JP2000508194A

JP2000508194A - インピーダンス心拍動記録法を利用した血行力学パラメータの非侵襲性モニタリング

Info

Publication number: JP2000508194A
Application number: JP9536130A
Authority: JP
Inventors: イー．シューキン、セルゲイ; ゲー．ズベンコ、ヴィアチェスラブ; エル．ベリァエフ、コンスタンチン; アレキサンドルアー．モロゾフ; エイチ．ヨン、ウェン
Original assignee: レオ―グラフィックピーティーイーリミテッド
Priority date: 1996-04-08
Filing date: 1997-04-07
Publication date: 2000-07-04
Anticipated expiration: 2017-04-07
Also published as: EP1078597A2; CA2251250A1; CA2251250C; EP0901342A1; WO1997037591A1; RU2195168C2; JP3486419B2; EP1078597A3; AU748652B2; US5685316A; US6161038A; CN1221325A; AU2420097A

Abstract

(57)【要約】胸部バイオインピーダンス信号及び心電図から、心拍数、心拍動一回拍出量及び心拍出量を決定するための方法及び装置。特殊なバイオインピーダンス電極配置を用いる。更に、ひずみを識別して実際の測定時にこれを補正するために、測定即ち検知電極を通して洞様血管テスト信号を用いることによって、バイオインピーダンス信号のゲインフェーズ周波数ひずみを補正する。時間導関数のバイオインピーダンス信号を用い、パワースペクトラムを算出して、心拍数の調波を強調するために新規のオートコンボリューション手順を用いる。患者の心臓サイクルを示していない呼吸波形及びその他の信号は、除去される。バイオインピーダンス信号から左心室駆出時間が求められる。また、心拍動一回拍出量を求めて心拍出量を求めるために、キュービチェック（Kubicek）の式の改良バージョンを用いる。

Description

【発明の詳細な説明】インピーダンス心拍動記録法を利用した血行力学パラメータの非侵襲性モニタリング技術分野本発明は一般に、心臓モニタリングに関するものであり、詳細には、左心室の拍出の開始を正確に検出する胸部バイオインピーダンスと心電図（ECG）信号の検出および複雑な分析による心拍数（HR）、心拍動一回拍出量（SV）、および心拍出量（CO）の決定に関するものである。背景技術心拍数とは、１分間に心臓が鼓動する回数である。心拍動一回拍出量とは、各心拍動中にポンピングされる血液の量である。心拍出量とは、１分間にポンピングされる血液の量であり、一般にカーディアック・フィットネスにおいて最も重要な尺度であると考えられる。心臓病の診断、患者の総体的な健康の検査、最適な治療法の決定、そして心臓活動の突然の低下を迅速に発見するために、医師はこういった心臓パラメータに頻繁に頼らなければならない。心拍出量と、その他の心臓パラメータを測定する現存の方法は、侵襲性および非侵襲性の２つのカテゴリーに分けることができる。侵襲性の方法では、喉にカテーテルを導入するというような、専門医による患者の身体への測定装置の挿入が必要であり、医師、患者の両方にとって不都合が多い。患者はしばしば、かなりの痛みと不快さに耐えなければならず、医師は比較的複雑な処置を施す必要があり、また、感染性の血液に触る危険に晒される場合もある。現在利用されている非侵襲性方法は非常に進歩したものではあるが、それでもまだ著しい欠点を残している。この方法の殆どが、心臓パラメータを計算するために超音波、心音記録法、または電気的バイオインピーダンスを利用して測定をする。バイオインピーダンス測定を採用した方法では、患者の皮膚（主に胸部範囲）に複数の電極を取付け、この電極のいくつかより患者の身体に高周波数、低板幅の電流を流し、時間に対する患者の細胞の電気インピーダンスの変化を測定し、電気インピーダンスの変化と心臓パラメータの変化との相互関係を示す。患者の身体への電極の配置方法は、極限の心臓パラメータ測定の関連する正確性において重要な役割を果たす。様々な解剖学的要因により、バイオインピーダンスの変化と心臓パラメータの変化との間の最適な相互関係を得るためには、電極を身体の一定の位置に配置しなくてはならない。現在利用されている電極配置の多くは、胸廓にかかる電位の線(line)が追従する路(paths)を十分に考慮していないため、心臓測定においてひずみが生じてしまう。さらに、いくつかの電極配置では、例えば、各々が帯域"n"を設けた影響帯電極Ａ、Ｂおよび測定帯電極Ｃ、Ｄといった帯電極を必要とする（第１図参照）。概して、これらの帯電極はベルト状に患者に巻きつけられ、さらに患者への接近が制限されてしまうため、蘇生処置中には特に不都合な状態となる。また、首および胸部に配置した場合には、帯電極は呼吸に伴う動きによって非常に使い難くなってしまう。恐らく、現存のバイオインピーダンス方法に伴う最も顕著な問題は、バイオインピーダンス測定からの心臓パラメータの不正確な数学的誘導であろう。心室拍出時間（VET）は、心拍の収縮-拡張周期中における大動脈弁の開放、閉塞間の時間の測定値であり、これは心拍出量の決定における中間段階として計算されるべきである。従来技術では、心室拍出時間の決定方法について十分に詳しく示唆していない。さらに従来技術では、VETは単一のものではないという事実を考慮していない。実際には左VETと右VETとがある。時間導関数（タイム・デリバティブ）インピーダンス信号は、左心室により拍出されたピークにある大動脈血流と比例するということがわかっている。殆どの患者の場合、左VETと右VETの測定値は一般に非常に近いが、それでも現在利用されている方法では、左右VETの測定値間のほんの少しの差によってもバイオインピーダンス解読に誤差を生じてしまう。さらに、拍出開始時間の典型的なアルゴリズムは緻密であり、休息中の健康な患者にのみ有効である。身体トレーニングを受けていたり他の物理的ストレス下にある患者、または集中治療室に入っている重病患者では正確な数値が得られない。バイオインピーダンス信号から一回拍出量を導く従来の方程式はKubicek方程式として知られており、以下に示す通りである。 SV=R(L/Z₀)²・ΔZ ここで、SVは心拍動一回拍出量、Ｒは血液の抵抗性、Ｌは内外の電圧感知電極間の距離、Z₀は内部電圧感知電極から決定された平均胸部インピーダンス、そして、ΔZは血液流入によるインピーダンスの変化を示し、この値のKubicekの推定は、 ΔZ=(VET)・(dZ/dt)_max ここで、VETは左右の心室拍出時間の合計、(dZ/dt)_maxは時間微分したインピーダンス信号の最大負性傾斜変化を示す。バイオインピーダンス心臓モニタリングシステムの殆どは、Kubicek方程式の同じ形式を使っている。しかし、さらに改善をしなくては、Kubicek方程式からは頻繁に不正確な測定値が出てしまう。これは一部には、両心室がインピーダンスの変化に貢献する事実のためであり、そのためKubicek方程式によって算出された拍出時間（VET）は、特に具体的には左の重要な心室と関連することができない。同時に、強力な左右心室の異時性が観測されると、KubicekのΔZ推定値は無効になる。その結果、 KubicekのSV計算はしばしば実際の一回拍出量と、等しくはないが、比例するため、相互関連する定数を掛けなければならない。さらに従来技術では、患者のヘマトクリット（赤血球算定）の波動に従ってＲを調整する方法を開示していない。輸血を受けている患者の場合、Ｒの調整は特に重要である。多くのバイオインピーダンス心拍動記録方法では、呼吸がバイオインピーダンス信号を干渉してしまうため、患者は各測定の最中に呼吸を止める必要がある。このような方法はある患者にとっては不都合であり、意識のない患者、または呼吸を止めることができない患者にとっては無益である。さらに最新の方法には、信号処理能力を備えているため、信号を拡張し、呼吸の影響を識別し、エラーを最終計算に入れないように欠陥信号を除去することができるものもある。効果的な信号処理は、一般にバイオインピーダンス心拍動記録法において正確性を保証する鍵であり、この領域における改良はこの技術に著しい進歩をもたらす。発明の開示本発明は、バイオインピーダンス心拍動記録法と心電図撮影法とを新規に組合せた、血行力学パラメータを測定する方法を開示するものであり、この方法により専門医は、患者の心臓活動の正確でかなり連続的な検査結果を得ることができる。好ましくは10回以上の心拍といった、共通の時間インターバルにかけて、バイオインピーダンスの信号と心電図の信号を測定した。本発明の装置は、患者の皮膚の表面に配置して患者の胸部にかけて高周波数、低振幅の電流を生じ、バイオインピーダンスの変化を測定するための、一連のスポット電極を使用している。開示した電極配置は、体内の電位電力線の生理学的配置を利用している。同時に本発明の方法では、測定したバイオインピーダンス信号からの拍出時間の検出をより正確にするために、心電図撮影法を利用することもできる。心電図撮影は、心電図撮影法として既知のいかなる標準位置でも行える。患者の皮膚に配置する電極の総数を減らすために、本発明ではバイオインピーダンスとＥＣＧ測定で使用するのと同セットの電極を使用することができる（第6B図参照）。本発明は、赤血球算定の変化に従って、また、異なる患者の身体的構成の違いに従って、心臓パラメーターの計算を連続的に調整する段階を採用することができるため、様々に異なる状況において正確性を欠くことなく利用できる。さらに、本発明は改良されたバイオインピーダンス信号処理方法を備えている。この方法では、心臓パラメータの正確な結果を得られるようバイオインピーダンス信号と心電図撮影の両方を様々な方法で分析するために、コンピュータシステムを採用することもできる。このコンピュータシステムは、バイオインピーダンスとECGの測定に使用する変換器によって生じた利得位相周波数特性を修正するために利用される。コンピュータシステムは正弦試験曲線を変換器受信機へと通信し、次に、受信機によって生じた利得位相周波数のひずみを測定、記録する。変換器を介してコンピュータシステムが受信した「実際の」バイオインピーダンス信号はフィルタを通過し、変換器の特性ひずみと、呼吸および動作の物理的現象とが除去される。利得周波数反応と位相周波数反応の正確性は、5％以内で修正が可能である。本発明はさらに、バイオインピーダンス信号計算の改善に利用するQRS複体（特性心拍波形）とチェックポイント位置を決定するためのECG信号の信号処理方法を設けている。信号処理は、測定したECG信号のサンプリングと、QRS複体の位置を強調するフィルタリングとを含んでいてもよい。ピークピーク（peak-to-pe ak）振幅が記録され、しきい値振幅が計算される。しきい値振幅を使って無欠陥のQES複体が選択される。最終的に、選択された事象についての追加分析が行われて、チェックポイント位置が決定する。本発明のコンピュータシステムは時間導関数バイオインピーダンス信号を導き、メモリに記憶する。時間導関数バイオインピーダンス信号によって生じた曲線は時間に関連して図形に描かれ、連続した心周期を呈する。バイオインピーダンス信号のパワースペクトルは離散的なフーリエ変換で計算され、患者の心拍数を推定するため、また、各心周期の前部（fronts）を認識するために学習される。時間導関数バイオインピーダンス信号における心拍数調波を強調するために、新規の数学的オートコンボリューション（autoconvolution）方法を利用することができる。呼吸波は、パワースペクトル内に包絡線を生じることで除去されるが、次に、やはりパワースペクトル内の包絡線の外側に存在する心周期信号も除去される。コンピュータシステムに、バイオインピーダンス信号とECG信号から有効な左心室拍出時間（ELVET）を導出する新規の方法を採用することもできる。