JPS587290B2 - 組織体内の液体潅流能力判定装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、マイクロ波エネルギーを用いて生体組織の流
体潅流能力を判定する装置に関する。

医学研究者の間で知られているように、組織内部の血液
の流速は、試験しようとする組織にプローブ等のデバイ
スを接触させてそのデバイスを加？し、ついでプローブ
内あるいはその近くに置いた熱電対によって組織の温度
変化を記録するという方式によって測定することができ
る。

記録した温度変化は組織の血液の流れ具合の指標となる
。

加熱したデバイスと熱電対は、熱が組織から運びだされ
ていく速度の関数としての血液の流れを決定するフロー
メータの役目をするわけである。

プローブ加熱と熱電対を用いて血液の流れ具合を判定す
るという方式は、血管内の流速測定用として１９３３年
Ｆ ．Ａ．Ｇｉ ｂｂｓにより初めて導入されたＧｉｂ
ｂｓの実験内容については、Ｐｒｏｃ．Ｓｏｃ．Ｅｘｐ
ｔ ｌ ．Ｂｉｏｌ ．Ｍｅｄ ． ３１ ：１４１−
１４７ ． １９３３年、’ Ａ ｔｈｅｒｍｏｅ ｌ
ｅｃｔｒｉｃ ｂｌｏｏｄ ｆ ｌｏｗ ｒｅｃｏｒｄ
ｅｒｉｎ ｔｈｅ ｆｏｒｍ ｏｆ ａ ｎｅｅｄｌｅ
記載されている。

加熱したプローブと熱電対は、後にｃ．Ｆ．Ｓｃｈｍｉ
ｄｔおよびＪ ． Ｃ ． Ｐｉｅｒｓｏｎにより、固
体器管（Ｓｏｌｉｄ ｏｒｇａｎｓ）内の血液の流れ測
定用のフローメータとして使用された。

ＳｃｈｍｉｄｔとＰｉｅｒｓｏｎの研究結果については
、Ａｍ．Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．，１０８ ： ２４１
，１９３４年’Ｔｈｅ ｉｎｔｒｉｎｓｉｃｒｅｇｕ
ｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ
ｏｆｍｅｄｕｌｌａ ｏｂｌｏｎｇａｔａ“に記載され
ている。

さらに、Ｊ ．Ｇｒａｙｓｏｎと彼の同僚による研究内
容が、Ｎａｔｕｒｅ２１５：７６７−７６８．１９６７
年、’ Ｔｈｅｒｍａｌ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ
ｏｆ Ｎｏｒｍａｌａｎｄ Ｉｎｆａｒｃｔｅｄ Ｈｅ
ａｒｔ Ｍｕｓｃｌｅ”に記載されており、それには、
加熱したプローブと熱電対を使用することにより、Ｃａ
ｒｓｌａｗの方程式として知られている一定の関係式か
ら、プローブと熱電対を押入した任意の固体、半固体も
しくは液体の熱伝導率Ｋを測定できることが示されてい
る。

Ｃａｒｓｌａｙの方式については、Ｊｏｕｒｎａｌ ｏ
ｆＡｐｐｌｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ 、 Ｖｏｌ
．３０ ， Ｎｏ ． ２１９７１年２月、’ Ｉｎ
ｔｅｒｎａｌ ＣａｌｏｒｉｍｅｔｒｙＡｓｓｅｓｓｍ
ｅｎｔ ｏｆ Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｆ
ｌｏｗａｎｄ Ｈｅａｔ Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ“に詳
述されている。

サーミスタのまわりに加熱したコイルを配置したものも
有効なフローメータとして使用することができる０この
様な例は’Ｔｈｅｒｍａ’ｌ Ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅ
ｏｕｓＦｌｏｗｍｅｔｅｒ ，Ｄ．Ｃ．Ｈａｒｄｉｎ
ｇ等、Ｍｅｄ ＆； ｂｉｏｌ．Ｅｎｇｎｇ．、Ｖｏｌ
．５ ， ６ ２ ３−６ ２ ６ ，Ｐｅｒｇａｍ
ｏｎＰｒｅｓｓ， １ ９ ６ ７年（英国版）に記載
されている。

