肺の下部ゾーンのインピーダンス信号の時間変化。
【図３ａ】  肺ゾーン全体のインピーダンス信号の時間変化。
【図３ｂ】  肺の上部ゾーンのインピーダンス信号の時間変化。
【図３ｃ】  図２ａ、２ｂおよび２ｃに関連する圧力信号を有する肺の下部ゾーンのインピーダンス信号の時間変化。
【図４】  拡張および収縮中の肺全体の圧力−インピーダンス曲線および圧力−容積曲線の重ね合わせ。
【図５】  時間の関数としての機械的換気中のインピーダンスの時間変化を示す３つの曲線。
【図６】  酸素一定流速でゆっくりと膨張する間の肺の上部および下部のインピーダンス信号並びに肺全体の信号。
【図７】  肺の上部および下部が独立に膨張−収縮する場合の圧力−インピーダンス曲線。
【図８】  終末呼気陽圧（ＰＥＥＰ）のレベルが減少する際の肺の上部および／または下部のインピーダンス曲線。
【図９】  重症肺不全患者の肺の上部および下部のインピーダンス曲線。
【図１０】  図９のインピーダンス曲線並びに動脈酸素化指数。
【図１１】  外部電極の設置。
【図１２】  内部電極の設置。
【図１３】  内部および外部電極設置の電気インピーダンストモグラフィー。
【図１４】  気管内吹送カテーテル、食道カテーテル、肺動脈カテーテルおよび上大静脈カテーテルを用いる内部電極による電気インピーダンストモグラフィー設定を示す。
【図１５】  上大静脈内部電極設定を示す。
【図１６】  肺動脈（スワンガンツ）内部電極設定を示す。
【図１７】  気管内吹送チューブ内部電極設定を示す。
【図１８】  食道カテーテル内部電極設定を示す。
【図１】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図２ｃ】
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【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図３ｃ】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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