特に、拍出開始時間の正確な検出は、バイオインピーダンスとECG信号の複体分析に基づく。ELVETの導出は細かい、多段階の分析であり、これには、ECG曲線上の関連する点に基づく時間導関数的バイオインピーダンス曲線上の様々な点を求めること、これらの点の内のどれが心臓事象を最も正確に反射するかを決定することが含まれる。これは、時間導関数バイオインピーダンス曲線の差に近似値を作成することを含む、様々な数学的計算を必要とする。健康な患者の場合は、左右の心室の異時性、または、左右の心室弁間の異時性は非常に小さい。しかし、重病患者の場合には、Kubicek方程式は左右心室の異時性のために、一般に時間導関数バイオインピーダンス信号を実際よりも小さく見積もってしまう。本発明によるコンピュータシステムは、ΔZの正確な値を計算するために、左右の心室弁間の開放の異時性を呈する信号を自動的に調整するが、インピーダンスは血流によって変化する。コンピュータシステムは、ELVETとΔZを計算した後にKubicek方程式の改良形式を採用してELVET、血液抵抗性、患者の具体的な身体構成、そして最大バイオインピーダンス変化から心拍動一回拍出量を導出する。コンピュータシステムは時間導関数的バイオインピーダンス信号を分析して、ある収差を有する心周期を除去する。最後に、本発明はさらに、有効な心周期を検出する方法を備えている。図面の簡単な説明第１図は、患者に装着した帯タイプの電極配置を示す略図である。第２Ａ図、第２Ｂ図、第２Ｃ図は、本発明によるスポットタイプの電極配置を示す略図である。第３Ａ図は、本発明による測定胸部電極を配置する部分の解剖ゾーンを示す。第３Ｂ図は、第３図の解剖ゾーンを患者に当て嵌めた図を示す。第４図は本発明による胸部電極の構造を示すものである。第５Ａ図は、信号微分と調波抑制のために採用した、本発明によるＡ−フィルタの利得対周波数の特性を示すグラフである。第５Ｂ図は、心周期の前部を強調するために本発明で採用したＢ‐フィルタの利得対周波数応答を示すグラフである。第５Ｃ図は、本発明の概要（呼吸および心波）パワースペクトルから呼吸波のパワースペクトルを除去するために採用した濾過を示すグラフである。第６Ａ図は本発明の原理体系のブランチチャートである。第６Ｂ図は、信号処理のフローチャートであり、本発明の方法を実施するために採用した装置が示されている。第７Ａ図は、本発明によるバイオインピーダンス変換器の利得-周波数特性G(f )を示すものである。第７Ｂ図は、本発明によるバイオインピーダンス変換器の位相周波数特性P(f) を示すものである。使用した、第7A図の特性に関連する復元フィルタを示す。第７Ｄ図は、"R"の位相周波数特性-P(f)、または、本発明によるGPF修正に使用した、第７Ｂ図の特性に関連する復元フィルタを示す。第８Ａ図は、本発明によるＲ−フィルタにより修正された変換器信号の、得られた利得周波数特性G(f)を示す。第８Ｂ図は、本発明によるＲ−フィルタにより修正された変換器信号の、得られた位相周波数特性P(f)を示す。第９図は、本発明により生じた時間導関数的バイオインピーダンス信号を、時間に関連して図形に描いた図であり、同じ時間にかけての血流（ΔZ）による例示的なインピーダンス変化を示すものである。第１０図は、患者の心臓を横切る電位を、時間（心電図撮影）に関連して図形に描いたグラフであり、１心拍中のQRS複体のピークピーク（peak-to-peak）振幅（E₁−前部、E₂−後部）を示すものである。第１１図は、10秒間かけて心電図撮影で測定した全ピークの散布図である。グラフ弧（E₁、E₂）の座標とQRS複体は右下角の点線で示した円内にある。第１２図は、ECG信号と、時間微分したバイオインピーダンス信号とを、ECG信号上の時間を示すチェックポイントP、S_a、S_bと、時間微分バイオインピーダンス信号上のチェックポイントQ、S、Aとに関連して図形に描いたグラフである。第１３図は、ECG、バイオインピーダンスZ(t)、時間微分されたバイオインピーダンスdZ/dtのグラフであり、時間に関連した信号はＳ点とＱ点間のバイオインピーダンスの差を示し、Z_s-qは健康な患者である。第１４図は、ECG、バイオインピーダンスZ(t)、時間微分されたバイオインピーダンスdZ/dtのグラフであり、時間に関連した信号はＳ点とＱ点間のバイオインピーダンスの差を示し、Z_s-qは虚血性心臓病を患う患者である。第１５図は、従来のKubicekアルゴリズム方法論と比較し、ELVETを理想の超音波決定に決定する、発明的方法の相互関係をグラフに示すものである。本発明を実施する最適な形態本発明の第１段階は、患者の身体の各区分の細胞に対してバイオインピーダンス測定を行うことを含む。高周波数、低振幅電流を発生させ、各区分の細胞を通過した後の電流の変化を検出できるように、電極を皮膚表面の適切な場所に装着しなければならない（第２Ａ図、第２Ｂ図、第３図、第４図参照）。患者の身体の自由な部分を最大限にするためには、電極は「帯電極」ではなく「スポット電極」を使用する。スポット電極はディスポーザブル、使い捨てタイプが好ましい。患者はより自由に動くことができ、患者の皮膚の露呈部分が多いので、専門医はカテーテルの導入や麻酔投与といった他の医療処置をも施すことができる。バイオインピーダンス電極システムは、剣状突起レベルにおける検出（測定）電極20が１対、首に横方向に配置する検出（測定）電極22が１対、左脚に装着する影響電極24が１個、そして、額に装着する影響電極26が１個の計６個の電極を採用している。影響電極24、26には、接触範囲が2cm×2cmの標準ECGスポット電極を使用できる。上部影響電極26は額の中央、その中央線に配置することが好ましい。低部影響電極24は左膝、または脚末端部のような左膝以下の場所に配置することが好ましい。以下の条件を満たす限り、必要であれば、低部影響電極24を膝のレベルよりも上に配置することができる。 L〉5R ここで、Ｌは影響電極間の距離であり、Ｒは胸部の半径である。心臓の解剖学的非対称を考慮し、右脚ではなく左脚を使う。著しく集中した電位電線が通る大動脈弓の生理学的配置により、低部影響電極の装着には左脚が最適である。この方法による影響電極の配置は、測定電極間の影響電流電線の一定の配置を保証するため、最終の心臓パラメータ測定値の誤差を最小にすることができる。測定電極の上部の１対にも、接触範囲が2cm×2cmの標準ECGスポット電極を使用できる。これらの電極は、患者の首の基部から距離Ｓだけ上の、首の周囲27の横線に沿って対称的に配置する。距離Ｓは、首の基部と電極22の中央302との間の距離として画定し、これは約4cmであることが好ましい。首の基部は、首の横線の最大湾曲地点に位置すると画定する。上部測定電極22をこの範囲に配置することで、首-胸接合における電力線の非線型に起因する誤差を回避できる。低胸部測定電極20の１対の各々は、12cm²〜30cm²の接触範囲を設けている。もしこの接触範囲を縮小または拡大すると、心拍動一回拍出量が実際よりも少なくなってしまう。12cm²以下の接触面では測定に十分な深さが得られず、体格の大きな患者にとって特に重大な問題となり、また、30cm²以上の接触面では、さらなる解剖学的部位にまで測定範囲を広げてしまうことになる。各々の胸部電極20は、2cm×2cmの接触範囲29を各々設けた４個組の標準ECGスポット電極28を１セット備えていることが好ましく、各胸部電極のスポット電極 28の頂部の対34は剣状突起レベル38にある（第2B図、第４図参照）。全ての接触範囲29はホイルまたはワイヤ31に接続している。近隣のスポット電極同士を離間させる距離Ｇは約5cmである。スポット電極28の一体型でない場合には、接触範囲29を伝導ゲルを使用して身体に配置する。このようなデザインは、身体のゾーンＩとIII（第3A図、第3B図）の解剖学的形状を利用するものであり、また、測定が適当な深さにおいて行われるために誤差の最小化を保証し、異なる患者の身体的構成の違いを許容する。既述の胸部電極20は胸部の両側に横方向（第2A図、第2B図、第2C図参照）に、剣状突起レベル38において配置する。第3A図、第3B図に示すように、配置は、ゾーンIIとIV内の、剣状突起レベル38において身体に延びる横線の前または後ろのプラスまたはマイナス約10cm以内に行う。影響電極24、26は患者の身体内に高周波数、低振幅の電流を発生し、検出電極 20、22は身体細胞を通過した後の電流を測定する。細胞の電気インピーダンスは、発生した電流と測定された電流との間の差から容易に決定することができる。細胞の電気インピーダンスは、血流、呼吸、その他の要素の結果、時間と共に変化する。本発明は、バイオインピーダンス信号と同時に測定したECG信号も使用する。後述する金属類人工物を除去するための測定後の信号処理は例外として、ECG信号測定は従来の方法で行うため、これ以上説明しない。本発明の基本段階では、後で信号処理に使用する、アナログ入力装置（ECGコンバータとインピーダンスコンバータ）の利得-位相-周波数（GPF）の特性を決定する。パーソナルコンピュータのような、特別にプログラムした一般目的のコンピュータを備えることが可能なコンピュータシステムが、検出電極20、22から電流測定値を受信し、仲介する細胞のインピーダンス（バイオインピーダンス）と、時間の作用として心臓を横切る電位（ECG）との両方を決定し、最終的にHR（心拍数）、SV（心拍動一回拍出量）、CO（心拍出量）を計算する。SVを決定する方程式は、 SV=K・P・(L/Z₀)²・ΔZ であり、ここで、Ｋは新規のスケール要素であり、Ｐは特定の血液抵抗性であり、Ｌは電圧測定または感知電極20、22間の距離であり、Z₀は平均または基本の胸部インピーダンス（感知電極20、22によって決定された）であり、ΔZは血流によるインピーダンスの変化である。ΔZは次式の通り計算され、ここで、ELVETは有効な左心室拍出時間であり、(dZ/dt)_maxは２つの測定電極から得た、時間微分したインピーダンス信号の最大絶対値であり、Z_s-qは、Ｓ点、Ｑ点の間バイオインピーダンス差と等しい、左右心室の異時性を利用した新規の修正要素である（第13図、第14図、添付の説明を参照）。Ｋ項は、異なる患者の身体構成における違いを表す。Ｋ要素の値を得るためには、専門医は先ず、従来の手段または市販の超音波計測手段を使って患者の身長、体重、首27と胸36の周囲の寸法を測定する。次に、専門医はこれらの測定値をコンピータシステムに入力し、コンピータシステムがこれらの測定値を使って胸部とＫ要素との有効な横断面範囲を計算する。胸部の有効な横断面範囲（SCHEST ）は次式によって得られる。 SCHEST=(PCHEST²＋(PNECK・PCHEST)＋PNECK²)/12π ここで、PCHESTは患者の胸36の胸囲であり、PNECKは患者の首27の周囲の寸法である。次にＫ要素は次式によって得られる。ここで、Ｈは患者の身長、Ｗは患者の体重、K₀、K₁、K₂、K₃は性別と年齢であり、次式に従属し、存在する。この様に本発明は、正確さを欠くことなく、患者の異なる身体構成に使用することができる。人間の血液の電気抵抗性は一定ではない。これは個人によって異なり、また、同一人物であっても時によって異なる。血液抵抗性は、輸血を受けている患者の動揺に特に影響され易い。その結果、バイオインピーダンス心拍動記録法の正確なシステムは、Kubicek方程式の血液抵抗性条件を連続的に変更する手段を備えていなければならない。患者の特定の血液抵抗性は、彼または彼女のヘマトクリットに大きく依存する。毛細血管についてのこれら２つの値の間の関係は次式の通りであり、 P=13.5+4.29・H ここで、Ｐは特定の血液抵抗性であり、Ｈは毛細血管ヘマトクリットである。この関係は、V.I.Arinchin等による「血液の電気抵抗性を考慮することにより胸部４極レオグラフィー手段の正確性が増加する」（"Taking into account electri cal resistance of blood will increase accuracy of chest tetrapolar rheograph y method,"）Journal of Pediatrics(U.S.S.R.)1987,v.7,pp.59-52から採用している。