上述の熱電対やサーミスターは、加熱用デバイスに直に
接触した組織体におおむね伝導により伝えられる熱を検
出することによってその組織体の温度を測定する。

いままでのところ、流体（血液）潅流能力の決定精度に
は、組織体が加熱されたデバイス（加熱用デバイス）に
接触するという態様で加熱されるため限界がある。

本発明によれば、所定の反復率、振幅および周波数のマ
イクロ波を組織に照射してその組織のある容積の温度を
所定の温度にまで上昇させ、ついで組織の温度減少率な
いし速度（この減少率は前述の１組織のある容積“（組
織のある容積（ａｖｏｌｕｍｅ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ）
とは、全組織のうちでマイクロ波により直接加熱される
部分を指し、以下組織体という）の熱電導率にしたがっ
たその組織体の流体潅流能力の指標である）を測定する
装置によって、組織の熱電導率を測定し、これによって
組織の流体潅流能力を決定するという方式が採用される
。

以下図面を参照して本発明の実施例を説明する。

第１図に示すように、マイクロ波発生源１０により、組
織４０ ．４２照射用パルスマイクロ波信号１４がつく
られる。

後述するように、組織４０は「正常な」組織であり、組
織４２は「疑いのある」組織である。

体表的には、信号１４は、出力２Ｗ，周波数２． ５
４ ＧＨｚ ，パルス幅１秒で、反復率が２０パルス／
分のマイクロ波信号である。

信号１４は普通の３ｄＢパワースプリツタによって１／
２ずつにされて同軸ケーブル１６と１８に接続されてい
る。

信号１４は同軸ケーブル１６内を矢印１７の方向に進み
、直角コネクタ２４を経て同軸アプリケータ３０内を矢
印１７ａの方向に進み組織４２に至る。

同様に同軸ケーブル１８内を信号１４は矢印１９の方向
に進み、直角コネクタ２０を経て同軸アブリケータ２８
内を矢印１９ａ方向に進み組織４０に至る。

同軸ケーブル２８さ３０は、Ｒ ． Ｗ ． Ｐａｇｌ
ｉ ｏｎｅの米国特許出願第８５９・，８５６号（１
９７７年１２月１２日出願）に記載されているものが使
用できる。

直角コネクタ２０と２４はＱｎｎ ｉ − Ｓｐｅｃ
ｔ ｒａ／Ａｍｅ ｒ ｉ ｃｏｎ（マサチュセツツ州
ウオルサム）製造のＭｏｄｅｌ１０３７−５００２を直
角コネクターに仕様変更したもの（上述の米国出願に記
載されている）を使用できる。

ケーブル１６は、その中央導体１６ａをコネクタ２４内
に押入するという普通の方法でコネクク２４に取り付け
られる。

中央導体１６ａはアプリケータ３０の中空の中央導体３
０ａに取り付けられる。

この中空中央導体３０ａの内部には、１対の熱電対線３
０ｂが収められており、この線３０ｂの一端は熱電対３
８に接続され他端は記録装置５０の差動増幅器５２に接
続される。

同様に、同軸ケーブル１８は、その中央導体１８ａが直
角コネクタ２０に押入されるという普通の方法でコネク
タ２０に取り付けられ、中央導体１８ａはアプリケータ
２８の中空の中央導体２８ａに取り付けられる。

中空の中央導体２８の内部には１対の熱電対線２８ｂが
収められており、その一端は熱電対３４へ他端は差動増
幅器５２のもうひとつの入力に接続される。

前述の米国出願に記載されているように真ちゅう製の、
中空の入れ子式摺動自在のチューナスラグ２２と２６が
、それぞれ、直角コネクタ２０と２４に接続され、イン
ピーダンスのミスマッチングによる反射を小さくするよ
うに調整される。

チューナスラグ２２はコネクタ２０内部における、ケー
ブル１８とアプリケータの内部接続およびコネクタ２０
とチューナ２２内部における熱電対２８ｂの延在部とに
よって生じる反射を減少させる。

