JP2000516497A - 安定したインピーダンスによる脈波検査のための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 皮膚電極電極接触抵抗のドリフトに比較的に影響を受けないインピーダンス脈波検査のための方法及び装置を提供する。この方法は、生体上に第一及び第二の測定電極（１００、１０２）を配置し、この第一の測定電極（１００）の反対側に第一及び第二の基準電極（１０３、１０５）を、また、第二の測定電極（１０２）の反対側に第三及び第四の基準電極（１０４、１０６）を配置することによって、測定電気回路（１００、１０２、２００、３００）及び六つの参照電気回路、すなわち（２００、３００）と（１００、１０３）、（１００、１０５）、（１０３、１０５）、（１０２、１０４）、（１０２、１０６）あるいは（１０４、１０６）の一つを構成し、測定回路の第一の電気インピーダンス、第一の測定電極、第一の基準電極及び第二の基準電極を含む三つの参照回路の第二、第三及び第四の電気インピーダンス、そして第二の測定電極、第三の基準電極及び第四の基準電極を含む三つの参照回路の第五、第六及び第七の電気インピーダンスを測定し、第二、第三及び第四の電気インピーダンスに基づいて第一の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフト、そして第五、第六及び第七の電気インピーダンスに基づいて第二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフトを計算し、そして、第一の電気インピーダンスから第一及び第二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフトを減算することによって、生体内部のインピーダンスを計算する。

Description

【発明の詳細な説明】 安定したインピーダンスによる脈波検査のための方法及び装置発明の分野及び背景 本発明は、非観血的な医療用監視システムに関し、特に、生体の一部、肺ある いは脳等の内部電気インピーダンスの、時間経過に伴う変化をモニターするため の方法及び装置に関する。この方法及び装置は、皮膚から電極へのインピーダン スのドリフトに対して比較的に影響を受け難いという特徴がある。 多くの病気、特に心臓病では体液の蓄積が起こる。心臓病に関わる体液の蓄積 の重要な例としは、肺の急性水腫がある。体液には導電性があるため、その容量 の変化を、インピーダンス脈波検査の技術によって検出することができる。この 場合は、生体を横切って電流を発生させ、関連する電圧差を測定することによっ て、生体の一部の電気インピーダンスを測定する。例えば、犬を使った実験（R. V.Luepker et al.,American Heart Journal,Vol.85,No.1,pp83-93,January 1973 ）では、経胸郭の電気インピーダンスと、肺の体液量における変化との間には明 確な関係があることが示されている。発明の要約 本発明によれば、長時間に渡るモニタリングにおいて、皮膚から電極への抵抗 値のドリフトを補正しながら、生体の内部電気インピーダンスをモニターするた めの方法が提供される。この方法は次のステップからなる。（ａ）第一の電極と 第二の電極とを生体上に配置するステップ。なお、これら第一の電極及び第二の 電極は測定回路の一部を構成する。 （ｂ）生体上における第一の電極のかなり近くに第三の電極を配置するステップ 。なお、第一の電極及び第三の電極は参照回路の一部を構成する。（ｃ）モニタ リング中に少なくとも二度、（ｉ）測定回路の第一の電気インピーダンスを測定 し、（ｉｉ）参照回路の第二の電気インピーダンスを測定するステップ。図面の簡単な説明 本発明を、次の添付図面を参照しながら実施例を介して、ここに説明する。 図１は、肺水腫をモニターするために用いる、本発明の装置の好適実施例の概 要図である。 図２は、図１に示す装置を、脳浮腫をモニターするために用いた部分的な概要 図である。 図３は、図１に示す装置の好適実施例における信号処理の、概略的なブロック 図である。 図４Ａは、モニタリングの初めにおける電圧及び電流の概略的なプロットであ る。 図４Ｂは、かなりの体液の蓄積が始まるときの電圧及び電流の概略的なプロッ トである。 図４Ｃは、かなりの体液の減少が始まるときの電圧及び電流の概略的なプロッ トである。 図５は、本発明による装置のもう一つの好適実施例の概要図である。 図６は、図５に示す装置の概略的なブロック図である。 図７Ａは、図５に示す装置を、肺水腫をモニターするために用いた概要図であ る。 図７Ｂは、図５に示す装置を、脳浮腫をモニターするために用いた概 要図である。好適実施例の説明 本発明は、生体の電気インピーダンスをモニターするための方法及び装置に関 する。特に、本発明は、例えば、肺水腫あるいは脳浮腫等の水腫の徴候がある患 者をモニターするために用いることができる。 本発明による監視システムの原理及び作動については、図面及びその説明文か ら明確に理解することができる。 さて、図面を参照する。図１は、肺水腫をモニターするために用いる、本発明 の装置の好適実施例における電気回路を示す。患者１０の胸郭の反対側に各々第 一の測定電極２０と第二の測定電極２２とが配置され、患者１０の４肋間隙と鎖 骨中央ラインとが交差する点に電極２０が配置されている。電極２２は、電極２ ０の反対側、患者１０の背中に配置され、患者１０の胸郭上における電極２０の 近くに基準電極２４が配置されている。これらの電極には、図に示すように、交 流電源２８及び３０から全く同じ大きさの電流が供給されることが好ましいが、 択一的に、交流の共用電源を用いて、電極に電流を供給してもよい（図示せず） 。電源２８及び３０は、約１ｍＡから２ｍＡの電流を、約５０ｋＨｚから２００ ｋＨｚの周波数で供給することが好ましい。ここに用いる用語「周波数」は、周 期的な波形の基本的な周波数に言及し、本発明の範囲は、例えば、方形波等の周 期的な波形の交流も含み、正弦的に変化する電流だけに限るものではない。基準 電極２４に直列に可変抵抗器２６があり、患者１０、電極２０及び２２そして電 流源３０が測定回路を構成し、患者１０、電極２０及び２４、可変抵抗器２６そ して電流源２８が参照回路を構成する。測定回路の（生体の全インピーダンスに 比例する）電圧降下ＶＭ、そして参照回路の電圧降下ＶＲを測定するために、各 々 電圧測定手段３２及び３４が設けられている。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】平成１１年４月８日（１９９９．４．８） 【補正内容】 明細書 安定したインピーダンスによる脈波検査のための方法及び装置 発明の分野及び背景 本発明は、非観血的な医療用監視システムに関し、特に、生体の一部、肺ある いは脳等の内部電気インピーダンスの、時間経過に伴う変化をモニターするため の方法及び装置に関する。この方法及び装置は、皮膚から電極へのインピーダン スのドリフトに対して比較的に影響を受け難いという特徴がある。 多くの病気、特に心臓病では体液の蓄積が起こる。心臓病に関わる体液の蓄積 の重要な例としは、肺の急性水腫がある。