ヘマトクリットは、どんな市販の方法を使っても測定することができる。この測定値を、医療技師がコンピュータシステムに入力するか、または電子手段によってヘマトクリット測定装置から直接コンピュータシステムへ送られる。本発明が利用する、（金属類人工物を除去した後に）ECG信号を処理する新規の方法は以下の段階を設けている。 (i)サンプリングポイントからの信号概算を行う (ii) QRS複体の位置を強調するための特別フィルタリングを行う (iii) 与えられ、記録された時間インターバルに関するピークピーク（peak- to-peak）振幅を測定する (iv) 振幅しきい値を計算する (v) 算出した振幅しきい値を伴うQRSを選択する (vi) チェックポイント位置を決定するための、選択した事象をさらに分析する上述の段階(i)は、サンプリング周波数が過度に高くない限り、QRS決定の正確性と信頼性を増加する上で望ましい。実用性の問題として、このような高周波数サンプリングは、処理時間に過剰な時間とメモリ容量を消費し、また、規制されたパワースペクトルの信号を実行することが不可能であるため不適当である。本発明への使用に適した概算の２つのアプローチが考えられる。先定する）が、ポイントs(n^*ΔT)においてその例により完全に説明されていること。このような信号の正確な近似は次の方程式によって与えられ、ここで、である。最初に信号s(t)のフーリエ変換を計算し、次に小さな位相のずれΔψを全ての調波に加える別の方法においても同じ結果が得られる。従って、次に、逆のフーリエ変換を計算した後に、もとのサンプルからτによって置き替えられたポイントにおけるs(t)の近似値が得られる。この後者のアプローチは、計算においてより効率的である。両方法とも、メモリのより少ない消費へ導くより低いサンプリング値を許容し、要求により、オリジナルの信号の正確な近似の計算に採用することができる。次の段階は、QRS複体の位置を強調するためのECG信号のフィルタリングである。第10図は、典型的なQRS複体、単一心拍内のピークピーク（peak-to-peak）から測定した最大振幅を設けた信号ピークを示す。対称的に有限な衝撃応答(FIR) デジタルフィルタは、所望の利得-周波数特性（FGC_filter）から計算する。所望のGFC_filterはQRS複体のパワースペクトルの分析から作られ、最高12.5Hzの、6H z〜22Hzの帯域を備えている。ここで参照する、 V.S.Gutnikov著、「測定した信号の濾過」(Filtration of measured signals")L eningrad,Energoatomizdat(USSR)1990,pp.172-181に記述されたフィルタ構成のアルゴリズムに従って、所望のGFC_filterを抽象的なフーリエ変換を使用して有限衝撃特性に変換した。このフィルタはQRS複体を通過し、ECG信号内の呼吸と運動の物理的現象、ＰおよびＴ波を抑圧する。次の段階では、ピークピーク（peak-to-peak）振幅しきい値を計算し、有効QR S複体を選択する。コンピュータシステムは、その前面（E₁）と後面（E₂）振幅前面によって濾過されたECG信号各局部ピークを測定する。第10図参照。各局部ピークについて、E₁はピークの前、あるいは前部極小から次の最も近い極大へと測定され、また、E₂はピークの極大からその後ろ、あるいは後部の極小まで測定される。第11図は、ピークの分布（散布図）を、時間インターバルまたは10秒間におけるピークの（E₁、E₂）座標により示している。第11図はまた、図中の右下の角の点線で示した円内において強調されたQRS複体を示す。各ピークは（E₁、E₂ ）ベクトルと振幅A₁によって特徴付けられており、ここで、である。次にコンピュータシステムは、A_iとA_i+1のと間の最大差のための、分類された｛ A_i｝列を検索する。例証的なK-th要素に極大が見つかれば、振幅しきい値はＴ＝ (A_k+A_k+1)/2と計算できる。従って、もしA_jがしきい値Ｔを超えると、QES複体はポイントｊ内に検出される。しきい値Ｔは各10秒毎のブロックあるいはECGデータのインターバルにT_a=T_ak-1＋αT_kとして採用され、ここで、T_ak-1は前データブロックに採用されたしきい値であり、T_kは現在のブロックに算出されたしきい値であり、αは0-1の範囲内の採用のパラメータである。上記の「しきい値」方法論を使用して認識された各QRS複体は、次に、決定されたQRS位置からの-50〜+200mm/秒(ms)のインターバル内でさらに分析される。コンピュータシステムは、認識された各QRS複体に対して振幅、ピークの連続、３つのチェックポイントを配置するためのピーク前面の導関数（第12図）、QRS複体の開始（Ｐ点）、基本線からの最大偏差（S_a点、標準ECG 内のピークＲと一致する）、そしてQRS複体の終了（S_b点）を決定する。これらのチェックポイントは、以下に説明するバイオインピーダンス信号の分析を改良（純化）するために使用される。本発明は、以下の段階を設けた、バイオインピーダンス信号処理の新規手段を利用する。 (i) デジタル濾過および位相修正 (ii) 心拍数の推定 (iii) 呼吸波の抑圧 (iv) 心周期の決定 (v) チェックポイントの配置 (vi) 妨害人工品のない周期の選択電子濾過の第１部は、利得−位相−周波数（GPF）修正を得るための、信号の「復元」R-フィルタの通過を含む。R-フィルタは、バイオインピーダンス変化の測定に使用した特定の電子変換器によって生じたひずみを補正する。バイオインピーダンス変換器（第７図）のGPF特性が、バイオインピーダンス曲線に多大に影響することはよく知られている。信号からこれらの妨害を除去しなくてはならない。R-フィルタは事後信号処理を使用して、線形GPFひずみを修正する。バイオインピーダンス変換器にR-フィルタを加えたシステムのGPF特性は、位相のずれがゼロであり、例えばバイオインピーダンス信号につき0.3Hz〜30Hz（第８図参照）というように、与えられた周波数範囲において利得が一定である。従って、異なるバイオインピーダンス装置の出力の相互関係が得られる。R-フィルタおよびここで説明した他のフィルタ用の、理想的または批判的に明記したフィルタパラメータと動作特性を除き、その構造は従来のものであり、当業者の知識として既にあるため、これ以上の説明はしない。ＧＰＦ補正の第１ステップでは、バイオインピーダンス変換器を電気的に生成された洞様毛細血管（sinusoidal）インピーダンス信号源に接続して、次に、変換器からの出力を測定する。電子工学的に生成された正弦波インピーダンス信号は、ベースライン、例えば１００〜２００オームに対して、０．１〜０．２オームの振幅を有する。このような信号は、フォトレジスタ、フォトエミッタ（フォトダイオード）、電源及びアナログ−デジタル−アナログ（ＡＤＡ）コンピュータインターフェースを有する電圧からインピーンダンスへの変換器によって開発されてきた。一対にされたフォトレジスタ及びフォトエミッタは、フォトレジスタがフォトエミッタの光強度に応じてインピーダンスを変化させることができるように、遮光ハウジングの内側に連結されている。ＡＤＡ変換プロセスは、数学的にモデル化された（mathematically-modeled）正弦波（sinusoidal）の１９kH zの周波数におけるデジタルからアナログへの変換、及び１００Hzの周波数で１２bitの解像度におけるアナログからデジタルへの変換を含む。インターフェースを介して、コンピュータは、０〜７５Hzの範囲内の周波数を有する一連の正弦波（sinusoidal）テスト信号を生成し、変換器の応答を記録する。電圧からインピーダンスへの変圧器の動作特性は、０〜５Ｖの入力信号、及び（前述したように）１００〜２００オームのベースラインで−０．１〜０．１オームの出力信号を含む。変換器のＧＰＦ指標Ｈ（ｆ）は、初期テスト信号及び結果として得られる変換器の応答のスペクトラムから演算され、グラフとして表示されるか、若しくはＡＳＣＨ又はその他のメモリファイルに保存される。システムは、「回復させる（restoring）」Ｒフィルタを演算するために、算出された変換器ＧＰＦ指標Ｈ（ｆ）を用いる。このＲフィルタのＧＰＦ指標は、公式には、一定の周波数範囲内の１／Ｈ（ｆ）として記述される。Ｒフィルタは、また、低周波数及び高周波数のランダムな干渉を抑制するために、低周波数フィルタ及び高周波数フィルタを通して周波数範囲を提供する（図７参照）。Ｒフィルタによる濾過は、フーリエ変換（Fourier Transform）を用いて、周波数ドメインにて行われる。記録された信号の境界的な影響を消去するために、フーリエ変換と共にガウスの窓（Gaussian window）を用いることが好ましい。 2Tは記録された信号の持続時間、t<Tは時間、及び「a」は予め決められた、２．５〜３の範囲にあることが好ましい所定の定数である。記録された信号のフーリエ像をＲフィルタのＧＰＦ指標で乗算すると、ＧＰＦひずみが抑制されると共に、信号が更に濾過される。また、逆のフーリエ変換及びガウスの窓による割り算を用いてもよい。同じステップを、フーリエ変換を行うことなく、時間ドメインにおいて用いることができる。Ｒ濾過後の信号は「回復された」信号として言及され、この信号は更なる演算に用いられる。また、このとき、バイオインピーダンス信号について前述した方法と同様の方法で、ＥＣＧ接続の識別されたＧＰＦ指標は、ＥＣＧ信号からハードウェアのアーティファクトを除外するために処理されることに留意されたい。ＥＣＧ信号及びバイオインピーダンス信号の両方のＧＰＦ補正によって、２つの信号間における時間間隔及び事象（event）時間の真の一致が促進される。バイオインピーダンス信号プロセッシングの次のステップは、心拍数（ＨＲ）の評価である。本発明では、ＨＲを算出するためには２つの方法がある。順序を表す（ordinal）方法は、前述したように、ＥＣＧ信号のＲピークを検知して、Ｒ−Ｒ間隔を算出することである。６０を掛けた逆数の値が、心拍数に対応する。何らかの理由で、Ｒピークを検知するためにＥＣＧ信号を処理することができない場合は、第２の方法を用いる。第２の方法では、「回復された」バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを離散（discrete）フーリエ変換によって算出し、患者の心拍数（ＨＲ）を評価するために用いる。呼吸調波は、非常にしばしば、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムにおいて最大である。従って、呼吸調波を抑制しなければならないと共に、ＨＲ周波数の応答を強調しなければならない。このために、特殊な変換を用いる。まず、「回復された」信号のパワースペクトラム（ＰＳ）を、Ａフィルタのゲイン周波数指標で乗算する（図５Ａ参照）。このフィルタは信号を区別し、更に、呼吸調波は一般的には２ Hz未満にあり、ＨＲ調波は０．８Hzを超えることから、好適には１〜３Hzの範囲から選択された一定の周波数に満たない調波を更に抑制する。クリアな心臓信号のパワースペクトラムは、周波数ＨＲ、２＊ＨＲ、３＊ＨＲ等において繰り返しピークを有する。従って、以下のようなパワースペクトラムのオートコンボリューション（autoconvolution）によって、心拍数の調波が強調される。 ASI(i)はパワースペクトラムのオートコンボリューションの結果であり、PSa(i) は予めＡフィルタを通った周波数iの或るスペクトラルラインのパワーである。周波数が高ければ高いほど、信号対ノイズ比は低くなることから、前述の積において、最初の３つのPSa成分のみを用いることが好ましい。コンピュータシステムは、Mas、０．６〜５Hzの範囲内のASI(i)最大値を求めるために、オートコンボリューションを用いる。Masに関連する周波数は、ＨＲの評価値として見なされる。次に、ＨＲの評価を更なる濾過（図５Ｃ参照）及び心臓サイクル識別プロセスにおいて用いる。精度を向上させ、心臓サイクルの適切な識別を確実にするために、呼吸によって生じるバイオインピーダンス信号の逸脱を除去しなければならない。