同様に、チューナスラグ２６はコネクタ２４内部におけ
るケーブル１６とアブリケータ３０との内部接続とコネ
クタ２４とチューナ２６内部における熱電対３０ｂの延
在部とによって生じる反射を減少させる。

チューナ２２と２６の調整を行うことにより、信号１４
は組織４０および４２と有効に結合し、熱電対線２８ｂ
と３０ｂの熱電対信号とは結合しなくなる。

信号１４はアブリケータ２８のシールドされていない端
部２８ｃを介して組織４０に与えられる。

同様に信号１４はアブリケータ３０のシールドされてい
ない端部３０ｃを介して組織４２に与えられる。

端部２８ｃと３０ｃについては、上述の米国出願に記載
のものが使用できる。

第１図では、端部２８ｃと３０ｃは試験しようとする組
織４０と４２の場所（内部にある）に挿入されているが
、試験しようとする組織が表面あるいは空胴部であって
も露出している場合や、直接触れることのできる場合に
は、挿入は不要である。

例えば、ｏｐｅｎ−ｈｅａｒｔ手術の場合には、試験を
行う心臓はあらかじめ露出されるから、挿入することな
くその露出場所にシールドされていない端部２８ｃと３
０ｃを配置すればよろしい。

したがって、この場合、外傷を与える危険性のある挿入
は不要である。

端部２８ｃと３０ｃは、マイクロ波信号１４を電磁界に
変換して組織４０と４２の内部に与える単極アンテナの
役目をする。

端部２８ｃと３０ｃは、同軸アプリケータから取り除か
れるシールドの長さを決定するような所定の周波数で動
作する。

アンテナが指向性アンテナになるかあるいは無指向性ア
ンテナになるかは、取り除かれるシールドの部分によっ
てきまる。

そのようなアプリケータのつくり方については前述の米
国出願に記載されている。

熱電対３４は、中空の中央導体２８内部のシールドされ
ていない端部２８Ｃの先端に配置される。

同様に熱電対３８は中空の中央導体３０ａ内部のシール
ドされていない端部３０ｃの先端に配置される。

熱電対３４と３８は、Ｏｍｅｇａ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉ
ｎｇ社（マサチューセッツ州ウオルサル）製造の電気絶
縁のほどこされた、３０４ＳＳ（ステンレススチール）
でシースされた、銅−コンスタンクン、モデル番号ＳＣ
ＰＳＳ−０２０Ｕ−６が使用できる。

所望なら、組織の還境に強い白金一白金ロジウム合金を
、熱電対３４と３８の温度感知素子として使用してもよ
いが、銅一コンスタンタンの代りに白金一白金ロジウム
を使用した場合には、同軸アプリケータ２８と３０の温
度応答時間が低下する。

後に詳述するが、マイクロ波信号１４の照射により組織
体４０と４２が加熱され、端部２８ｃと３０ｃのまわり
の組織体４０と４２の周囲温度がそれぞれ、熱電対３４
と３８により測定される。

すなわち熱電対３４と３８はＤＣ電圧を発生して、その
電圧を差動増幅器５２に伝える（熱電対線２８ｂを介し
て矢印３２の方向に沿って、および熱電対線３０ｂを介
して矢印３６の方向に沿って差動増幅器５２に伝える）
。

差動増幅器５２はＲＣＡ ＣＡ−７４１増幅器が適当で
ある。

増幅器５２は記録装置５０の一要素である。

記録装置は、その外に、オシロスコープ５８を含む。

熱電対３４と３８で発生したＤＣ電圧は増幅器５２に送
られ、そこで両熱電対の信号差を表わす信号５４が出力
される。

出力信号５４は信号路５６を経てオシロスコープ５８に
送られる。

増幅器５２は当該技術では周知の普通の態様で動作する
からその説明は省略する。

上述の構成の装置は、組織体を流れる流体の流速を。

決定するのに使用される。以下、血液の流れを例にとっ
て説明するが診断を目的として、組織体に流す、あるい
は組織体を流れる液体であれば任意のものでよく、本発
明装置はそのような液体の流れ具合を決定するのに使用
することが可能であることに注意されたい。