体液には導電性があるため、その容量 の変化を、インピーダンス脈波検査の技術によって検出することができる。この 場合は、生体を横切って電流を発生させ、関連する電圧差を測定することによっ て、生体の一部の電気インピーダンスを測定する。例えば、犬を使った実験（R. V.Luepker et al.,American Heart Journal,Vol.85,No.1,pp 83-93,January 197 3）では、経胸腔的電気インピーダンスと、肺の体液量における変化との間には 明確な関係があることが示されている。 生体の一側面に一つずつ、二つの電極を用いて生体内における液体の量をモニ ターすることは、本技術においては既知であるが、この方法は、皮膚から電極へ の接触層抵抗にドリフトが生じるため、長期のモニタリングには不適当であるこ とが知られている。このドリフトは、数時間が経過するとき、汗からイオンが生 じること、電極の電解ペーストが皮膚に染み込むこと、そして表皮が濡れること から生じる。この問題を克服 するための方法がクビセク氏ら（Kubicek）によって開発された。（ニューヨー ク科学アカデミーの年報１９７０、170(2):724-32及びＲｅ３０，１０１として 再発行された米国特許第３,３４０,８６７号）。これに関連するものとして、ア スリカン氏（Asrican）（米国特許第３,８７４,３６８号）、スミス氏（米国特 許第３,９７１,３６５号）、マツオ氏（Matsuo）（米国特許第４,１１６,２３１ 号）そしてイトウ氏（Itoh）（米国特許第４,２６９,１９５号）の米国特許があ る。クビセク氏らの方法は、四極の電極システムを用いるもので、外側に配置し た電極によって、胸を介する電流界を確立する。内電圧ピックアップ電極を、首 の根本に、そして横隔膜のレベルに、臨床的に可能な限り正確に配置する。この 方法は、電極間にある胸の全部分を、均一で平行な電流界が通過する固体円柱と 見なしている。しかしながら、このシステムは胸全体のインピーダンスを測定す るため、また電場の大部分は表面組織に集中するため、この方法は、肺内の液体 レベルを測定するのに十分に特化されたものではなく、体重１ｋｇにつき５０ｍ ｌと感度も低い（ベルマン氏及びシュッツ氏の外科手術の記録：Y.R.Berman,W.L .Schutz,Archives of Surgery,1971，Ｖ．102:61-64)。このような感度では、肺 水腫がない患者と、平均的な重症度の水腫がある患者との、インピーダンス値の 有意義な違いを得るには不十分であることが分かっている（フェイン氏らの冊子 ：A.Fein et al.，Circulation，1979,60(5):1156-60）。肺内の液体量の変化を 測定することに関する１９７９年の会議に関する報告（クリティカル医療1980， 8(12):752-9）の中で、スタウブ氏（N．C．Staub）及びホッグ氏（J．C．Hogg） は、胸部生体インピーダンスを測定するためのクビセク氏らの方法についての報 告に関する議論を要約している。彼らは、正常値の範囲があまりにも広過ぎる、 また、水腫が深刻な場合でさえも、この方法の感度は臨床的な観察及び放射線分 析による可能性よりも低いと結論づ けている。スタウブ氏（N．C．Staub）による６年後の論文（Chest．1986，90(4 ):588-94）に、この方法がまったく言及されていないことは、そのことを示唆す るものである。 肺内の液量を測定するためのもう一つの方法としては、セヴェリングハウス氏 の集束電極ブリッジ法がある（米国特許第３,７５０,６４９号）。この方法は、 左右の腋窩の領域上に胸部の両側面に位置する二つの電極を用いる。セヴェリン グハウス氏は、電場の一部が胸部の周りの表面組織に集中すると考えたため、胸 部を介して電場を集束させる特別な電極をデザインした。この方法は、上記の、 皮膚から電極への抵抗におけるドリフトの問題を解決するものではない。また、 大きな電極を必要とするために扱い難いという新たな問題がある。１９７９年の 会議についての、スタウブ氏及びホッグ氏による記事には、会議では、開発者が 出席していたにも拘わらず集束ブリッジ経胸腔的電気インピーダンス装置につい ての議論はなかったことを述べている。ミニアチ（M．Miniati）氏らの論評（Cr itical Care Medicine，1987，15(12):1 146-54）によれば、クビセク氏らの方 法及びセヴェリングハウス氏の方法は、「臨床的な設定で用いるには、感度、精 度及び再現性が不十分である」（１１４６頁）としている。 ツーレ（Toole）氏らの米国特許第３,８５１,６４１号は、二つの異なる周波 数においてインピーダンスを測定することによって、電極ドリフトの問題を扱っ ている。しかしながら、彼らの方法は、抵抗及び電気容量が周波数から独立して いると仮定する、生体に相当する単純な回路に基づいている。パセラ氏（Pacela ）の米国特許第３,８７１,３５９号は、生体の、例えば、左右の腕あるいは左右 の足等、二つの同等な部分を横切る二つのインピーダンスを測定し、これら二つ のインピーダンス間の比率をモニターすることによって、暗に電極ドリフトの問 題を扱ってい る。彼の方法は、対称でない肺等、あるいは体に一つしかない脳等の器官をモニ ターすることには適していない。生体の一部のインピーダンスを測定するための 、他の顕著な最近の研究としては、バイ氏ら（Bai：米国特許第４,４８６,８３ ５号）及びザデンクーチャク氏ら（Zadenkoochak：米国特許第５,４６５,７３０ 号）の断層撮影による方法及び装置がある。しかしながら、その説明によれば、 この断層撮影方法は、比較的に瞬間的な測定に基づいているため、電極ドリフト の影響がないというものである。この断層撮影方法が肺水腫の長期モニタリング のために用いられるとしたら、他の従来の技術による方法と同じように、この方 法も皮膚から電極へのインピーダンスのドリフトの問題に晒されるであろう。 したがって、電極ドリフトの影響を長期に渡って比較的に受け難いインピーダ ンス脈波検査のための方法及び装置の必要性が広く認められる。また、このよう な方法及び装置を得ることは非常に有利である。発明の要約 本発明によれば、長時間に渡るモニタリング期間中に、皮膚から電極への抵抗 ドリフトに対する補正を行って、生体の内部電気インピーダンスをモニターする 方法が提供される。この方法は次のステップからなる。（ａ）第一の電極と第二 の電極とを生体上に配置するステップ。なお、これら第一の電極及び第二の電極 は測定回路の一部を構成する。（ｂ）生体上における第一の電極のかなり近くに 第三の電極を配置するステップ。なお、第一の電極及び第三の電極は参照回路の 一部を構成する。（ｃ）モニタリング中に少なくとも二度、（ｉ）測定回路の第 一の電気インピーダンスを測定し、（ｉｉ）参照回路の第二の電気インピーダン スを測定するステップ。 本発明によれば、長時間に渡るモニタリング期間中に、皮膚電極抵抗ドリフト に対する補正を行って、生体の内部電気インピーダンスをモニターする方法が提 供される。この方法は次のステップからなる。（ａ）第一の電極と第二の電極と を生体上に配置するステップ。なお、第一の電極及び第二の電極は測定回路の一 部である。