通常、呼吸の周波数は心拍数の周波数より少ないが、呼吸波形によって、心臓サイクルによって形成されるパワースペクトラムの最低調波と重複するパワースペクトラムが形成される。従って、概要（summary）パワースペクトラム全体から呼吸の調波のパワースペクトラムを除去することは不可能である（図５Ｃ参照）。心臓拍動は、呼吸よりも安定で反復性を有するプロセスである。従って、心臓拍動のパワースペクトラムは、いくつかの狭いピークから成るものとして考えることができる。主要な心臓波形のスプクトラムライン間の全てのパワースペクトラム調波は、これら主要なスペクトラムラインの横方向のスロープとノイズのパワースペクトラムの組み合わせである。このような内部調波が減少した場合、ノイズが主に抑制され、心臓波形は僅かに抑制されるにとどまる。以下に記載するように、これらの考え方は、呼吸の波形の濾過のためのアルゴリズムの根拠となる。心拍数（ＨＲ）の評価後、前述したように、心臓波形スペクトラムの第１及び第２の調波が決定される。パワースペクトラムにおいてこれらのスペクトラムピークに最も近接する局所的な最小値を、それらの範囲と見なすことができる。第１のピーク範囲内にある調波を除き、第２のピークの低い方の限界に満たない全ての調波を、１未満の所定値で乗算する（図５Ｃに概略を示す）。このことによって、呼吸波振幅のパワースペクトラムは乗算されたゾーン内にあることから、呼吸波形の振幅が消去されるが、心臓波形には僅かな影響しか及ぼされない。バイオインピーダンス信号プロセッシングの次のステップは、心臓サイクルの検知である。本発明では、心臓サイクルを検知するためにも、２つの方法を用いる。第１の方法は、ＥＣＧ信号においてＱＲＳ波（complexes）位置に応じて、心臓サイクルの範囲を決定することである。ＥＣＧが処理不能である場合は、第２の方法を用いる。第２の方法では、前述した「回復された」信号は、心臓サイクルのフロント（fronts）を強調するためにＢフィルタに通される（図５Ｂ）。これは、正弦波状の（sinusoid-like）周波数範囲を有する微分用（differentia ting）フィルタである。Ｂフィルタのパスバンドは、心臓サイクルのフロントに主に寄与する周波数調波（好ましくは１〜６Hz）に合わせて適応されている。Ｂフィルタを通った信号における局所的な最低値と、これに隣接する局所的な最大値との間の領域は、サイクルのフロントとして見なされ、ピークからピークまでの時間変化及びピークからピークまでの振幅差変化として説明される。コンピュータシステムは、信号がＢフィルタ通過後に形成するパワースペクトラムの最初の５つの調波を解析することによって、時間−振幅エンベロープを生成する。サイクルのフロントを調べて、或るフロントのピークからピークまでの時間変化及びピークからピークまでの振幅差変化が、時間−振幅エンベロープ内にある場合は、このフロントはマークされる。心臓サイクルの認識の信頼度を向上するために、コンピュータシステムは、選択された領域でピークからピークまでの振幅の平均及び平方偏差（variance）を算出する。平方偏差と平均値の比が、好適には０．３である所定値より少ない場合は、全てのマークされたフロントをチェックポイントの配置及び欠陥のない心臓サイクルの選択を行う次の段階に移行させる。また、平方偏差と平均値の比が所定値を上回る場合は、更なる解析を行わなければならない。更なる解析とは、以下のステップから成る。即ち、（ｉ）試験中の領域を、それらのピークからピークまでの振幅に応じて、平均値より上の群（上の群）と平均値に満たない群（下の群）とから成る２群に分ける。（ｉｉ）各群について、平均値、Ｍ1及びＭ2、並びに平方偏差又は標準偏差、Ｖ1及びＶ2を算出する。（ｉｉｉ）各群において、適切な数値を以下の不等式： M2+a・V2<M1-a・V1 に挿入する。ａは所定値で、好ましくは１．９６であり、Ｖ1及びＶ2はそれぞれ、上の群及び下の群の標準偏差である。（ｉｖ）不等式が正しければ、上の群の領域を心臓サイクルのフロントとして選択し、下の群の領域を更なる考察から除外する。それ以外の場合は、全ての選択された領域を次の段階に移行させる。コンピュータシステムは、心拍動一回拍出量（ＳＶ）を決定する上での予備ステップとして、有効左心室駆出時間ELVETを算出するために、時間によって微分される（time-differentiated）バイオインピーダンス信号における一定のチェックポイントを識別する。本発明では、右心室及び左心室の駆出時間の組み合わせを示す用語であるキュービチェック（Kubicek）のVETではなく、左心室のみの駆出時間を示す用語であるELVETを用いる。時間によって区分されるインピーダンス信号の値は、左心室から駆出される動脈血流のピークに比例することが知られている。従って、最も正確なＳＶの算出には、LVETを用いる必要がある。LVETは以下の式から求められる。 LVET=ELVET+LVPT ELVETは左心室弁が開いた瞬間（Ｓポイント）から閉じ始めた瞬間（Ｔポイント）までの時間である。LVPTは、拡張初期時間（左心室弁が閉じるのに要する時間）である。血流変化は拡張初期時間中は顕著ではないことから、LDPTは血行力学的測定手段によって容易に検知可能ではない。このような理由から、本発明では、LVPT測定を実施しないことの補償として、ELVETと時間に対する最初の胸部インピーダンス導関数の最大絶対値(dZ/dt)_maxの積を用いる。 ELVETの算出には、時間に対してプロットされた時間の導関数の（time-deriva tive）Y(x)のグラフ（図９参照）によって形成される曲線の解析が必要である。コンピュータシステムは最初に、或る心臓サイクルの時間の導関数インピーダンスY(x)における全体的な最大値を求めて、この値をＡポイントと定める。次にコンピュータシステムは、Ａポイントから、ＥＣＧ信号のＳ_aポイントに対応する時間ポイントまで遡及し、これら２つのポイント間のバイオインピーダンス信号の異常の有無を調べる（図１２参照）。重要な異常は、（１）dZ/dtのゼロとの交点、（２）dZ/dtの局所的な最小値、及び（３）バイオインピーダンス信号の第３の導関数d³Z/dt³における局所的な最大値である。ＡポイントとＳ_aポイントとの間に、バイオインピーダンス信号の異常が全く認められない場合は、そのサイクルは欠陥があると考えられ、更なる考察からは除外される。Ｓ_bの右側に異常が認められた場合、Ｓ_aの右側でこれに最も近接する異常を、駆出開始時間Ｓとして選択する。その他の場合は、Ｓ_bの左側でこれに最も近接する異常値を駆出開始時間Ｓとして選択する。ＥＣＧ信号を用いることによって、複雑なケースにおけるＳの認識の安定性が向上する。 ELVETの完了時であるポイントＴを識別するために、コンピュータシステムはまず、時間によって区分されるバイオインピーダンス信号においてポイントＡ後に、それぞれＴ₁及びＴ₂として示される第１及び第２の局所的な最小値のいずれかとして選択されるポイントＴ₀を求める（図９参照）。コンピュータシステムはＴ₁及びＴ₂の各ポイントにおける曲線の深さ（振幅）を解析した後Ｔ₁及びＴ₂ のいずれかを選択する。第２の最小値の深さが第１の最小値の深さの所定の分数値よりも大きい場合は、Ｔ₂をＴ₀として選択する。それ以外の場合は、Ｔ₁を用いる。ノイズ信号におけるＴ₀検知の安定性を向上させるために、本発明では、ＥＣＧ信号のＴ波の後側又は後縁を求める。Ｔ波の後縁は、ＥＣＧ信号対時間のグラフの曲線におけるＱＲＳ波に隣接するＥＣＧ信号の局所的な最大値から次の最大値までに認められる。Ｔ₁又はＴ₂のうちのいずれかがＴ波の後縁の範囲内にない場合は、もう一方の値が振幅に関係なくＴ₀として用いられる。心室駆出の「有効完了時」であるポイントＴは、Y(x)の第２の導関数によって形成される曲線グラフにおいてＴ０より前側でこれに最も近接する局所的最小値として識別される。ELVETはポイントＳとポイントＴの間の時間の長さとして算出される。本発明のELVETを決定する方法は、相関係数ｒ＝０．８６による超音波ELVET決定に関連している。キューベチェックの古典的なアルゴリズムでは、相関関係ｒ＝０．７１のみが与えられている。図１５に、古典的な方法、新規な方法及び理想的な方法による相関関係をグラフで表す。従って、キューベチェックと対称的に、本発明の方法によって測定される左心室駆出時間は、右心室駆出時間から実質的に分離して測定される。通常、駆出開始時間Ｓは、時間によって微分される（dZ/dt）バイオインピーダンス信号のゼロとの交点と一致する（図１３参照）が、重症患者においてはそうではない（図１４参照）。このような患者については、駆出開始ポイントは、バイオインピーダンス信号の第１のフロントの「段」又は「異常」に位置する。有病患者におけるこの「段」又は「異常」特性（「プレウェーブ」ともいう）は、一般には、左右心室非同期と呼ばれる。健康な患者については、ＥＣＧにおけるＱＲＳ波の開始時（Ｑポイント）のインピーダンス値Ｚ_qは、Ｓポイントにおけるインピーダンス値Ｚ_sと殆ど同じである。インピーダンスの差はＺ_s-qとして測定される（図１３参照）。しかしながら、有病患者については、Ｚ_s-qは顕著であり得る（図１４参照）。Ｚ_s-qが小さい場合は、キュービチェックのΔZ=(dZ/dt)_max ^*VETは、かなり正確である。しかしながら、左右心室不同期を示す重症患者の場合には、キューベチェックの式は一般にはΔZを過小評価する。従って、「プレウェーブ」の前提は、演算を行う間に補正されなければならない。本発明では、ＳポイントとＱポイントの間のバイオインピーダンス差Ｚ_S-qをキュービチェックのΔＺ評価に加えることによって、有病患者における本質的なΔZの過小評価を補正する。このような補正を行うことによってΔZはより正確に評価され、バイオインピーダンスと温度希釈（t h ermodilution）心臓アウトプット値の間の回帰は線形化される。従って、コンピュータシステムは、次式： ΔZ=(dZ/dt)_max・ELVET+Z_s-q によってΔZを評価する。上記式で、Ｚ_s-qはＳポイントとＱポイントの間におけるバイオインピーダンスの差である。コンビュータシステムによって全てのチェックポイントが配置されると、一定の逸脱を有する心臓サイクルを評価する。この手順においては、ファジー理論及びフィットネスアルゴリズムが用いられ得る。この目的にはいくつかの基準が用いられる。コンピュータシステムはまず、各心臓サイクル（ポイントＡ、ポイントＴ、ポイントＳ）について前述したポイント間の時間の長さが一定の範囲を超えないことを確認する。また、コンピュータシステムは、心臓サイクルの開始時と完了時の振幅差が一定の数値を超えないことを確認する。心臓サイクルの開始時と完了時の振幅差は、心臓サイクルにおける最大振幅の所定パーセンテージを超えてはならない。更に、ポイントＡにおける時間導関数のインピーダンス信号の振幅の、ポイントＴにおける時間導関数のインピーダンス信号に対する比率は、所定値より大きくなくてはならない。即ち、 Y(A)/Y(T)〉c Y(A)及びY(T)はそれぞれ、ポイントＡ及びポイントＴにおける時間導関数のバイオインピーダンス信号の値であり、「c」は所定値である。この段階をパスする心臓サイクルは、「悪くない」と見なされる。コンピュータシステムは次に、バイオインピーダンス信号のランダムノイズを消去するために、「近接値の基準（ neighbors criterion）」のチェックを行う。要素（A1i，A2i，A3i）を伴う３次元の「近接（nearness）」ベクトルを、１０秒間の時間ブロックにおける各一対の心臓サイクルについて算出する。近接ベクトルの個々の要素を以下の式によって求める。 A1_i=[Y(A_i)-Y(A_j)][Y(A_i)+Y(A_j)] A2_i=(ST_i-ST_j)/(ST_i＋ST_j) Y(x)は、或るポイントｘにおける時間によって区分されるインピーダンスであり、A，T，Bは各心臓サイクルのチェックポイント位置である（図９参照）。STはポイントＳ及びＴの間の時間であり、i及びjは異なる心臓サイクルである。