組織体中の血液の流速はその組織の生命力の尺度である
。

すなわち、組織の液体の流速（以下、血液の放散率（潅
流能力）として説明する）を調べることによって、組織
が正常であるか、阻血しているか、すなわち異常である
かが判定できる。

動作説明を行うに、皮下組織の血液潅流能力を調べたい
場合には、同軸アプリケータ２８と３８を割と浅い深さ
の組織４０と４２の場所に挿入する。

マイクロ波信号１４が組織４０と４２に浸入する深さは
、組織４０と４２の性質（脂肪組織、筋肉組織）、信号
１４の周波数、信号１４の照射パターン、端部２８ｃと
３０ｃの組織内４０と４′２への挿入深さによって左右
される。

端部２８ｃと３０ｃの挿入深さは調べようとする組織の
物理パラメータに依存する。

例えば、人体の筋肉器管（例えば成人の心臓）を調べる
場合には、端部２８ｃと３０ｃの挿入深さは５ｍｍのオ
ーダーである。

もちろん、ある種の医療においては、心臓の内部に挿入
して調べることが必要であり、他の医療においては心臓
への貫入は禁止される。

前述したように、端部２８ｃと３０ｃは無指向性か指向
性のアンテナに成るようにつくられる。

マイクロ波信号１４を組織４０と４２に対しある方向に
のみ当てたい場合には、端部２８ｃと３０ｃに反射体を
設けてアンテナに指向性をもたせる。

逆に、端部２８ｃと３０ｃのまわりの全方向から組織４
０と４２に照射したい場合には、反射体を設けないで、
端部２８ｃと３０ｃが無指向性のアンテナに成るように
する。

端部２８ｃと３０ｃからのマイクロ波信号１４はそれぞ
れ、組織体４０と４２に照射され、それらの温度を上昇
させる。

照射される組織体の大きさや形状は、組織４０と４２の
挿入深さのところで説明したパラメータ、すなわち組織
の種類、信号１４の周波数、信号１４の照射パターン、
端部２８ｃと３０ｃの組織４０．４２内への挿入深さに
依存する。

組織体４０．４２として照射される組織の体積は、代表
的にいって１ｃｍ’のオーダーである。

マイクロ波信号１４の大きさ（出力（ｐｏｗｅｒ））に
よって組織４０と４２に印加される照射の強さが決まる
。

マイクロ波照射による組織体４０と４２の上昇温度は大
きくならないようにして組織にダメージが生じないよう
にする。

さらに、組織内部の血管が膨脹しない程度の加熱にとど
める。

というのは、血管が膨脹するとそのことにより組織内部
の血液潅流率ないし能力に影響が現われ、組織状態の正
確な判定ができなくなってしまうからである。

加熱処理の目的は診断にあるのであるから、組織への悪
影響を最小限に抑えて血液潅流能力が正確に判定できる
ようにすることが極めて大切である。

組織４０、４２内部の温度上昇は１℃を超えないように
し、かつ好ましくは、０．５゜Ｃ以上とする。

代表的には、マイクロ波信号１４は、出力２Ｗ，周波数
２ＧＨｚで上述の温度上昇を行わせることのできるもの
とする。

調べようとする組織位置４０と４２のところに置かれた
熱電対３４と３８は、それぞれ、同軸アプリケータ２８
と３０の先端のまわりの照射された組織４０と４２の周
囲温度を測定する。