（ｂ）第一の電極にかなり隣接させて、第三の電極を生体上に配置す るステップ。なお、第一の電極及び第三の電極は参照回路の一部である。（ｃ） 第一の電極と第二の電極との間に交流を加えるステップ。（ｄ）第一の電極と第 三の電極との間に交流を加えるステップ。そして（ｅ）モニタリング期間中に少 なくとも二度、（ｉ）測定回路内の電圧差を表す第一の電圧信号を得、そして（ ｉｉ）参照回路内の電圧差を表す第二の電圧信号を得るステップ。 本発明によれば、（ａ）第一の電極と、（ｂ）第二の電極と、（ｃ）第三の電 極と、（ｄ）第一の電極、第二の電極、そして第一の電気インピーダンスを測定 するための第一のインピーダンス測定手段を含む測定電気回路と、そして（ｅ） 第一の電極、第三の電極、そして第二の電気インピーダンスを測定するための第 二のインピーダンス測定手段を含む参照電気回路とから構成されるインピーダン ス脈波検査装置が提供される。 本発明によれば、インピーダンス脈波検査装置からなる医療用監視システムが 提供される。このインピーダンス脈波検査装置は、（ａ）第一の電極と、（ｂ） 第二の電極と、（ｃ）第三の電極と、（ｄ）第一の電極、第二の電極、そして第 一の電気インピーダンスを測定するための第一のインピーダンス測定手段を含む 測定電気回路と、そして（ｅ）第一の電極、第三の電極、そして第二の電気イン ピーダンスを測定するための第二のインピーダンス測定手段を含む参照電気回路 とから構成される。 本発明は、長時間、生体等の生体電気インピーダンスをモニターするための方 法及び装置に関する。この場合、用語「長時間」は、少なくとも、皮膚から電極 への抵抗ドリフトが、生体自体のインピーダンスに予期される変化に相当する量 だけ、皮膚から電極への抵抗を変化させるに必要な時間を意味する。病院設定で の本発明の使用例としては、肺水腫及び脳浮腫の監視がある。各々、臨床的な徴 候が現われるよりも早く、体液は肺や脳内に、本発明によって検出可能なレベル まで蓄積することが分かっているため、肺水腫あるいは脳浮腫に対して、本発明 の装置が取り付けられた患者を間接的にモニターすることが可能である。したが って、臨床的な徴候のみに頼る場合に比べ、かなり早い段階で適切な治療を開始 することができ、結果的に死亡率及び罹患率を減少させることができる。 本発明は二つの物理的な仮定に基づいている。第一の仮定は、生体の両側に配 置した二つの電極を横切って測定された全インピーダンスが、生体の内部インピ ーダンスと皮膚電極接触インピーダンスとの二つのインピーダンスの和であると いうことである。第二の仮定は、すべての皮膚電極接触が同時間内に同じ程度に ドリフトするということである。本発明によれば、二つの測定電極を生体の両側 に配置し、これら測定電極の一つの隣に、第三の基準電極を配置する。測定電極 間で測定した全インピーダンスは、生体内部インピーダンスと皮膚電極接触イン ピーダンスの和であり、基準電極と、これに隣接する測定電極との間で測定した インピーダンスは、ほとんど皮膚電極接触インピーダンスと皮膚インピーダンス である。したがって、二つの測定電極間で測定したインピーダンスから、基準電 極とこれに隣接する測定電極との間で測定したインピーダンスを減算することに よって、補正インピーダンスが得られる。この補正インピーダンスの時間経過に よる変化は、生体内部インピーダン スの時間経過による変化を正確に反映する。補正インピーダンスの継続的な減少 は、導電性を持つ体液が体内に蓄積していることを示す。 基準電極は、生体医学の分野で以前から用いられている（ラリビエレ氏の米国 特許第５,５０１,２３０号を参照）。しかしながら、ラリビエレ氏（Laribiere ）は、本発明の用途とは異なる目的のために基準電極を用いている。ラリビエレ 氏の基準電極は、二つの信号測定電極の一つが患者の皮膚から剥がれたことを検 出する回路内に用いられる。 本発明のインピーダンス測定は、最も簡単に、測定回路（二つの測定電極を含 む回路）と参照回路（基準電極とこれに隣接する測定電極を含む回路）に交流を 加えることによって行うことが可能であり、全く同一の大きさの電流を提供する 二つの異なる電源を用いて行うことが好ましい。両回路に同じ電流が加えられる ため、電極間で測定される電圧降下を実際のインピーダンスに代用することがで きる。二つの回路を横切る電圧降下を、モニタリング期間の初めに均等に設定す るためのバランス手段を設けることが好ましい。このバランス手段は、参照回路 内の電極に直列に設けられた可変抵抗器であってもよい。モニタリング期間の初 めに、二つの回路を横切る電圧降下がほぼ等しくなるようにバランス手段を調整 する。すべての電極の皮膚電極接触におけるインピーダンス変化がほぼ同一であ るとの仮定から、参照回路に相対的な測定回路を横切る電圧降下の変化は、生体 内部電気インピーダンスの変化を示し、したがって生体内における体液の変化を 示すことになる。体液が増加するとき、二つの電圧降下の差は増加する。この差 が閾値を超えると、例えば、音響警報機構によって緊急状態を知らせる。 このような構成の原理は、測定回路と参照回路との両方に同程度の皮膚から電 極への抵抗ドリフトが発生するため、これらの回路間のバランスが乱れることは ないということに基づいている。測定回路と参照回路 とのバランスにおける変化は、生体内の体液量の変化に起因して生体内部インピ ーダンスが変化するときにのみ可能である。 本発明の他の実施例においては、バランス手段を用いる代わりに、信号処理回 路が設けられる。この回路は、電圧降下をデジタル化し、測定回路を横切る電圧 降下から参照回路を横切る電圧降下を減算し、そしてモニタリング期間の初めに 、その差の初期値を記憶する。この初期値を、その後の差の計測値から減算し、 第二の差を得る。第二の差が閾値を超えると、緊急状態として知らせる。 本発明の範囲は、本発明の装置が独立した装置として、また、より一般的な医 療用監視システムの構成要素として含まれる場合の両方を含む。このような監視 システムには、肺監視装置あるいはＥＣＧも含まれる。 もう一つの好適実施例によれば、本発明による方法及び装置は、各測定電極の 皮膚電極抵抗を計算することによって、生体の内部電気インピーダンスの値を正 確に計算することを可能にする。このような実施例は、測定電極の皮膚電極接触 インピーダンス値がかなり異なる場合でさえも、生体の内部電気インピーダンス を長期に渡って監視することを可能にする。 したがって、本発明による方法は次のステップからなる。（ａ）第一の測定電 極及び第二の測定電極を生体上に配置するステップ。なお、第一の測定電極及び 第二の測定電極は測定回路の一部である。（ｂ）第一の測定電極にかなり隣接さ せて、第一の基準電極及び第二の基準電極を生体上に配置するステップ。なお、 第一の測定電極及び第一の基準電極は第一の参照回路の一部であり、第一の測定 電極及び第二の基準電極は第二の参照回路の一部であり、そして第一の基準電極 及び第二の基準電極は第三の参照回路の一部である。（ｃ）モニタリング期間中 に少なくとも一度、（ｉ）測定回路の第一の電気インピーダンスを測定し、（ｉ ｉ）第一の参照回路の第二の電気インピーダンスを測定し、（ｉｉｉ）第二の参 照回路の第三の電気インピーダンスを測定し、そして（ｉｖ）第三の参照回路の 第四の電気インピーダンスを測定するステップ。 