コンピュータシステムは全ての算出された近接ベクトルを比較して、近接ベクトルの振幅が一定のしきい値を超える心臓サイクルを消去する。比較は、２つのしきい値による解析によって行われる。２つの心臓サイクルの近接ベクトル振幅が第１の所定値L1未満であれば、類似性は「良好」と見なされる。類似性が「良好」と見なされない（類似性がL1を超える）が、第２の所定値L2には満たない場合は、「許容可能」と見なされる。データの１０秒ブロックの間、類似性が「許容可能」と見なされない場合は、コンピュータシステムはテストの対象となっている心臓サイクルを、最高５０例の前の「悪くない」サイクルと比較する。それでもなお、考察中の心臓サイクルに類似するサイクルがない場合は、考察中のサイクルはノイズと見なされ除外される。「良好」な心臓サイクルの量が十分に多ければ、全ての「許容可能」な心臓サイクルもまた、最終的な演算からは除外される。最終的な演算において「良好」な心臓サイクルのみが用いられることから、この方法によって、最大のノイズレベルにおける演算の安定性が向上する。バイオインピーダンス信号プロセッシングが完了した後、コンピュータシステムはデータブロック全体の平均値及び平方偏差と共に、血行力学的パラメータの最終的な演算を行う。心拍数（ＨＲ）及び心拍動一回拍出量（ＳＶ）を、未処理のバイオインピーダンス信号ではなく処理済みのバイオインピーダンス信号を用いる点を除き、前述したそれぞれの方法に従って再演算する。心拍出量（ＣＯ）はＨＲとＳＶの積として、即ち、以下の式によって算出される。 CO=SV・HR 本発明の一般的な方法の概略を図６Ａに示す。図６Ｂは、本発明における信号プロセッシングのフローチャートである。以上、本発明を好適な実施形態として記載したが、本発明はこれに限定されないことは、当該分野の通常の技術を有する者によって認識されるであろう。請求項に記載する本発明の範囲から逸脱することなく、前記実施形態に対して様々な付加、省略及び変形を行うことが可能である。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】１９９８年５月７日（１９９８．５．７）【補正内容】請求の範囲１．検知された胸管バイオインピーダンス信号及び心電図から、被検者の心拍数、心拍動一回拍出量、及び心拍出量を決定するための電極配置であって、被検者の頭上に配置された上部作用電極（２６）と、被検者の左下肢に配置された下部作用電極（２４）と、被検者の頸部に配置された一対の上部検知電極（２２）と、被検者の胴体に配置された一対の下部検知電極（２０）とから成る電極配置。２．請求項１に記載の電極配置であって、配置方法は更に、前記上部作用電極（２６）は被検者の額に配置されていることと、前記下部作用電極（２４）は被検者の左膝の広い領域に配置されていることと、前記一対の下部検知電極（２０）は被検者の胸部の両側に横方向に配置されていることとから成る電極配置。３．請求項２に記載の電極配置であって、前記上部作用電極（２６）は、前記被検者の額の垂直方向及び水平方向の中央線上での配向のためにスポット電極を備えている電極配置。４．請求項２又は請求項３に記載の電極配置であって、前記下部作用電極（２４）はスポット電極を備え、該スポット電極の配置はＬ＜５Ｒの関係を満たしており、Ｌは前記上部作用電極と前記下部作用電極の間の垂直方向の距離であると共に、Ｒは前記被検者胸部の半径である電極配置。５．請求項４に記載の電極配置であって、前記上部検知電極は、前記被検者頸部の基部から約４センチメートル上がった位置の水平線に沿って、該被検者頸部の両側に対称的に配向された一対のスポット電極から成る電極配置。６．請求項４に記載の電極配置であって、前記下部検知電極は更に、一対の電極アセンブリを備え、各電極アセンブリは、ほぼ剣状プロセスレベルにて、前記被検者胸部の両側で横方向に配向された、約１２〜約３０平方センチメートルの接触面を有する電極配置。７．請求項６に記載の電極配置であって、各アセンブリは更に４つのスポット電極（２８）を備え、各スポット電極（２８）は約４平方センチメートルの接触面を有し、各スポット電極（２８）は約５センチメートルの辺を有する正方形のコーナーの中央に配置され該アセンブリの４つの全スポット電極（２８）は電気的に相互接続されている電極配置。８．請求項７に記載の電極配置であって、各アセンブリの頂部スポット電極（２８）は被検者の剣状プロセスレベルに配置されている電極配置。９．心拍数、心拍動一回拍出量、及び心拍出量を求めるためにバイオインピーダンス信号及び心電図を処理するための方法において、バイオインピーダンスの計測のために、入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性を登録することと、心電図の計測のために、入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性を登録することと、バイオインピーダンス入力アナログ装置で、一定時間、時間に対する関数としてバイオインピーダンスを計測して、バイオインピーダンス信号を生成することと、心電図入力アナログ装置で、一定時間、時間に対する関数として心電図を計測して、心電図（ＥＣＧ）信号を生成することと、前に登録したＧＰＦ特性に基づき、バイオインピーダンス信号のひずみを補正することと、前に登録したＧＰＦ特性に基づき、心電図信号のひずみを補正することと、一定時間における前記心電図信号の各心臓サイクルに関連する有効ＱＲＳ波を決定することと、該有効ＱＲＳ波にチェックポイントを配置することと、心拍数を評価するために、前記ＥＣＧ信号及び前記補正されたバイオインピーダンス信号のうちの一方を処理することと、補正されたバイオインピーダンス信号を時間によって変化させることと、一定時間における該時間によって区分されるバイオインピーダンス信号の各心臓サイクルについてのチェックポイントを決定することと、対応するＱＲＳチェックポイントに関連して、該時間によって区分されるバイオインピーダンスチェックポイントを用いて、有効左心室駆出時間（ＥＬＶＥＴ）を決定することと、対応するＱＲＳチェックポイントに関連して、該時間によって区分されるバイオインピーダンスチェックポイントを用いて、新規の補正係数Ｚ_s-qを決定することと、前記ＥＬＶＥＴ、時間によって区分される最大バイオインピーダンス（ｄＺ／ｄｔ）_max、比血液抵抗率（Ｐ）、バイオインピーダンスアナログ入力装置の２つのバイオインピーダンス電圧感知電極の間の距離（Ｌ）、ベースラインバイオインピーダンス（Ｚ_D）、前記補正係数Ｚ_s-q、及び新規スケール係数（Ｋ）の関数として、心拍動一回拍出量を算出することと、該心拍動一回拍出量を前記心拍数で乗算することにより心拍出量を算出することとから成る方法。１０．請求項９に記載の方法であって、前記バイオインピーダンス入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特の前記登録は、前記バイオインピーダンスの検知にて用いられる変換器のフェーズ周波数及びゲイン周波数特性を、該検知にて該装置を使用する前に登録することを備えている方法。１１．請求項９に記載の方法であって、測定されたバイオインピーダンス信号の前記補正は、前記変換器のアウトプットのひずみを除去するために、前記測定されたバイオインピーダンスのデジタル濾過及びフェーズ補正とを備えている方法。１２．請求項９に記載の方法であって、前記心電図インプットアナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性の前記登録は、前記心電図の検知にて用いられる変換器のフェーズ周波数及びゲイン周波数特性を、該検知にて該装置を使用する前に決定することを備えている方法。１３．請求項９に記載の方法であって、測定された心電図信号の前記補正は、前記変換器の出力のひずみを除去するために、前記測定された心電図のデジタル濾過及びフェーズ補正とを備えている方法。１４．請求項９に記載の方法であって、前記心拍数評価は、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを用いること及び該パワースペクトラムのオートコンボリューション（auto-convolution）機能を用いることを備えている方法。１５．請求項９に記載の方法であって、前記心拍数評価は、心電図信号を処理することを備えている方法。１６．請求項１１に記載の方法であって、測定されたバイオインピーダンス信号の前記補正は、更に、パワースペクトラムの望ましくない成分を除去し、回復された形態のバイオインピーダンス信号を生成するために、呼吸の波形を抑制することを備えている方法。１７．請求項９に記載の方法であって、前記有効ＱＲＳ波決定は、ピークの振幅のフロント（Ｅ₁）及びバック（Ｅ₂）から、一定時間に心電図にて測定された全てのピークの分布を決定し、（Ｅ₁，Ｅ₂）振幅エンベロープを算出し、エンベロープの外側にある全てのピークを除外することを備えている方法。１８．請求項１２に記載の方法であって、前記変換器フェーズ周波数及びゲイン周波数の特性決定は、約０．２オームのピークピークのインピーダンス及び約１００〜２００オームまでのベースラインインピーダンスを有する高精度の正弦波（sinusoidal）インピーダンス信号を生成することと、該正弦波インピーダンス信号を前記変換器に接続することと、該変換器からの出力を測定することと、所定の周波数範囲における該変換器のゲインフェーズ周波数特性Ｈ（ｆ）を算出することとを備えている方法。１９．請求項１８に記載の方法であって、更に、フォトレジスタ、フォトエミッタ、電源及びアナログ−デジタル−アナログコンピュータインターフェースを有する電圧からインピーダンスへの変換器を用いて、高精度正弦波（sinusoidal）インピーダンス信号を生成することを備えている方法。２０．請求項１９に記載の方法であって、更に、前記インターフェースを介して所定の振幅及び周波数範囲を有する一対のテスト信号を生成することと、該変圧器から出力信号を検知することと、前記フェーズ周波数特性及び前記ゲイン周波数特性を決定するために該出力信号を解析することとを備えている方法。２１．請求項１８に記載の方法であって、更に、前記変換器の真の動作特性を所定の特性に変換することによって、線形ゲインフェーズ周波数ひずみを補正するために事後信号処理を行うことを備え、フェーズシフトはゼロとされ、ゲインは所定の周波数範囲内で一定であると想定される方法。２２．心拍数を評価するための方法であって、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを算出することと、信号を区別し、呼吸の調波を抑制するために、選択された振幅−周波数関数によって該パワースペクトラムを乗算することと、得られたパワースペクトラムを次式：によってオートコンボリューションすることと、所定の周波数範囲内のオートコンボルションの最大振幅値を決定することとから成る方法。２３．心臓サイクルを決定する方法であって、心臓サイクルのフロントを強調するためにバイオインピーダンス信号を濾過することと、濾過後に該パワースペクトラムの最初の５つの調波を解析することによって、該心臓サイクルの時間−振幅エンベロープを算出することと、算出された該時間−振幅エンベロープを比較することによって、前記心臓サイクルのフロントを選択することと、誤差欠陥を有するフロントを除外することとから成る方法。２４．干渉アーティファクトを有する心臓サイクルを消去するために、補正されたバイオインピーダンス信号から有効心臓サイクルを選択するための方法であって、複数の心臓サイクルの個々のサイクル内で、チェックポイントを参照することにより時間と振幅との関係を検知することと、複数の心臓サイクルの個々のサイクル間で、時間と振幅との関係を比較することと、複数の比較基準に基づき、アーティファクトの存在を示す選択された心臓サイクルを更に調べることとから成る方法。２５．