内部導体２８ａと３０ａの内部において、シースに包囲
された熱電対３４と３８は、マイクロ波信号１４と電気
的に絶縁されている。

シールドによる絶縁によって、熱電対３４と３８は照射
信号１４の影響を実質上受けない。

さらに、このシールド化により、熱電対自体の不必要な
「加熱」が避けられ、組織の還境を乱すことなく、組織
の温度測定が正確に行われるという効果が助長される。

熱電対３４と３８は、照射されている組織４０．４２と
差動増幅器５２とを直接に接続しており、それぞれ、組
織４０と４２の温度を連続的に測定する。

照射信号１４は周期的に中断され、中断中における組織
４０と４２の温度減少速度が調べられる。

熱電対３４と３８によって測定される加熱された組織４
０と４２の周囲温度は、信号１４のしゃ断時点において
、血液潅流率決定用の「初期温度」となる。

この初期温度からの温度減少速度が、後述するように、
組織４０と４２の血液潅流能力の尺度となる。

注意して欲しいのは、組織４０と４２の初期温度自体は
、血液潅流能力を正確に評価判定する上で必要な情報で
はないということである。

温度減少速度が、組織４０と４２の血液潅流能力の指標
となるのである。

熱電対３４と３８は、それぞれ端部２８ｃと３０ｃのま
わりの、組織４０と４２内部の熱電対に近接するところ
の周囲温度を測定しているのにすぎず、組織４０と４２
の加熱された体積内部の全ての場所の温度を測っている
わけではないが、比較的小体積の組織の潅流能力を決定
する分にはこのような温度サンプリングで実際上充分で
ある。

というのは、小体積の組織の全ての場所はほぼ同じ温度
に加熱されると考えてよいからである。

さらに、後述するように、組織の全温度変化にわたって
温度を測定する必要はなく、血液の潅流によって組織が
冷えていく期間の一部について測定すれば足りる。

後述するように、熱電対３４と３８は互に独立して動作
するものであり、各組織４０．４２から逃げる熱の減少
速度を判定することによって血液の流速の評価を与える
フローメータとして独立しているものである６ Ｊ ． Ｇｒａｙｓｏｎの前述の文献０）ＸＸＴ ｈ
ｅ ｒｒｒｊａ ＩＣｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ ｏｆ
Ｎｏｒｍａｌ ａｎｄ ＩｎｆａｃｔｅｄＨｅａｒｔ
Ｍｕｓｃｌｅ“で述べられているように、器管（ ｏｒ
ｇａｎ ）内部に液体の流れがあるとその熱伝導率Ｋが
みかけ上大きくなり、それはその器管内部の液体の流速
にほぼ正比例する。

加えた熱が組織から逃げていく速度は、血液潅流能力の
尺度であり、異常な組織すなわち阻血組織（ ｉｓｃｈ
ｅｍｉｃｔｉｓｓｕｅ）であれば、正常な組織より熱の
消散速度が遅くなる。