本発明による方法は、さらに次のステップからなることが好ましい。（ａ）第 二の測定電極にかなり隣接させて、第三の基準電極及び第四の基準電極を生体上 に配置するステップ。なお、第二の測定電極及び第三の基準電極は第四の参照回 路の一部であり、第二の測定電極及び第四の基準電極が第五の参照回路の一部で あり、そして第三の基準電極及び第四の基準電極は第六の参照回路の一部である 。（ｂ）モニタリング期間中に少なくとも一度、（ｉ）第四の参照回路の第五の 電気インピーダンスを測定し、（ｉｉ）第五の参照回路の第六の電気インピーダ ンスを測定し、そして（ｉｉｉ）第六の参照回路の第七の電気インピーダンスを 測定するステップ。 第一の基準電極及び第二の基準電極は第一の測定電極の両側に配置されること が好ましい。 モニタリング期間中に少なくとも一度、次式に従って第一の測定電極の皮膚電 極抵抗値が計算される。 Ｚ１＝（ＺI＋ＺII−ＺIII）／２ この場合、 Ｚ1は第一の測定電極の皮膚電極抵抗であり、 ＺIは第二の電気インピーダンスであり、 ＺIIは第三の電気インピーダンスであり、そして ＺIIIは第四の電気インピーダンスである。 第三の基準電極及び第四の基準電極は第二の測定電極の両側に配置されること が好ましい。 モニタリング期間中に少なくとも一度、次式に従って第二の測定電極 の皮膚電極抵抗値が計算される。 Ｚ２＝（ＺIV＋ＺV−ＺVI）／２ この場合、 Ｚ２は第二の測定電極の皮膚電極抵抗であり、 ＺIVは第五の電気インピーダンスであり、 ＺVは第六の電気インピーダンスであり、そして ＺVIは第七の電気インピーダンスである。 モニタリング期間中に少なくとも一度、次式に従って生体の内部電気インピー ダンスが計算される。 ＺIN＝ＺＴ−（Ｚ1＋Ｚ2） この場合、 ＺINは生体の内部電気インピーダンスであり、 Ｚ１は第一の測定電極の皮膚電極抵抗であり、 Ｚ２は第二の測定電極の皮膚電極抵抗であり、そして ＺＴは第一の電気インピーダンスである。 この方法は、さらに、生体の内部電気インピーダンスが最小閾値以下に減少し た場合に緊急処置を開始するステップからなることが好ましい。この方法は、さ らに、生体の内部電気インピーダンスが最大閾値を超えた場合に緊急処置を開始 するステップからなることが好ましい。 生体の電気インピーダンスをモニタリング期間中に少なくとも二度計算する場 合は、この方法は、さらに、生体の内部電気インピーダンスの変化が閾値を超え たときに緊急処置を開始するステップを含んでもよい。 本発明によれば、長時間に渡るモニタリング期間中に皮膚電極抵抗ドリフトの 補正を行って生体の内部電気インピーダンスをモニターする方法が提供される。 この方法は次のステップからなる。（ａ）第一の測定電極及び第二の測定電極を 生体上に配置するステップ。なお、第一の測 定電極及び第二の測定電極は測定回路の一部である。（ｂ）第一の測定電極にか なり隣接させて、第一の基準電極及び第二の基準電極を生体上に配置するステッ プ。なお、第一の測定電極及び第一の基準電極は第一の参照回路の一部であり、 第一の測定電極及び第二の基準電極は第二の参照回路の一部であり、そして第一 の基準電極及び第二の基準電極は第三の参照回路の一部である。（ｃ）モニタリ ング期間中に少なくとも一度、（ｉ）第一の測定電極と第二の測定電極との間に 交流を加え、測定回路内の電圧降下を表す第一の電圧信号を得、（ｉｉ）第一の 測定電極と第一の基準電極との間に交流を加え、第一の参照回路内の電圧降下を 表す第二の電圧信号を得、（ｉｉｉ）第一の測定電極と第二の基準電極との間に 交流を加え、第二の参照回路内の電圧降下を表す第三の電圧信号を得、そして（ ｉｖ）第一の基準電極と第二の基準電極との間に交流を加え、第三の参照回路内 の電圧降下を表す第四の電圧信号を得るステップ。 本発明による方法は、さらに次のステップを含むことが好ましい。（ａ）第二 の測定電極にかなり隣接させて、第三の基準電極及び第四の基準電極を生体上に 配置するステップ。なお、第二の測定電極及び第三の基準電極は第四の参照回路 の一部であり、第二の測定電極及び第四の基準電極は第五の参照回路の一部であ り、そして第三の基準電極及び第四の基準電極は第六の参照回路の一部である。 （ｂ）モニタリング期間中に少なくとも一度、（ｉ）第二の測定電極と第三の基 準電極との間に交流を加え、第四の参照回路内の電圧降下を表す第五の電圧信号 を得、（ｉｉ）第二の測定電極と第四の基準電極との間に交流を加え、第五の参 照回路内の電圧降下を表す第六の電圧信号を得、そして（ｉｉｉ）第三の基準電 極と第四の基準電極との間に交流を加え、第六の参照回路内の電圧降下を表す第 七の電圧信号を得るステップ。 本発明によれば、インピーダンス脈波検査装置が提供される。この装置は次の ものから構成される。（ａ）第一の測定電極。（ｂ）第二の測定電極。（ｃ）第 一の基準電極。（ｄ）第二の基準電極。（ｅ）第一の測定電極、第二の測定電極 、そして第一の電気インピーダンスを測定するための第一のインピーダンス測定 手段を含む測定電気回路。（ｆ）第一の測定電極、第一の基準電極、そして第二 の電気インピーダンスを測定するための第二のインピーダンス測定手段を含む第 一の参照電気回路。 （ｇ）第一の測定電極、第二の基準電極、そして第三の電気インピーダンスを測 定するための第三のインピーダンス測定手段を含む第二の参照電気回路。そして （ｈ）第一の基準電極、第二の基準電極、そして第四の電気インピーダンスを測 定するための第四のインピーダンス測定手段を含む第三の参照電気回路。 本発明による装置は、さらに次のものを含むことが好ましい。（ａ）第三の基 準電極。（ｂ）第四の基準電極。（ｃ）第二の測定電極、第三の基準電極、そし て第五の電気インピーダンスを測定するための第五のインピーダンス測定手段を 含む第四の参照電気回路。（ｄ）第二の測定電極、第四の基準電極、そして第六 の電気インピーダンスを測定するための第六のインピーダンス測定手段を含む第 五の参照電気回路。そして（ｅ）第三の基準電極、第四の基準電極、そして第七 の電気インピーダンスを測定するための第七のインピーダンス測定手段を含む第 六の参照電気回路。図面の簡単な説明 本発明を、次の添付図面を参照しながら実施例を介して、ここに説明する。 図１は、肺水腫をモニターするために用いる、本発明の装置の好適実 施例の概要図である。 図２は、図１に示す装置を、脳浮腫をモニターするために用いた部分的な概要 図である。 図３は、図１に示す装置の好適実施例における信号処理の、概略的なブロック 図である。 図４Ａは、モニタリングの初めにおける電圧及び電流の概略的なプロットであ る。 図４Ｂは、かなりの体液の蓄積が始まるときの電圧及び電流の概略的なプロッ トである。 図４Ｃは、かなりの体液の減少が始まるときの電圧及び電流の概略的なプロッ トである。 図５は、本発明による装置のもう一つの好適実施例の概要図である。 図６は、図５に示す装置の概略的なブロック図である。 図７Ａは、図５に示す装置を、肺水腫をモニターするために用いた概要図であ る。 図７Ｂは、図５に示す装置を、脳浮腫をモニターするために用いた概要図であ る。 