請求項２４に記載の方法であって、更に、選択された心臓サイクルの個々のサイクルについて複数次元ベクトルを構成することと、該複数次元ベクトルと他の心臓サイクルの複数次元ベクトルとを比較することと、前の５０の有効心臓サイクル及びその他の候補心臓サイクルと比較したときに、近接ベクトルがないベクトルを有する心臓サイクルを除外することとを備えている方法。２６．測定されたバイオインピーダンス信号及び測定された心電図信号から、有効左心室駆出時間を求めるための方法であって、該測定されたバイオインピーダンス信号を濾過して、そこに含まれる呼吸の波形を抑制することと、前記測定された心電図信号を濾過することと、有効心臓サイクルを検知することと、前記バイオインピーダンス信号Y(x)の時間導関数を算出することと、時間導関数（ｄＺ／ｄｔ）_maxの最大値を決定することと、有効駆出開始時間（Ｓポイント）を決定することと、有効駆出完了時間（Ｔポイント）を決定することと、有効駆出開始時間と有効駆出完了時間との間の時間差として、有効左心室駆出時間（ＥＬＶＥＴ）を算出することとから成る方法。２７．請求項２６に記載の方法であって、有効駆出開始時間を決定することは、或る有効心臓サイクルにて、時間によって区分されるバイオインピーダンス信号の全体的な最大値を決定して、該最大値をポイントＡとして定めることと、心電図にて対応するポイントＡからポイントＳ_aまで時間を遡及することと、ポイントＡとポイントＳ_aの間にて、バイオインピーダンスの異常を調べることとを備え、該異常が認められない場合は、心臓サイクルはノイズとして除外され、異常が認められる場合は、ポイントＳ_bの右側にてこれに最も近接する異常を駆出開始時間Ｓとして選択し、それ以外の場合は、ポイントＳ_bの左側にてこれに最も近接する異常を駆出開始時間Ｓとして選択する方法。２８．請求項２７に記載の方法であって、有効駆出完了時間の決定は、ポイントＡの後で、時間によって微分されるバイオインピーダンス信号にて、第１の局所的最小値（Ｔ₁）及び第２の局所的最小値（Ｔ₂）を決定することと、第１の局所的最小値（Ｔ₁）及び第２の局所的最小値（Ｔ₂）のいずれかで、信号曲線の深さを解析することと、第２の局所的最小値（Ｔ₂）の深さが、第１の局所的最小値（Ｔ₁）の所定の分数値より大きい場合は、第２の局所的最小値（Ｔ₂）をＴ０として選択し、それ以外の場合はＴ₁をＴ₀として選択することと、Ｙ（ｘ）の第２の導関数によって形成される曲線のグラフにて、ポイントＴ₀ より前でこれに最も近接する局所的最小値として、Ｔポイントを識別することとを備えている方法。２９．請求項２８に記載の方法であって、Ｔ₁及びＴ₂の識別後であってＴポイントの識別前、更にＴ₁及びＴ₂の相対振幅に関わらず、電子心電図信号のＴ波の後縁を検知することと、Ｔ₁又はＴ₂がＴ波の後縁範囲より外側にあるか否かを決定することと、Ｔ₁又はＴ₂がＴ波の後縁範囲より外側にある場合は、Ｔ₁及びＴ₂の範囲の外側にある方をＴ₀として選択することを備えている方法。３０．請求項２７に記載の方法であって、異常は、ｄＺ／ｄｔのゼロとの交点（Ｑポイント）、ｄＺ／ｄｔの局所的最小値、及びバイオインピーダンス信号の第３の時間導関数ｄ³Ｚ／ｄ³ｔにおける局所的最大値とから成る群より選択される方法。３１．患者の心拍動一回拍出量を測定する方法であって、比血液抵抗率Ｐを決定することと、患者に適用された２つのバイオインピーダンス電極の間の距離Ｌを測定することと、ベース胸部インピーダンスＺ₀を決定することと、ＥＬＶＥＴを決定することと、血流によるインピーダンス変化ΔＺを決定することと、次式： SV=K・P・(L/Z_η)^θ・ΔZ に従い、心拍動一回拍出量ＳＶを算出することとを備え、Ｋは患者の体格に関連する新規のスケール係数である方法。３２．請求項３１に記載の方法であって、更に、Ｋを次式： SCHEST=(PCHEST^θ+(PNECK・PCHEST)+PNECK^θ)/12π によって算出することを備えている方法。３３．請求項３２に記載の方法であって、Ｋ₀，Ｋ₁，Ｋ₂及びＫ₃は性別及び年齢に依存し、以下の範囲内：にある方法。３４．請求項３１に記載の方法であって、ΔＺを決定することは、ＥＣＧ信号のＱＲＳ波の開始を同定して、これをポイントＱと定めることと、ポイントＳ，Ｚ_sにてインピーダンスを決定することと、ポイントＱ，Ｚ_Qにてインピーダンスを決定することと、ポイントＳとポイントＱの間のインピーダンスの差Ｚ_s-qを算出することと、以下の式： ΔZ=(dZ/dt)_Π・ELVET+Z_s-q に従ってΔＺを評価することとを備えている方法。３５．バイオインピーダンス信号にて呼吸の波形を抑制するための方法であって、信号のフーリエ変換を行うことと、算出された信号スペクトラムで、心臓サイクルの第１及び第２の周波数調波を同定することと、各調波の幅を評価することと、第１の周波数調波の範囲内にある調波を除き、第２の調波の低い方の限界に満たない周波数調波を抑制することと、信号の逆フーリエ変換を演算することとから成る方法。３６．検知された胸部バイオインピーダンス及び心電図の指示値を用いて、血行力学的パラメータを非侵襲性でモニターするためのシステムであって、指示値を表すアナログ信号を提供するために、患者における該胸部インピーダンス及び心電図の指示値を検知するための電極配置と、該アナログ信号に関連する誤差を補正するための手段と、該補正されたアナログ信号をデジタル信号に変換するための手段と、心拍数の評価、前記バイオインピーダンス信号の呼吸波形の抑制、心臓サイクルの認識、チェックポイントの配置、アーティファクトを有さない心臓サイクルの選択のうちの少なくとも１つを行うために、該デジタル信号を処理するための手段とから成るシステム。３７．請求項３６に記載のシステムであって、前記アナログ信号に関連する誤差を補正するための手段は、バイオインピーダンスを測定するために、入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）を登録するための手段と、心電図を測定するために、入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）を登録するための手段と、バイオインピーダンス入力アナログ装置で、一定時間、時間に対する関数としてバイオインピーダンスを計測して、バイオインピーダンス信号を生成するための手段と、心電図入力アナログ装置で、一定時間、時間に対する関数として心電図を計測して、心電図（ＥＣＧ）信号を生成するための手段と、前に登録したＧＰＦ特性に基づき、バイオインピーダンス信号のひずみを補正する手段と、前に登録したＧＰＦ特性に基づき、心電図信号のひずみを補正する手段とから成るシステム。３８．請求項３７に記載のシステムであって、前記処理するための手段は、一定時間における前記心電図信号の各心臓サイクルに関連する有効ＱＲＳ波を決定する手段と、該有効ＱＲＳ波にチェックポイントを配置するための手段と、心拍数を評価するために、前記ＥＣＧ信号及び前記補正されたバイオインピーダンス信号のうちの一方を処理する手段と、補正されたバィオインピーダンス信号を時間によって変化させる手段と、一定時間における該時間によって区分されるバイオインピーダンス信号の各心臓サイクルについてのチェックポイントを決定する手段と、対応するＱＲＳチェックポイントに関連して、該時間によって区分されるバイオインピーダンスチェックポイントを用いて、有効左心室駆出時間（ＥＬＶＥＴ）を決定することと、対応するＱＲＳチェックポイントに関連して、該時間によって微分されるバイオインピーダンスチェックポイントを用いて、新規の補正係数Ｚ_s-qを決定することとから成るシステム。３９．請求項３７に記載のシステムであって、患者の体格、性別及び示される心臓拍動波形の特徴に対応して、心拍動一回拍出量を算出するための手段を備えているシステム。４０．請求項３９に記載のシステムであって、前記拍動容量算出手段は、前記ＥＬＶＥＴ、時間によって微分される最大バイオインピーダンス（ｄＺ／ｄｔ）_max、比血液抵抗率（Ｐ）、バイオインピーダンスアナログ入力装置の２つのバイオインピーダンス電圧感知電極の間の距離（Ｌ）、ベースラインバイオインピーダンス（Ｚ₀）、前記補正係数Ｚ_s-q、及び新規スケール係数（Ｋ）の関数として、心拍動一回拍出量を算出するための手段を備えているシステム。４１．請求項４０に記載のシステムであって、前記心拍数の評価値によって算出された心拍動一回拍出量から、心拍出量を算出するための手段を備えているシステム。４２．請求項３７に記載のシステムであって、前記バイオインピーダンス入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性を登録するための手段は、前記バイオインピーダンスの検知にて用いられる変換器のフェーズ周波数及びゲイン周波数特性を、該検知にて該装置を使用する前に決定する手段を備えているシステム。４３．請求項３７に記載のシステムであって、測定されたバイオインピーダンス信号の前記補正手段は、前記変換器のアウトプットのひずみを除去するために、前記測定されたバイオインピーダンスのデジタル濾過及びフェーズ補正とを行う手段を備えているシステム。４４．請求項３７に記載のシステムであって、前記心電図入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性を登録するための装置は、前記心電図の検知にて用いられる変換器のフェーズ周波数及びゲイン周波数特性を、該検知にて該装置を使用する前に決定する手段を備えているシステム。４５．請求項３７に記載のシステムであって、測定された心電図信号の前記補正手段は、前記変換器の出力のひずみを除去するために、前記測定された心電図のデジタル濾過及びフェーズ補正とを行う手段を備えているシステム。４６．請求項３６に記載のシステムであって、前記処理手段は、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを用いること及び該パワースペクトラムのオートコンボリューション（auto-convolution）機能を用いて心拍数を評価すベク適応されているシステム。４７．請求項３６に記載のシステムであって、前記心拍数評価は、心電図信号を処理することを備えているシステム。４８．請求項３７に記載のシステムであって、測定されたバイオインピーダンス信号の前記補正手段は、パワースペクトラムの望ましくない成分を除去し、回復された形態のバイオインピーダンス信号を生成するために、呼吸の波形を抑制するように適応されているシステム。４９．請求項３８に記載のシステムであって、前記有効ＱＲＳ波を決定する手段は、ピークの振幅のフロント（Ｅ₁）及びバック（Ｅ₂）から、一定時間に心電図にて測定された全てのピークの分布を決定し、（Ｅ₁，Ｅ₂）振幅エンベロープを算出し、エンベロープの外側にある全てのピークを除外するように適応されているシステム。５０．請求項４２に記載のシステムであって、前記変換器フェーズ周波数及びゲイン周波数の特性決定手段は、約０．２オームのピークピークのインピーダンス及び約１００〜２００オームまでのベースラインインピーダンスを有する高精度の洞様毛細血管（sinusoidal ）インピーダンス信号を生成し、該洞様毛細血管（sinusoidal）インピーダンス信号を前記変換器に接続し、該変換器からの出力を測定し、所定の周波数範囲における該変換器のゲインフェーズ周波数特性を算出するように適応されているシステム。５１．請求項５０に記載のシステムであって、更に、フォトレジスタ、フォトエミッタ、電源及びアナログ−デジタル−アナログコンピュータインターフェースを備えた電圧からインピーダンスへの変換器を用いて、高精度な洞様毛細血管（ sinusoidal）インピーダンス信号を生成する手段を備えているシステム。５２．請求項５１に記載のシステムであって、更に、前記インターフェースを介して所定の振幅及び周波数範囲を有する一対のテスト信号を生成し、該変圧器から出力信号を検知し、前記フェーズ周波数特性及び前記ゲイン周波数特性を決定するために該出力信号を解析するための手段を備えているシステム。５３．請求項５０に記載のシステムであって、更に、前記変換器の真の動作特性を所定の特性に変換することによって、線形ゲインフェーズ周波数ひずみを補正するために事後信号処理を行うための手段を備え、フェーズシフトはゼロとされ、ゲインは所定の周波数範囲内で一定であると想定されるシステム。