組織４０，４２、加熱用のマイクロ波信号によって、被
照射組織４０と４２の熱力学的な等価球面が与えられる
。

このような球面熱分布は、前述のＣａｒｓｌａｗの関係
式を用いて分析するのに適している。

Ｃａｓｓｌａｙの関係式によれば、無限大の筋肉組織の
場合、熱電導率Ｋと温度θ（これによって組織の等価球
の大きさが変わる）との間には次の関係式が成立する。

Ｐ＝４πｒθＫ（１） ここにＰは組織に与えられるパワー、ｒは熱力学的に４
等価な球の半径である。

マイクロ波信号源から取り出せるパワー（出力）Ｐは、
代表的には２Ｗである。

上昇温度θは上述したように１℃である。

半径ｒは、調査中の組織の種類、マイクロ波信号１４の
周波数、信号１４の照射パターンにより左右される。

２．ＧＨｚの信号１４の場合には、半径は組織４０，４
２の皮下１ｃｍ’となる。

したがって、方程式（１）を使って熱伝導率Ｋを計算し
て求めることにより、その組織の血液潅流能力を正確に
判定することができる。

Ｋのｃａｌ 代表値は ０．００１（，１ｒＬ８ｅｏｏ である。

再び第１図の実施例を参照するに、組織４０は特性が既
知である正常な組織であり、比較される、方の、異常な
疑いのある組織４２に対する基準として用いられる。

組織４２の血液潅流能力は熱電対３８のＤＣ信号を組織
４０の熱電対３４のＤＣ信号と比較することにより判定
される。

比較は、マイクロ信号１４が中断した後に始める。

中断時点における熱電対３４と３８からのＤＣ信号は、
組織４０と４２の初期温度を示す。

熱が組織４０と４２から逃げていく速度に従って組織の
温度はその初期温度から減少していく。

組織４０と４２から取り除かれる熱の量はそれぞれの組
織の有する血液潅流能力によって決められる。

したがって熱電対３４と３８に隣接する組織の冷却速度
を調べることにより組織４０と４２の血液潅流能力がわ
かる。

組織４０と４２の温度変化の速さは組織４０と４２の熱
輸送能力を示すものであるからこれを調べることによっ
て組織の有効な熱伝導率を求めることができる。

疑いのある組織４２の潅流能力を評価するため、照射後
の組織４２の温度および潅流（もしあるなら）によるそ
の後の冷却特性を示す熱電対３８からの信号は差動増幅
器５２に送られ、そこで、基準組織４０の温度を示す熱
電対３４からの信号と比較される。

差動増幅器５２は信号路５６上に、両熱電対３４．３８
間の温度差を表わす信号を発生する。

この信号５４はディスプレイ用のオシロスコープ５８に
送られる。

信号５４としては、例えば、ＤＣ直流電圧を使用し、疑
いのある組織４２の血液潅流能力（あるとしても）が正
常組織４０より劣る場合に正の電圧にてその血液の流速
を示すようにする。

信号５４の直流電圧が大きいときほど組織４２の血液の
流れが悪いということになる。

オシロスコープ５８上にディスプレイされた信号５４を
予め定めた標準のものと比較して、疑いのある組織４２
の血液潅流能力の正常、異常の評価を行ってもよい。

ＤＣ信号に変化がなければ、組織４２は正常である。

以上の説明からわかるように、本発明は血液潅流能力の
正確な判定装置を提供するものである。

マイクロ波信号１４にて調べようとする組織体４０と４
２の温度を上昇させ、ついで組織４０と４２、の熱消散
速度の差を求めて疑いのある組織体４２の血液潅薦能力
が正常であるか否かを判定するのである。

第２図には本発明の別の実施例を示してある、第１図と
異なる点は、差動増幅器５２とオシロスコープ５８の代
りに、それぞれ、マイクロプロセッサ５２ａとデジタル
電圧計５８ａを用いたことである。

マイクロプロセッサ５２ａとデジタル電圧計５８ａを使
用することにより、疑いのある組織４２の分析が改善さ
れる。

マイクロ波信号１４を中断した後、組織４０と４２に生
じる温度変化は指数関数的な減少を呈する。

この減少速度はかなり遅いため、疑いのある組織の潅流
能力の判定を行うのに長い観察時間を要することになる
。

そこで、温度変化を「リニア化（線形化）」することに
よって、組織の分析を改善することができる。

「線形化」というのは、疑いのある組織の温度減少曲線
の初めの部分において、所定時間だけ隔てられた２つの
時点での２点サンプリングをいう。

この２点を直線で結ぶことにより傾きのサンプルが得ら
れ、温度減少速度のよい測定が行われる。

サンプルによって得られた傾きは、組織の血液潅流率の
よい近似を与える。

標準速度の対応する減少関数位置はカタログ化され、基
準用として記憶される。

マイクロプロセッサ５２ａは、例えばＲＣＡＣＯＳＭＡ
Ｃのような普通タイプのものでよく、組織４０と４２の
温度変化の「線形化」用として使用される。

マイクロプロセッサ５２ａは、１対の熱電対線２８ｂ
，３０ｂを介してそれぞれ熱電対３４と３８からのＤＣ
信号を受け取る。

マイクロプロセッサ５２ａは周期的に（例えば、１ミリ
秒ごとに）、線２８ｂ ，３０ｂ上の入力ＤＣ信号をサ
ンプルする。

各ＤＣ信号のサンプル時間はマイクロプロセッサ５．２
ａに定められる。

このようなサンプリングを行うため、線２８ｂ ，３０
ｂの各ＤＣ信号は、マイクロプロセッサ５２ａの外部に
設けた普通のアナログーデジタル変換器（図示せず、例
えばＢｕｒｒ Ｂｒｏｗｎ（アリゾナ州タクソン）製造
のＡＤＣ−８２が使用できる）にてデジタル値に変換さ
れる。