好適実施例の説明 本発明は、生体の電気インピーダンスをモニターするための方法及び装置に関 する。特に、本発明は、例えば、肺水腫あるいは脳浮腫等の水腫の徴候がある患 者をモニターするために用いることができる。 本発明による監視システムの原理及び作動については、図面及びその説明文か ら明確に理解することができる。 さて、図面を参照する。図１は、肺水腫をモニターするために用いる、本発明 の装置の好適実施例における電気回路を示す。患者１０の胸部の 反対側に各々第一の測定電極２０と第二の測定電極２２とが配置され、患者１０ の四肋間隙と鎖骨中央ラインとが交差する点に電極２０が配置されている。電極 ２２は、電極２０の反対側、患者１０の背中に配置され、患者１０の胸部上にお ける電極２０の近くに基準電極２４が配置されている。これらの電極には、図に 示すように、交流電源２８及び３０から全く同じ大きさの電流が供給されること が好ましいが、択一的に、交流の共用電源を用いて、電極に電流を供給してもよ い（図示せず）。電源２８及び３０は、約１ｍＡから２ｍＡの電流を、約５０ｋ Ｈｚから２００ｋＨｚの周波数で供給することが好ましい。ここに用いる用語「 周波数」は、周期的な波形の基本的な周波数に言及し、本発明の範囲は、例えば 、方形波等の周期的な波形の交流も含み、正弦的に変化する電流だけに限るもの ではない。基準電極２４に直列に可変抵抗器２６があり、患者１０、電極２０及 び２２そして電流源３０が測定回路を構成し、患者１０、電極２０及び２４、可 変抵抗器２６そして電流源２８が参照回路を構成する。測定回路の（生体の全イ ンピーダンスに比例する）電圧降下ＶＭ、そして参照回路の電圧降下ＶＲを測定 するために、各々電圧測定手段３２及び３４が設けられている。 図１に示す実施例を用いる場合、任意の時間における電極２０、２２及び２４ の皮膚電極接触インピーダンス値はほぼ同一であると仮定する。したがって、参 照回路のインピーダンス（ＶＲによって示す）に相対的な、生体の全インピーダ ンス（ＶＭによって示す）の変化は、生体内部のインピーダンスの変化によるも のであると見なされる。 図１の好適実施例は説明のためのものであり、特に、本発明の範囲は、測定回 路及び参照回路を横切る電圧降下が明示的に測定される電気回路だけに限定され るものではなく、むしろ、電圧降下ＶＭ及びＶＲを代表する信号を用いて、本発 明の方法の目的を達成するすべての電気回路 を含むことに注意すべきである。 モニタリング・セッションの開始時に、ＶＭとＶＲとがほぼ均等になるように 可変抵抗器２６を調整することが好ましい。その後、ＶＭ及びＶＲを周期的にモ ニターするが、これを自動的に行うことが好ましい。電極２０、２２及び２４の 皮膚電極接触におけるインピーダンス変化がほぼ同一であると仮定しているので 、ＶＲに相対的なＶＭの変化は、患者１０の胸部の内部電気インピーダンスにお ける変化を示すことになる。したがって、患者１０の胸部の内部電気インピーダ ンスの降下は、患者における肺水腫の発症を示す。電極２０及び２２の皮膚電極 接触インピーダンスにおける変化が患者１０の胸部の内部インピーダンスにおけ る変化よりもかなり大きい場合でさえも、肺水腫の診断が可能になるので、この ような方法は有利である。 図２は、脳浮腫のモニタリングのために、患者１０の頭部へ如何に電極２０、 ２２及び２４を配置するかを示すものである。測定電極２０及び２２を各々患者 １０の頭の反対側に配置し、基準電極２４を電極２０の隣に配置する。電極２０ 、２２及び２４は、図１に示す肺水腫をモニターする場合と同様に、本発明の装 置の電気回路に連結される。 図３は、本発明の模範的な実施例における信号処理の概略的なブロック図であ る。ＶＲを表す電圧測定手段３２からの信号は、適当な位相ロック手段４８にお いて、ＶＭを表す電圧測定手段３４からの信号、そして電流源３０からの信号で 位相ロックされる。したがって、位相ロック手段４８は、ＶＭ及びＶＲを表す信 号の位相を、電流源３０からの信号の位相へと一様化する。次に、ＶＭを表す信 号を、例えば、オペアンプ等の適当な減算手段４０で、ＶＲを表す信号から減算 し、差信号を得る。この差信号を、振幅測定手段４２及び位相検出手段４４に入 力する。振幅測定手段４２は差信号の振幅を測定し、位相検出手段４４は 電流源３０からの基準信号と差信号との間の位相差を測定する。これら振幅及び 位相差をディスプレイ手段４６に入力して、差信号の振幅値と、電流源３０に対 する位相値を表示する。 図４Ａ、図４Ｂ及び図４Ｃは、時間の関数として、電流源３０によって供給さ れる交流Ｉ、発生する電圧降下及び差信号の概略的なプロットを示すものである 。図４Ａ、図４Ｂ及び図４Ｃに示す交流Ｉの波形は方形波である。図４Ａは、モ ニタリング開始時の状態を示す。ＶＭ及びＶＲは電流Ｉに対して同相である。生 体には等価抵抗及び静電容量があるため、電圧降下ＶＭ及びＶＲが互いに正確に 同相になることはないが、ＶＭ及びＶＲを表す信号の位相を同期させるために位 相ロック手段４８が用いられているため、可変抵抗器２６を適当に調整すること によって、図４Ａに「ＶＭ−ＶＲ」として示す、減算手段４０によって生成され た差信号を無効にすることができる。図４Ｂは、体液の蓄積の発生時における状 態を示す。患者の胸部内に導電性の流体が蓄積するため、ＶＭの振幅は減少する 。したがって、図４Ｂに示すように、差信号「ＶＭ−ＶＲ」は、かなりの振幅を 得る。また、電流Ｉの位相と（１８０度）異なる。差信号の振幅が閾値を超える と、ディスプレイ手段４６は、差信号と電流Ｉとの位相を比較する。差信号が電 流Ｉに対して位相が（１８０度）異なるとき、大きな振幅は、流体の蓄積を示唆 するため、ディスプレイ手段４６が警告を発する。 図４Ｃは、体液の減少の発生時における状態を示す。図４ＣのＩは、図４Ａ及 び図４Ｂのものと同じである。図４Ｂのように、図４ＣのＶＲは、図４ＡのＶＲ に似ているが、電極ドリフトのため全く同一ではない。導電性体液の減少のため 、図４ＣにおけるＶＭは、図４Ａにおけるものよりも振幅が大きい。 図４Ｂのように、図４Ｃにおける差信号「ＶＭ−ＶＲ」は、かなり 振幅がある。しかし、図４Ｂにおける差信号とは異なり、図４Ｃの差信号は、電 流Ｉに対してほぼ同相（０度）である。 本発明による装置のもう一つの実施例を図５から図７に示す。これは、生体２ ００の内部インピーダンスＺINの実測値を得る、そしてＺINにおける変化を測定 するものである。 図に示すように、本発明による装置は、生体２００の各々反対側に配置される 第一の測定電極１００及び第二の測定電極１０２を含む。基準電極１０３及び１ ０５が測定電極１００の両側に配置され、そして二つの基準電極１０４及び１０ ６が測定電極１０２の両側に配置される。 交流電源３００は、約５０ｋＨｚから２００ｋＨｚの周波数において、約１ｍ Ａから約２ｍＡの電流を供給することが好ましい。 図５に示すように、生体２００、電極１００及び１０２そして電流源３００が 測定回路を構成し、生体２００、電極１００及び１０３、そして電流源３００が 第一の参照回路を、生体２００、電極１００及び１０５、そして電流源３００が 第二の参照回路を、生体２００、電極１０３及び１０５、そして電流源３００が 第三の参照回路を、生体２００、電極１０２及び１０４、そして電流源３００が 第四の参照回路を、生体２００、電極１０２及び１０６、そして電流源３００が 第五の参照回路を、生体２００、電極１０４及び１０６、そして電流源３００が 第六の参照回路を構成する。 