５４．請求項３６に記載のシステムであって、前記処理手段は、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを算出することと、信号を区別し、呼吸の調波を抑制するために、選択された振幅−周波数関数によって該パワースペクトラムを乗算することと、得られたパワースペクトラムを次式：によってオートコンボリューションすることと、所定の周波数範囲内のオートコンボルションの最大振幅値を決定することとによって、心拍数を評価するように適応されているシステム。５５．請求項３６に記載のシステムであって、前記処理手段は、心臓サイクルのフロントを強調するためにバイオインピーダンス信号を濾過することと、濾過後に該パワースペクトラムの最初の５つの調波を解析することによって、該心臓サイクルの時間−振幅エンベロープを算出することと、算出された該時間−幅エンベロープを比較することによって、前記心臓サイクルのフロントを選択することと、誤差欠陥を有するフロントを除外することとによって、心臓サイクルを認識するように適応されているシステム。５６．請求項３６に記載のシステムであって、前記処理手段は、複数の心臓サイクルの個々のサイクル内で、チェックポイントを参照することにより時間と振幅との関係を検知することと、複数の心臓サイクルの個々のサイクル間で、時間と振幅との関係を比較することと、複数の比較基準に基づき、アーティファクトの存在を示す選択された心臓サイクルを更に調べることとによって、干渉アーティファクトを有する心臓サイクルを消去するために、補正されたバイオインピーダンス信号から有効心臓サイクルを選択するように適応されているシステム。５７．請求項５６に記載のシステムであって、前記処理手段は更に、選択された心臓サイクルの個々のサイクルについて複数次元ベクトルを構成し、該複数次元ベクトルと他の心臓サイクルの複数次元ベクトルとを比較し、更に前の５０の有効心臓サイクル及びその他の候補心臓サイクルと比較したときに、近接ベクトルがないベクトルを有する心臓サイクルを除外するように適応されているシステム。５８．請求項３８に記載のシステムであって、前記処理手段は、該測定されたバイオインピーダンス信号を濾過して、そこに含まれる呼吸の波形を抑制することと、前記測定された心電図信号を濾過することと、有効心臓サイクルを検知することと、前記バイオインピーダンス信号Y(x)の時間導関数を算出することと、時間導関数（ｄｚ／ｄｔ）_maxの最大値を決定することと、有効駆出開始時間（Ｓポイント）を決定することと、有効駆出完了時間（Ｔポイント）を決定することと、有効駆出開始時間と有効駆出完了時間との間の時間差として、有効左心室駆出時間（ＥＬＶＥＴ）を算出することとによって、測定されたバイオインピーダンス信号及び測定された心電図信号から、有効左心室駆出時間を求めるように適応されているシステム。５９．請求項５８に記載のシステムであって、有効駆出開始時間を決定することは、或る有効心臓サイクルにて、時間によって区分されるバイオインピーダンス信号の全体的な最大値を決定して該最大値をポイントＡとして定めることと、心電図にて対応するポイントＡからポイントＳ_aまで時間を遡及することと、ポイントＡとポイントＳ_aの間にて、バイオインピーダンスの異常を調べることとによって実行され、該異常が認められない場合は、心臓サイクルはノイズとして除外され、異常が認められる場合は、ポイントＳ_bの右側にてこれに最も近接する異常を駆出開始時間Ｓとして選択し、それ以外の場合は、ポイントＳ_bの左側にてこれに最も近接する異常を駆出開始時間Ｓとして選択するシステム。６０．請求項５９に記載のシステムであって、有効駆出完了時間の決定は、ポイントＡの後で、時間によって区分されるバイオインピーダンス信号にて、第１の局所的最小値（Ｔ₁）及び第２の局所的最小値（Ｔ₂）を決定することと、第１の局所的最小値（Ｔ₁）及び第２の局所的最小値（Ｔ₂）のいずれかで、信号曲線の深さを解析することと、第２の局所的最小値（Ｔ₂）の深さが、第１の局所的最小値（Ｔ₁）の所定の分数値より大きい場合は、第２の局所的最小値（Ｔ₂）をＴ₀として選択し、それ以外の場合はＴ₁をＴ₀として選択することと、Ｙ（ｘ）の第２の導関数によって形成される曲線のグラフにて、ポイントＴ。より前でこれに最も近接する局所的最小値として、Ｔポイントを識別することとによって実行されるシステム。６１．請求項６０に記載のシステムであって、Ｔ₁及びＴ₂の識別後であってＴポイントの識別前には、Ｔ₁及びＴ₂の相対振幅に関わらず、前記処理手段は更に、電子心電図信号のＴ波の後縁を検知し、Ｔ₁又はＴ₂がＴ波の後縁範囲より外側にあるか否かを決定し、Ｔ₁又はＴ₂がＴ波の後縁範囲より外側にある場合は、Ｔ₁及びＴ₂の範囲の外側にある方をＴ₀として選択するように適応されているシステム。６２．請求項５９に記載のシステムであって、異常は、ｄＺ／ｄｔのゼロとの交点（Ｑポイント）、ｄＺ／ｄｔの局所的最小値、及びバイオインピーダンス信号の第３の時間導関数ｄ³Ｚ／ｄ³ｔにおける局所的最大値とから成る群より選択されるシステム。６３．請求項３９に記載のシステムであって、前記処理手段は、比血液抵抗率Ｐを決定することと、患者に適用された２つのバイオインピーダンス電極の間の距離Ｌを測定することと、ベース胸部インピーダンスＺ_ηを決定することと、ＥＬＶＥＴを決定することと、血流によるインピーダンス変化ΔＺを決定することと、次式： SV=K・P・(L/Z_η)^θ・ΔZ に従い、心拍動一回拍出量ＳＶを算出することとによって、前記患者の心拍動拍出量を測定するように適応されているとともに、Ｋは患者の体格に関連する新規のスケール係数であるシステム。６４．請求項６３に記載のシステムであって、更に、次式： SCHEST=(PCHEST^θ+(PNECK・PCHEST)+PNECK^θ)/12π が成立するシステム。６５．請求項６４に記載のシステムであって、Ｋ０，Ｋ１，Ｋ２及びＫ３は性別及び年齢に依存し、以下の範囲内：にあるシステム。６６．請求項６３に記載のシステムであって、ΔＺは、ＥＣＧ信号のＱＲＳ波の開始を同定して、これをポイントＱと定めることと、ポイントＳ，Ｚ_aにてインピーダンスを決定することと、ポイントＱ，Ｚ_qにてインピーダンスを決定することと、ポイントＳとポイントＱの間のインピーダンスの差Ｚ_s-qを算出することと、以下の式： ΔZ=(dZ/dt)_Π-ELVET+Z_s-q に従って評価することとによって決定されるシステム。６７．請求項３６に記載のシステムであって、前記処理手段は、信号のフーリエ変換を行うことと、算出された信号スペクトラムで、心臓サイクルの第１及び第２の周波数調波を同定することと、各調波の幅を評価することと、第１の周波数調波の範囲内にある調波を除き、第２の調波の低い方の限界に満たない周波数調波を抑制することと、信号の逆フーリエ変換を演算することとによって、呼吸のアーティファクトを抑制するよう適応されているシステム。６８．請求項６７に記載のシステムであって、前記電気配置は、被検者の頭上に配置された上部作用電極と、被検者の左下肢に配置された下部作用電極と、被検者の頸部に配置された一対の上部検知電極と、被検者の胴体に配置された一対の下部検知電極とから成るシステム。６９．請求項６８に記載のシステムであって、前記電極配置の配置方法は更に、被検者の額に配置された上部作用電極と、被検者の左膝の広い領域に配置された下部作用電極と、被験者の頸部に配置された一対の上部検知電極と、被検者の胸部の両側に横方向に配置された一対の下部検知電極とから成るシステム。７０．請求項６９に記載のシステムであって、前記上部作用電極は、前記被検者の額の垂直方向及び水平方向の中央線上での配向のためにスポット電極を備えているシステム。７１．請求項６８又は請求項６９に記載のシステムであって、前記下部作用電極はスポット電極を備え、該スポット電極の配置はＬ＜５Ｒの関係を満たしており、Ｌは前記上部作用電極と前記下部作用電極の間の垂直方向の距離であると共に、Ｒは前記被検者胸部の半径であるシステム。７２．請求項６８、請求項６９又は請求項７０に記載のシステムであって、前記上部検知電極は、前記被検者頸部の基部から約４センチメートル上がった位置の水平線に沿って、該被検者頸部の両側に対称的に配向された一対のスポット電極から成るシステム。７３．請求項６９、請求項７０、請求項７１又は請求項７２に記載のシステムであって、前記下部検知電極は更に、一対の電極アセンブリを備え、各電極アセンブリは、ほぼ剣状プロセスレベルにて、前記被検者胸部の両側で横方向に配向された、約１２〜約３０平方センチメートルの接触面を有するシステム。７４．請求項７３に記載のシステムであって、各アセンブリは更に４つのスポット電極を備え、各スポット電極は約４平方センチメートルの接触面を有し、各スポット電極は約５センチメートルの辺を有する正方形のコーナーの中央に配置され該アセンブリの４つの全スポット電極は電気的に相互接続されているシステム。７５．請求項７４に記載のシステムであって、各アセンブリの頂部スポット電極は被検者の剣状プロセスレベルに配置されているシステム。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ベリァエフ、コンスタンチンエル. ロシア連邦国 125565 モスクワフェスチヴァリナヤエステー．５アーペーペー 115 (72)発明者モロゾフアレキサンドルアー. ロシア連邦国 129642 モスクワデズネバステー．６ベーエルデー．２アーペーペー 127 (72)発明者ヨン、ウェンエイチ. シンガポール国 546628 シンガポールポーフワトドライブ 43

Claims

【特許請求の範囲】１．検知された胸管バイオインピーダンス信号及び心電図から、被検者の心拍数、心拍動一回拍出量、及び心拍出量を決定するための装置であって、該胸部バイオインピーダンス信号及び該心電図を検知するための電極アレイを備えている装置。２．請求項１に記載の装置であって、被検者の頭上に配置された上部作用電極と、被検者の左下肢に配置された下部作用電極と、被検者の頸部に配置された一対の上部検知電極と、被検者の胴体に配置された一対の下部検知電極とから成る装置。３．請求項２に記載の装置であって、被検者の額に配置された上部作用電極と、被検者の左膝の広い領域に配置された下部作用電極と、被検者の頸部に配置された一対の上部検知電極と、被検者の胸部の両側に横方向に配置された一対の下部検知電極とから成る装置。４．請求項３に記載の装置であって、前記上部作用電極は、前記被検者の額の垂直方向及び水平方向の中央線上での配向のためにスポット電極を備えている装置。５．請求項３に記載の装置であって、前記下部作用電極はスポット電極を備え、該スポット電極の配置はＬ＜５Ｒの関係を満たしており、Ｌは前記上部作用電極と前記下部作用電極の間の垂直方向の距離であると共に、Ｒは前記被検者胸部の半径である装置。６．請求項３に記載の装置であって、前記上部検知電極は、前記被検者頸部の基部から約４センチメートル上がった位置の水平線に沿って、該被検者頸部の両側に対称的に配向された一対のスポット電極から成る装置。７．請求項３に記載の装置であって、前記下部検知電極は更に、一対の電極アセンブリを備え、各電極アセンブリは、ほぼ剣状プロセスレベルにて、前記被検者胸部の両側で横方向に配向された、約１２〜約３０平方センチメートルの接触面を有する装置。８．請求項７に記載の装置であって、各アセンブリは更に４つのスポット電極を備え、各スポット電極は約４平方センチメートルの接触面を有し、各スポット電極は約５センチメートルの辺を有する正方形のコーナーの中央に配置され該アセンブリの４つの全スポット電極は電気的に相互接続されている装置。９．請求項８に記載の装置であって、各アセンブリの頂部スポット電極は被検者の剣状プロセスレベルに配置されている装置。１０．