マイクロプロセッサ５２ａは、適当なプログラムルーチ
ンに従って、組織４２の２つの温度の値すなわち（１）
信号１４が組織４２から取り除かれた時点における組織
４２の初期温度、および（２）信号１４中断後所定の時
間（１秒のオーダー）の後における組織４２の温度とい
う２つの温度情報に基づいて、組織４２の温度減少の線
形化を実行する。

組織４２の初期温度は正常な組織４９に関連した信号路
２８ｂの信号デジタル値を監視することによって確立さ
れる。

すなわち、マイクロプロセッサ５２ａは路２８ｂの信号
のデジタルを監視、処理し、その温度に減少が生じたな
らばその時点における信号路３０ｂの信号の値を用いて
組織４２の初期温度を決定する。

ついで、マイクロプロセッサ５２ａは所定の時間待機し
た後、信号路３０ｂの信号のデジタル値を読み取る。

こうして、マイクロプロセッサ５２ａは、これらの２つ
の値を基にして組織４２の温度スロープすなわち温度減
少速度を求め、求めた温度スロープを所望の値と比較し
て組織４２の血液潅流能力を評価する。

マイクロプロセッサ５２ａは電気信号５６ａを出力装置
、例えばデジタル電圧計５８ａに送って分析の結果を表
示させる。

上述したところでは組織の潅流能力を判定するのに、２
つの組織４０と４２を用いたが、組織４２のみを調べる
だけで組織の潅流能力を判定することができることに注
意されたい。

第３図には、組織４２のみを検査して、組織４０のよう
な組織と比較することなしに組織４２の血液潅流率を求
めるようにした実施例のブロック図を示してある。

第３図は、組織４６の加熱、測定部品および差動増幅器
５２がない点を除けば第１図と同様である。

所望なら、第１図の装置に適当な切換回路を設けること
により、第３図のような単一の組織分析をも行えるよう
にしてもよい。

第３図では、パワースプリツタ１２の代りに同軸コネク
タ１１を使用し、コネクタ５９にて内部導休３０ａと熱
電対線３０ｂとをオシロスコープ５８に直接接続する。

マイクロ波による組織４２の加熱は、同軸ケーブル１６
と同軸アプリケータ３０を介して矢印１７および１７ａ
の方向にマイクロ波信号を供給して組織４２に照射させ
ることによってなされる。

前述したように、マイクロ波信号１４は同軸アブリケー
タ３０のシールドされていない端部３０ｃを介して組織
４２に周期的に照射される。

熱電対３８に発生したＤＣ電圧は熱電対線３０ｂとコネ
クタ５９を介して直接にオシロスコープ５８に送られ、
オシロスコープ５８上にディスプレイされる。

オシロスコープ５８の画面上には、正常な組織の特性が
描かれた透写体（トレーシングペーパー等、図示せず）
が貼付されており、組織４２の潅流率をディスプレイし
たものを正常特性と比較することによって正常か異常か
の判定が行われる。

さらに別の実施例として、疑いのある組織４２の血液潅
流能力を判定する上で、複数の基準の組織の場所４０を
用いてもよい。

この場合、複数の同軸アプリケータ２８を使用して各ア
プリケータ用に直角コネクタ２０、チューナ２２および
同軸ケーブル１８を設けて、アプリケータの並列構成す
る。

各アブリケータを夫々の基準組織場所用とする。

そして、第１図に示す３ｄＢパワースプリツタ１２の代
りに全アプリケータ２８とアブリケータ３０（これは疑
いのある組織４２用）に等しく信号１４のパワーを分割
するパワースプリツタを用いる。

組織４０以外の基準組織場所（図示せず）に対し４０ａ
，４０ｂ，４０ｃの名前をつけて、基準組織の場所が合
計４ケ所あるとして説明する。

この場合、疑いのある組織４２のＤＣ電圧と比較される
方の基準組織の基準ＤＣ電圧は合成基準値例えば、組織
場所４０，４０ａ，４０ｂおよび４０ｃからのＤＣ電圧
の相加平均（算術平均）となる。