測定回路を横切る電圧降下ＶＭを測定する電圧測定手段１３０が設けられてい る。この場合、ＶＭは生体の全インピーダンスに比例する。各々第一、第二、そ して第三の参照回路を横切る電圧降下ＶR1、ＶR2及びＶR3を測定するために、電 圧測定手段１３２、１３６及び１４０が、また、各々第四、第五、そして第六の 参照回路を横切る電圧降下ＶR4、ＶR5とＶR6を測定するために、電圧測定手段１ ３４、１３８及 び１４２が設けられている。 図５の好適実施例は説明のためのものであり、特に、本発明の範囲は、測定回 路及び参照回路を横切る電圧降下が明示的に測定される電気回路に限定されるも のではなく、むしろ、各電圧降下ＶＭ、ＶR1、ＶR2、ＶR3、ＶR4、ＶR5及びＶR6 を表す信号を用いる、本発明の方法の目的を達成するすべての電気回路を含むも のである。 図５に示すように、測定回路のインピーダンスは、生体２００の全インピーダ ンスＺＴであって、次のインピーダンスの総和である。 ＺIN、生体２００の内部インピーダンス。 Ｚ1、これは、電極１００のインピーダンス、電極１００の皮膚電極接触イン ピーダンス及び皮膚インピーダンスを含む。 Ｚ2、これは、電極１０２のインピーダンス、電極１０２の皮膚電極接触イン ピーダンス及び皮膚インピーダンスを含む。 したがって、次式が成り立つ。 ＺIN＝ＺＴ−Ｚ1−Ｚ2 本発明によれば、Ｚ1は、第一、第二、そして第三の参照回路のインピーダン スから次のように計算できる。 ＺI＝Ｚ1＋Ｚ7＋Ｚ3 ＺII＝Ｚ1＋Ｚ9＋Ｚ5 ＺIII＝Ｚ3＋Ｚ7＋Ｚ9＋Ｚ5 したがって、次式が成り立つ。 ＺI＋ＺII−ＺIII＝２Ｚ1 ゆえに、次式が導かれる。 Ｚ1＝（ＺI＋ＺII−ＺIII）／２ この場合、 ＺIは第一の参照回路のインピーダンスであり、 ＺIIは第二の参照回路のインピーダンスであり、 ＺIIIは第三の参照回路のインピーダンスである。さらに、 Ｚ1は、電極１００のインピーダンス、電極１００の皮膚電極接触インピーダ ンス及び皮膚インピーダンスを含み、 Ｚ3は、電極１０３のインピーダンス、電極１０３の皮膚電極接触インピーダ ンス及び皮膚インピーダンスを含み、 Ｚ5は、電極１０５のインピーダンス、電極１０５の皮膚電極接触インピーダ ンス及び皮膚インピーダンスを含む。また、 Ｚ7は、電極１００及び１０３間にある皮膚のインピーダンスであり、 Ｚ9は電極１００及び１０５間にある皮膚のインピーダンスである。 同様に、Ｚ2も、第四、第五、そして第六の参照回路のインピーダンスから次 のように計算できる。 ＺIV＝Ｚ2＋Ｚ8＋Ｚ4 ＺV＝Ｚ2＋Ｚ10＋Ｚ6 ＺVI＝Ｚ4＋Ｚ8＋Ｚ10＋Ｚ6 したがって、次式が成り立つ。 ＺIV＋ＺV−ＺVI＝２Ｚ2 ゆえに、次式が導かれる。 Ｚ2＝（ＺIV＋ＺV−ＺVI）／２ この場合、 ＺIVは第四の参照回路のインピーダンスであり、 ＺVは第五の参照回路のインピーダンスであり、 ＺVIは第六の参照回路のインピーダンスである。さらに、 Ｚ2は電極１０２のインピーダンス、電極１０２の皮膚電極接触インピーダン ス及び皮膚インピーダンスを含み、 Ｚ4は電極１０４のインピーダンス、電極１０４の皮膚電極接触イン ピーダンス及び皮膚インピーダンスを含み、そして Ｚ6は電極１０６のインピーダンス、電極１０６の皮膚電極接触インピーダン ス及び皮膚インピーダンスを含む。また、 Ｚ8は電極１０２及び１０４間にある皮膚のインピーダンスであり、 Ｚ10は電極１０２及び１０６間にある皮膚インピーダンスである。 したがって、本発明によれば、生体２００の内部インピーダンスＺINは次式に よって計算できる。 ＺIN＝ＺＴ−［（ＺI＋ＺII−ＺIII）／２＋（ＺIV＋ＺV−ＺVI）／２］ この場合、ＺＴ、ＺI、ＺII、ＺIII、ＺIV、ＺV及びＺVIは、各々、ＶＭ、ＶR 1、ＶR2、ＶR3、ＶR4、ＶR5及びＶR6の計測値に基づいて、オームの法則に従っ て計算される。 測定電極１００及び１０２の皮膚電極接触の実際のインピーダンス値を計算す ることによって、皮膚電極接触インピーダンス値がかなり異なるときでさえも、 皮膚電極抵抗のドリフトを補正しながら、生体の電気インピーダンスの長期に渡 るモニタリングを行うことが可能になる。 図６に示すように、本発明による装置は測定システム３４０を含む。測定シス テム３４０は、電流源３００、別個の電気回路に代わる代わるに電流源３００を 連結するコミュテータ３０２、電圧降下ＶＭ、ＶR1、ＶR2、ＶR3、Ｖ4、Ｖ5及び ＶR6を表す信号の絶対値を得るための整流器３０４、信号をデジタルの形態に変 換するＡＤ変換器３０６、計算を行う演算論理ユニット３１０、モニタリング期 間中にデータを記憶するデータ記憶装置３１２、ディスプレイ装置３１４、アラ ーム装置３１６、そしてコミュテータ３０２、演算論理ユニット３１０、データ 記憶装置３１２及びディスプレイ装置３１４の作動を制御するコントロール・ユ ニット３０８を含むことが好ましい。演算論理ユニット３１０は、 データ記憶装置３１２、ディスプレイ装置３１４及びアラーム装置３１６に電気 的に連結されており、測定システム３４０には電源３１８から電力が供給される 。 本発明による装置は、作動中、電流源３００が、コミュテータ３０２によって 、代わる代わるに図５に示す各電気回路に接続される。このとき、特定の電気回 路の電圧降下を表す信号が整流器３０４に送られ、電圧降下の絶対値が得られる 。この出力信号は、ＡＤ変換器によってデジタルの形態に変換され、演算論理ユ ニット３１０に送られ、そしてデータ記憶装置３１２に記憶される。その後、コ ントロール・ユニット３０８が、次の電気回路に電流源３００を接続するように コミュテータ３０２に指令を出す。 データ記憶装置３１２が七つの電気回路の各々からデータを受け取った後、演 算論理ユニット３１０が上記の方法に従って内部インピーダンスＺINを計算する 。 上記のプロセスが周期的に行われ、演算論理ユニット３１０によって、内部イ ンピーダンスＺINの値とＺINの変化とが同時に計算されることが好ましい。ＺIN における変化は、例えば、最終値と初期値との差として、あるいは初期値からの パーセンテージとして計算してもよい。計算結果は、ディスプレイ装置３１４、 データ記憶装置３１２、そしてアラーム装置３１６に送られる。 ＺINの値が臨界値以下に減少した場合、あるいはＺINの変化が臨界値を超えた 場合、アラーム装置が作動する。 データ記憶装置３１２は、モニタリング期間中に分析のためのデータを提供す るため、病気の進行のモニターが可能である。 図７ａに、本発明による装置を肺水腫をモニターするために用いる例を示す。 測定電極１００及び１０２を各々患者１０の胸部の反対側に、 しかも電極１００を患者１０の右三肋間隙と右鎖骨中央ラインとが交差する点に 、また、測定電極１０２を患者１０の背中の右八肋間隙と右肩甲骨ラインとの交 点に配置する。 基準電極１０３及び１０５を電極１００の両側上に、そして基準電極１０４及 び１０６を電極１０２の両側に配置する。これらの電極を測定システム３４０に 接続する。 