心拍数、心拍動一回拍出量、及び心拍出量を求めるためにバイオインピーダンス信号及び心電図を処理するための方法において、バイオインピーダンスの計測のために、入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性を登録することと、心電図の計測のために、入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性を登録することと、バイオインピーダンス入力アナログ装置で、一定時間、時間に対する関数としてバイオインピーダンスを計測して、バイオインピーダンス信号を生成することと、心電図入力アナログ装置で、一定時間、時間に対する関数として心電図を計測して、心電図（ＥＣＧ）信号を生成することと、前に登録したＧＰＦ特性に基づき、バイオインピーダンス信号のひずみを補正することと、前に登録したＧＰＦ特性に基づき、心電図信号のひずみを補正することと、一定時間における前記心電図信号の各心臓サイクルに関連する有効ＱＲＳ波を決定することと、該有効ＱＲＳ波にチェックポイントを配置することと、心拍数を評価するために、前記ＥＣＧ信号及び前記補正されたバイオインピーダンス信号のうちの一方を処理することと、補正されたバイオインピーダンス信号を時間によって微分することと、一定時間における該時間によって微分されるバイオインピーダンス信号の各心臓サイクルについてのチェックポイントを決定することと、対応するＱＲＳチェックポイントに関連して、該時間によって区分されるバイオインピーダンスチェックポイントを用いて、有効左心室駆出時間（ＥＬＶＥＴ）を決定することと、対応するＱＲＳチェックポイントに関連して、該時間によって区分されるバイオインピーダンスチェックポイントを用いて、新規の補正係数Ｚ_s-qを決定することと、前記ＥＬＶＥＴ、時間によって区分される最大バイオインピーダンス（ｄＺ／ｄｔ）ｍａｘ、比血液抵抗率（Ｐ）、バイオインピーダンスアナログ入力装置の２つのバイオインピーダンス電圧感知電極の間の距離（Ｌ）、ベースラインバイオインピーダンス（Ｚ０）、前記補正係数Ｚ_s-q、及び新規スケール係数（Ｋ）の関数として、心拍動一回拍出量を算出することと、該心拍動一回拍出量を前記心拍数で乗算することにより心拍出量を算出することとから成る方法。１１．請求項１０に記載の方法であって、前記バイオインピーダンス入力アナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特の前記登録は、前記バイオインピーダンスの検知にて用いられる変換器のフェーズ周波数及びゲイン周波数特性を、該検知にて該装置を使用する前に登録することを備えている方法。１２．請求項１０に記載の方法であって、測定されたバイオインピーダンス信号の前記補正は、前記変換器の出力のひずみを除去するために、前記測定されたバイオインピーダンスのデジタル濾過及びフェーズ補正とを備えている方法。１３．請求項１０に記載の方法であって、前記心電図インプットアナログ装置のゲインフェーズ周波数（ＧＰＦ）特性の前記登録は、前記心電図の検知にて用いられる変換器のフェーズ周波数及びゲイン周波数特性を、該検知にて該装置を使用する前に決定することを備えている方法。１４．請求項１０に記載の方法であって、測定された心電図信号の前記補正は、前記変換器のアウトプットのひずみを除去するために、前記測定された心電図のデジタル濾過及びフェーズ補正とを備えている方法。１５．請求項１０に記載の方法であって、前記心拍数評価は、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを用いること及び該パワースペクトラムのオートコンボリューション（auto-convolution）機能を用いることを備えている方法。１６．請求項１０に記載の方法であって、前記心拍数評価は、心電図信号を処理することを備えている方法。１７．請求項１２に記載の方法であって、測定されたバイオインピーダンス信号の前記補正は、更に、パワースペクトラムの望ましくない成分を除去し、回復された形態のバイオインピーダンス信号を生成するために、呼吸の波形を抑制することを備えている方法。１８．請求項１０に記載の方法であって、前記有効ＱＲＳ波決定は、ピークの振幅のフロント（Ｅ₁）及びバック（Ｅ₂）から、一定時間に心電図にて測定された全てのピークの分布を決定し、（Ｅ₁，Ｅ₂）振幅エンベロープを算出し、エンベロープの外側にある全てのピークを除外することを備えている方法。１９．請求項１１に記載の方法であって、前記変換器フェーズ周波数及びゲイン周波数の特性決定は、約０．２オームのピークピークのインピーダンス及び約１００〜２００オームまでのベースラインインピーダンスを有する高精度の正弦波（sinusoidal）インピーダンス信号を生成することと、該正弦波インピーダンス信号を前記変換器に接続することと、該変換器からのアウトプットを測定することと、所定の周波数範囲における該変換器のゲインフェーズ周波数特性を算出することとを備えている方法。２０．請求項１９に記載の方法であって、更に、フォトレジスタ、フォトエミッタ、電源及びアナログ−デジタル−アナログコンピュータインターフェースを有する電圧からインピーダンスへの変換器を用いて、高精度正弦波（sinusoidal）インピーダンス信号を生成することを備えている方法。２１．請求項２０に記載の方法であって、更に、前記インターフェースを介して所定の振幅及び周波数範囲を有する一対のテスト信号を生成することと、該変圧器から出力信号を検知することと、前記フェーズ周波数特性及び前記ゲイン周波数特性を決定するために該出力信号を解析することとを備えている方法。２２．請求項１９に記載の方法であって、更に、前記変換器の真の動作特性を所定の特性に変換することによって、線形ゲインフェーズ周波数ひずみを捕正するために事後信号処理を行うことを備え、フェーズシフトはゼロとされ、ゲインは所定の周波数範囲内で一定であると想定される方法。２３．心拍数を評価するための方法であって、バイオインピーダンス信号のパワースペクトラムを算出することと、信号を微分し、呼吸の調波を抑制するために、選択された振幅−周波数関数によって該パワースペクトラムを乗算することと、得られたパワースペクトラムを次式：によってオートコンボリューションすることと、所定の周波数範囲内のオートコンボリューションの最大振幅値を決定することとから成る方法。２４．心臓サイクルを決定する方法であって、心臓サイクルのフロントを強調するためにバイオインピーダンス信号を濾過することと、濾過後に該パワースペクトラムの最初の５つの調波を解析することによって、該心臓サイクルの時間−振幅エンベロープを算出することと、算出された該時間−振幅エンベロープを比較することによって、前記心臓サイクルのフロントを選択することと、過誤欠陥を有するフロントを除外することとから成る方法。２５．干渉アーティファクトを有する心臓サイクルを消去するために、補正されたバイオインピーダンス信号から有効心臓サイクルを選択するための方法であって、複数の心臓サイクルの個々のサイクル内で、チェックポイントを参照することにより時間と振幅との関係を検知することと、複数の心臓サイクルの個々のサイクル間で、時間と振幅との関係を比較することと、複数の比較基準に基づき、アーティファクトの存在を示す選択された心臓サイクルを更に調べることとから成る方法。２６．請求項２５に記載の方法であって、更に、選択された心臓サイクルの個々のサイクルについて複数次元ベクトルを構成することと、該複数次元ベクトルと他の心臓サイクルの複数次元ベクトルとを比較することと、前の５０の有効心臓サイクル及びその他の候補心臓サイクルと比較したときに、近接ベクトルがないベクトルを有する心臓サイクルを除外することとを備えている方法。２７．測定されたバイオインピーダンス信号及び測定された心電図信号から、有効左心室駆出時間を求めるための方法であって、該測定されたバイオインピーダンス信号を濾過して、そこに含まれる呼吸の波形を抑制することと、前記測定された心電図信号を濾過することと、有効心臓サイクルを検知することと、前記バイオインピーダンス信号Y(x)の時間導関数を算出することと、時間導関数（ｄＺ／ｄｔ）_maxの最大値を決定することと、有効駆出開始時間（Ｓポイント）を決定することと、有効駆出完了時間（Ｔポイント）を決定することと、有効駆出開始時間と有効駆出完了時間との間の時間差として、有効左心室駆出時間（ＥＬＶＥＴ）を算出することとから成る方法。２８．請求項２７に記載の方法であって、有効駆出開始時間を決定することは、或る有効心臓サイクルにて、時間によって微分されるバイオインピーダンス信号の全体的な最大値を決定して、該最大値をポイントＡとして定めることと、心電図にて対応するポイントＡからポイントＳ_aまで時間を遡及することと、ポイントＡとポイントＳ_aの間にて、バイオインピーダンスの異常を調べることとを備え、該異常が認められない場合は、心臓サイクルはノイズとして除外され、異常が認められる場合は、ポイントＳ_bの右側にてこれに最も近接する異常を駆出開始時間Ｓとして選択し、それ以外の場合は、ポイントＳ_bの左側にてこれに最も近接する異常を駆出開始時間Ｓとして選択する方法。２９．請求項２８に記載の方法であって、有効駆出完了時間の決定は、ポイントＡの後で、時間によって区分されるバイオインピーダンス信号にて、第１の局所的最小値（Ｔ₁）及び第２の局所的最小値（Ｔ₂）を決定することと、第１の局所的最小値（Ｔ₁）及び第２の局所的最小値（Ｔ₂）のいずれかで、信号曲線の深さを解析することと、第２の局所的最小値（Ｔ₂）の深さが、第１の局所的最小値（Ｔ₁）の所定の分数値より大きい場合は、第２の局所的最小値（Ｔ₂）をＴ₀として選択し、それ以外の場合はＴ₁をＴ₀として選択することと、Ｙ（ｘ）の第２の導関数によって形成される曲線のグラフにて、ポイントＴ₀ より前でこれに最も近接する局所的最小値として、Ｔポイントを識別することとを備えている方法。３０．請求項２９に記載の方法であって、Ｔ₁及びＴ₂の識別後であってＴポイントの識別前、更にＴ₁及びＴ₂の相対振幅に関わらず、電子心電図信号のＴ波の後縁を検知することと、Ｔ₁又はＴ₂がＴ波の後縁範囲より外側にあるか否かを決定することと、Ｔ₁又はＴ₂がＴ波の後縁範囲より外側にある場合は、Ｔ₁及びＴ₂の範囲の外側にある方をＴ₀として選択することを備えている方法。３１．請求項２８に記載の方法であって、異常は、ｄＺ／ｄｔのゼロとの交点（Ｑポイント）、ｄＺ／ｄｔの局所的最小値、及びバイオインピーダンス信号の第３の時間導関数ｄ³Ｚ／ｄ³ｔにおける局所的最大値とから成る群より選択される方法。３２．患者の一回拍出量を測定する方法であって、比血液抵抗率Ｐを決定することと、患者に適用された２つのバイオインピーダンス電極の間の距離Ｌを測定することと、ベース胸部インピーダンスＺ₀を決定することと、ＥＬＶＥＴを決定することと、血流によるインピーダンス変化ΔＺを決定することと、次式： SV=K・P・(L/Z₀)²・ΔZ に従い、一回拍出量ＳＶを算出することとを備え、Ｋは患者の体格に関連する新規のスケール係数である方法。３３．請求項３２に記載の方法であって、更に、Ｋを次式： SCHEST=(PCHEST²+PNECK・PCHEST＋PNECK²)/12π によって算出することを備えている方法。３４．請求項３３に記載の方法であって、Ｋ₀，Ｋ₁，Ｋ₂及びＫ₃は性別及び年齢に依存し、以下の範囲内：にある方法。３５．請求項３２に記載の方法であって、ΔＺを決定することは、ＥＣＧ信号のＱＲＳ波の開始を同定して、これをポイントＱと定めることと、ポイントＳ，Ｚ_sにてインピーダンスを決定することと、ポイントＱ，Ｚ_qにてインピーダンスを決定することと、ポイントＳとポイントＱの間のインピーダンスの差Ｚ_s-qを算出することと、以下の式： ΔZ=(dZ/dt)_max・ELVET+Z_s-q に従ってΔＺを評価することとを備えている方法。３６．バイオインピーダンス信号にて呼吸の波形を抑制するための方法であって、信号のフーリエ変換を行うことと、算出された信号スペクトラムで、心臓サイクルの第１及び第２の周波数調波を同定することと、各調波の幅を評価することと、第１の周波数調波の範囲内にある調波を除き、第２の調波の低い方の限界に満たない周波数調波を抑制することと、信号の逆フーリエ変換を演算することとから成る方法。