４つの組織場所に対する相加平均は（４０＋４０ａ＋４
０ｂ＋４０ｃ）／４となる。

第２図で述外たマイクロプロセッサ５２ａと同様なマイ
クロプロセッサ５２ａ（プログラムは異なる）により、
相加平均の処理が実行される。

例えば、マイクロプロセッサ５２ａは正常な組織４０，
４０ａ ，４０ｂおよび４０ｃからの複数の熱電対ＤＣ
入力（第２図で説明したタイプのアナ口グーデジタル変
換器にて変換したもの）を周期的にかつ順次走査して、
正常組織のＤＣ電圧の相加平均を計算する。

そしてこの相加平均電圧を疑いのある組織から得られた
電圧と比較する。

複数の正常（基準）組織場所（４０．４０ａ，４０
ｂ ，４０ｃ等）を使用することにより、疑いのある組
織４２との比較が円滑になされたという効果が生じる。

詳しくいえば、相加平均の基準信号を使用することによ
り、ひとつの正常組織の場合に生じるような温度変化の
エラーの可能性が減少する。

すなわち、この平均化によって、疑いのある組織４２の
潅流率を求める上での精度が改善されることになる。

さらに別の実施例として、疑いのある組織４２の内部に
複数の同軸アプリケータを分布配置してもよい。

この場合、血液一流能力の低いところほど温度変化が少
なくなるから、どの場所が一番悪い状態であるかを調べ
ることができる。

被照射体である組織のところに温度検出素子を設けた同
軸アプリケータを使用するものとして本発明を説明した
が、同軸アプリケータでなくとも、その役目をするもの
であればそのようなものを同軸アプリケータの代りに使
用してもよい。

同軸アプリケータの基本的な役目ないし機能はマイクロ
波信号を調べようとする組織にカツプリングさせて照射
させることと、その後、加熱された組織体の温度減少速
度を表わす温度を測定することである。

信号のカップリングの役目の方は、調べようとする組織
にマイクロ波を照射する適当なアプリケータで行わせる
ことができ、測定の役目の方は、加熱体の温度減少速度
を測定する温度センサーによって行わせることができる
。

マイクロ波信号のカツプリング機能と温度測定機能の両
機能は、日本特許出願昭５３−７４８０９号（特公昭５
７−５３１１０号）に記載されたタイプの装置によって
果たすことができる。

すなわちこの装置を、身体の表面組織や皮下組織に配置
し、外部に配置した輻射計（ラジオメータ）にて加熱組
織体の温度を測定してその温度減少を求める。

本発明は医療研究者に、組織の血液潅流能力の正確な判
定装置を提供するものである。

このような正確な判定装置は、ｏｐｅｎ−ｈｅａｒｔ手
術後の患者の回復期間中に特に要望されていたものであ
り、手術後の血液の流れ状態を医療スタッフが監視する
上で有効なものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の実施例の装置のブロック図、第２−は
第１図の装置を変更するために普通のマイクロプロセッ
サ５２ａとデジタル電圧計を設けたブロック図、第３図
は本発明の他の実施例の装置のブロック図である。 １０：マイクロ波発生源、５２：差動増幅器、５８：オ
シロスコープ、５２ａ：マイクロプロセッサ、５８ａ：
デジタル電圧計。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 試験される組織体を電気エネルギーで加熱し、その
   後加熱したその組織体内の温度減衰を測定することによ
   って組織体内の液体潅流能力を判定するための装置であ
   って、 （イ）前記組織体の温度を所定の値まで加熱するに足る
   反復率、周波数および振幅のマイクロ波信号を該組織体
   に照射して該組織体を加熱するための装置と、 （口）前記組織体への各照射後において該組織体の温度
   を測定するための装置と、及び、 （ハ）前記組織体の前記所定温度からの温度の減衰を測
   定するための装置と、 から成ることを特徴とする組織体内の液体潅流能力判定
   装置。