本発明による装置は、肺水腫の早期発見のために胸部の内部インピーダンスを モニターするために、また、治療中に病気をモニターするために用いてもよい。 図７ｂに、本発明による装置を、脳浮腫をモニターするために用いる例を示す 。測定電極１００及び１０２を各々患者１０の頭の反対側に配置し、基準電極１ ０４及び１０６を電極１０２の両側に配置する。これらの電極を測定システム３ ４０に接続する。この装置は、脳浮腫の早期発見のために内部インピーダンスを モニターするために、また、治療中に病気をモニターするために用いてもよい。 本発明は、限られた実施例で説明したが、多くの変更及び改良、そして他の用 途が可能であることは明らかである。 請求の範囲 １．長時間に渡るモニタリング期間中に皮膚電極抵抗ドリフトに対する補正を行 って生体の内部電気インピーダンスをモニターするための方法であって、 （ａ）測定回路の一部である第一の電極及び第二の電極を前記生体上に配置す るステップと、 （ｂ）前記第一の電極にほぼ隣接させて、前記生体上に第三の電極を配置する ステップと、なお、前記第一の電極及び前記第三の電極は参照回路の一部であり 、 （ｃ）前記モニタリング期間中に少なくとも二度、 （ｉ）前記測定回路の第一の電気インピーダンスを測定し、そして （ｉｉ）前記参照回路の第二の電気インピーダンスを測定するステップとか らなる方法。 ２．さらに、モニタリング期間中に少なくとも二度、前記第二の電気インピーダ ンスから前記第一の電気インピーダンスを減算することによって、インピーダン スの差を提供するステップからなる請求項１に記載の方法。 ３．さらに、前記インピーダンス差が閾値を超える場合、緊急処置を開始するス テップからなる請求項２に記載の方法。 ４．さらに、 （ａ）前記参照回路内にバランス手段を設けるステップと、 （ｂ）前記第一の電気インピーダンスの、そして前記第二の電気インピーダン スの第一の測定において、前記第一の電気インピーダンスが前記第二の電気イン ピーダンスにほぼ等しいように前記バランス手段 を調整するステップとからなる請求項２に記載の方法。 ５．前記バランス手段が少なくとも一つの可変抵抗器を含む請求項４に記載の方 法。 ６．長時間に渡るモニタリング期間中に皮膚電極抵抗ドリフトを補正しながら、 生体の内部電気インピーダンスをモニターするための方法であって、 （ａ）測定回路の一部である第一の電極及び第二の電極を前記生体上に配置す るステップと、 （ｂ）前記第一の電極にほぼ隣接させて、前記生体上に第三の電極を配置する ステップと、なお、前記第一の電極及び前記第三の電極は参照回路の一部である 、 （ｃ）前記第一の電極と前記第二の電極との間に交流を加えるステップと、 （ｄ）前記第一の電極と前記第三の電極との間に前記交流を加えるステップと 、そして （ｅ）前記モニタリング期間中に少なくとも二度、 （ｉ）前記測定回路における電圧差を表す第一の電圧信号を得、そして （ｉｉ）前記参照回路における電圧差を表す第二の電圧信号を得るステップ とからなる方法。 ７．さらに、前記モニタリング期間中に少なくとも二度、前記第一の電圧信号か ら前記第二の電圧信号を減算することによって、振幅を持つ差信号を提供するス テップからなる請求項６に記載の方法。 ８．さらに、 （ａ）前記参照回路内にバランス手段を設けるステップと、 （ｂ）前記第一の電圧信号の、そして前記第二の電圧信号の第一の測 定において、前記第一の電圧信号が前記第二の電圧信号にほぼ等しくなるように 前記バランス手段を調整するステップとからなる請求項７に記載の方法。 ９．前記バランス手段が少なくとも一つの可変抵抗器を含む請求項８に記載の方 法。 １０．さらに、 （ａ）前記第一の電圧信号と前記第二の電圧信号とを位相ロックするための手 段を設けるステップと、 （ｂ）前記第一の電圧信号と前記第二の電圧信号とを位相ロックすることによ って、前記第一の測定における前記差信号をほぼ消失させるステップとからなる 請求項８に記載の方法。 １１．さらに、前記振幅が閾値を超え、前記差信号が前記交流と位相を異にする 場合、緊急処置を開始するステップからなる請求項１０に記載の方法。 １２．さらに、前記振幅が閾値を超え、前記差信号が前記交流と位相を異にする 場合、緊急処置を開始するステップからなる請求項８に記載の方法。 １３．（ａ）第一の電極と、 （ｂ）第二の電極と、 （ｃ）第三の電極と、 （ｄ）前記第一の電極、前記の第二の電極、そして第一の電気インピーダンス を測定するための第一のインピーダンス測定手段を含む測定電気回路と、 （ｅ）前記第一の電極、前記第三の電極、そして第二の電気インピーダンスを 測定するための第二のインピーダンス測定手段を含む参照電気回路とからなるイ ンピーダンス脈波検査装置。 １４．前記第一のインピーダンス測定手段及び前記第二のインピーダンス測定手 段が共通の交流源を共有する請求項１３に記載の装置。 １５．前記交流が、約５０ｋＨｚから約２００ｋＨｚの周波数で、約１ｍＡから 約２ｍＡの電流レベルにある請求項１４に記載の装置。 １６．前記参考文献電気回路がバランス手段を含み、前記装置が、さらに、 （ａ）前記第一の電気インピーダンスから前記第二の電気インピーダンスを減 算することによって、振幅を持つ差信号を提供する減算手段と、 （ｂ）前記差信号の前記振幅を測定するための振幅測定手段と、 （ｃ）前記交流と前記差信号との位相差を検出するための位相検出手段とから 構成される請求項１４に記載の装置。 １７．さらに、前記第一の電気インピーダンスと前記第二の電気インピーダンス とを位相ロックするための位相ロック手段からなる請求項１６に記載の装置。 １８．さらに、前記振幅測定手段に、そして前記位相検出手段に反応する警報器 からなる請求項１７に記載の装置。 １９．さらに、前記振幅測定手段に、そして前記位相検出手段に反応する警報器 からなる請求項１６に記載の装置。 ２０．インピーダンス脈波検査装置からなる医療用監視システムであって、この インピーダンス脈波検査装置が、 （ａ）第一の電極と、 （ｂ）第二の電極と、 （ｃ）第三の電極と、 （ｄ）前記第一の電極、前記第二の電極、そして第一の電気インピーダンスを 測定するための第一のインピーダンス測定手段を含む測定電 気回路と、 （ｅ）前記第一の電極、前記第三の電極、そして第二の電気インピーダンスを 測定するための第二のインピーダンス測定手段を含む参照電気回路とから構成さ れる医療監視システム。 ２１．長時間に渡るモニタリング期間中に皮膚電極抵抗ドリフトに対する補正を 行って生体の内部電気インピーダンスをモニターするための方法であって、 （ａ）測定回路の一部である第一の測定電極及び第二の測定電極を前 記生体 上に配置するステップと、 （ｂ）前記第一の測定電極にかなり隣接させて、第一の基準電極及び第二の基 準電極を前記生体上に配置するステップと、なお、前記第一の測定電極及び前記 第一の基準電極は第一の参照回路の一部であり、前記第一の測定電極及び前記第 二の基準電極は第二の参照回路の一部であり、そして前記第一の基準電極及び前 記第二の基準電極は第三の参照回路の一部である、 （ｃ）前記モニタリング期間中に少なくとも一度、 （ｉ）前記測定回路の第一の電気インピーダンスを測定し、 （ｉｉ）前記第一の参照回路の第二の電気インピーダンスを測定し、 （ｉｉｉ）前記第二の参照回路の第三の電気インピーダンスを測定し、そし て （ｉｖ）前記第三の参照回路の第四の電気インピーダンスを測定する方法。 ２２．さらに、前記モニタリング期間中に少なくとも一度、前記第一の測定電極 の皮膚電極抵抗ドリフト値を計算するステップからなる請求項２１に記載の方法 。 ２３．前記第一の基準電極及び前記第二の基準電極が前記第一の測定電 極の両側に配置される請求項２１に記載の方法。 ２４．さらに、前記モニタリング期間中に少なくとも一度、次式に従って前記第 一の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフト値を計算するステップからなり、Ｚ1＝（ ＺI＋ＺII−ＺIII）／２ この場合、 Ｚ1は前記第一の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフトであり、 ＺIは前記第二の電気インピーダンスであり、 ＺIIは前記第三の電気インピーダンスであり、そして ＺIIIは前記の第四の電気インピーダンスである請求項２３に記載の方法。 ２５．さらに、 （ａ）前記第二の測定電極にかなり隣接させて、第三の基準電極及び第四の基 準電極を生体上に配置するステップと、なお、前記第二の測定電極及び前記第三 の基準電極は第四の参照回路の一部であり、前記第二の測定電極及び前記第四の 基準電極は第五の参照回路の一部であり、そして前記第三の基準電極及び前記第 四の基準電極は第六の参照回路の一部である、 （ｂ）前記モニタリング期間中に少なくとも一度、 （ｉ）前記第四の参照回路の第五の電気インピーダンスを測定し、 （ｉｉ）前記第五の参照回路の第六の電気インピーダンスを測定し、そして （ｉｉｉ）前記第六の参照回路の第七の電気インピーダンスを測定するステ ップとからなる請求項２１に記載の方法。 ２６．さらに、 （ａ）前記第二の測定電極にかなり隣接させて、第三の基準電極及び第四の基 準電極を前記生体上に配置するステップと、なお、前記第二 の測定電極及び前記第三の基準電極は第四の参照回路の一部であり、前記第二の 測定電極及び前記第四の基準電極は第五の参照回路の一部であり、そして前記第 三の基準電極及び前記第四の基準電極は第六の参照回路の一部である、 （ｂ）前記モニタリング期間中に少なくとも一度、 （ｉ）前記第四の参照回路の第五の電気インピーダンスを測定し、 （ｉｉ）前記第五の参照回路の第六の電気インピーダンスを測定し、そして （ｉｉｉ）前記第六の参照回路の第七の電気インピーダンスを測定するステ ップとからなる請求項２４に記載の方法。 ２７．さらに、前記モニタリング期間中に少なくとも一度、前記第二の測定電極 の皮膚電極抵抗ドリフト値を計算するステップからなる請求項２６に記載の方法 。 ２８．さらに、前記モニタリング期間中に少なくとも一度、次式に従って前記第 二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフト値を計算するステップからなり、Ｚ2＝（ ＺIV＋ＺV−ＺVI）／２ この場合、 Ｚ2は前記第二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフトであり、 ＺIVは前記第五の電気インピーダンスであり、 ＺVは前記第六の電気インピーダンスであり、そして ＺVIは前記第七の電気インピーダンスである請求項２７に記載の方法。 ２９．さらに、前記モニタリング期間中に少なくとも一度、次式に従って前記生 体の内部電気インピーダンスを計算するステップからなり、ＺIN＝ＺT−（Ｚ1＋ Ｚ2）この場合、ＺINは前記生体の内部電気インピーダンスであり、Ｚ1は前記第 一の測定電極の皮膚電極抵抗ド リフトであり、Ｚ2は前記第二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフトであり、そし てＺTは前記第一の電気インピーダンスである請求項２８に記載の方法。 ３０．さらに、前記生体の電気インピーダンスが閾値以下に減少した場合に緊急 処置を開始するステップからなる請求項２９に記載の方法。 ３１．前記モニタリング期間中に少なくとも二度、前記生体の電気インピーダン スが計算される請求項２９に記載の方法。 ３２．さらに、前記生体の電気インピーダンスにおける変化が閾値を超えた場合 、緊急処置を開始するステップからなる請求項３１に記載の方法。 ３３．長時間に渡るモニタリング期間中に皮膚電極抵抗ドリフトに対する補正を 行って生体の内部電気インピーダンスをモニターするための方法であって、 （ａ）測定回路の一部である第一の測定電極及び第二の測定電極を前記生体上 に配置するステップと、 （ｂ）前記第一の測定電極にかなり隣接させて、第一の基準電極及び第二の基 準電極を前記生体上に配置するステップと、なお、前記第一の測定電極及び前記 第一の基準電極は第一の参照回路の一部であり、前記第一の測定電極及び前記第 二の基準電極は第二の参照回路の一部であり、前記第一の基準電極及び前記第二 の基準電極は第三の参照回路の一部である、 （ｃ）前記モニタリング期間中に少なくとも一度、 （ｉ）前記第一の測定電極と前記第二の測定電極との間に交流を加えて、前記 測定回路内の電圧降下を表す第一の電圧信号を得、 （ｉｉ）前記第一の測定電極と前記第一の基準電極との間に交流を加えて、前 記第一の参照回路内の電圧降下を表す第二の電圧信号を得、 （ｉｉｉ）前記第一の測定電極と前記第二の基準電極との間に交流を加えて、 前記第二の参照回路内の電圧差を表す第三の電圧信号を得、そして （ｉｖ）前記第一の基準電極と前記第二の基準電極との間に交流を加えて、 前記第三の参照回路内の電圧降下を表す第四の電圧信号を得るステップとからな る方法。 ３４．さらに、 （ａ）前記第二の測定電極にかなり隣接させて、第三の基準電極及び第四の基 準電極を前記生体上に配置するステップと、なお、前記第二の測定電極及び前記 第三の基準電極は第四の参照回路の一部であり、前記第二の測定電極及び前記第 四の基準電極は第五の参照回路の一部であり、そして前記第三の基準電極及び前 記第四の基準電極は第六の参照回路の一部である、 （ｂ）前記モニタリング期間中に少なくとも一度、 （ｉ）前記第二の測定電極と前記第三の基準電極との間に交流を加えて、前 記第四の参照回路内の電圧降下を表す第五の電圧信号を得、 （ｉｉ）前記第二の測定電極と前記第四の基準電極との間に交流を加えて、 前記第五の参照回路内の電圧降下を表す第六の電圧信号を得、そして （ｉｉｉ）前記第三の基準電極と前記第四の基準電極との間に交流を加えて 、前記第六の参照回路内の電圧降下を表す第七の電圧信号を得るステップとから なる請求項３３に記載の方法。 ３５． （ａ）第一の測定電極と、 （ｂ）第二の測定電極と、 （ｃ）第一の基準電極と、 （ｄ）第二の基準電極と、 （ｅ）前記第一の測定電極、前記第二の測定電極、そして第一の電気インピー ダンスを測定するための第一のインピーダンス測定手段を含む測定電気回路と、 （ｆ）前記第一の測定電極、前記第一の基準電極、そして第二の電気インピー ダンスを測定するための第二のインピーダンス測定手段を含む第一の参照電気回 路と、 （ｇ）前記第一の測定電極、前記第二の基準電極、第三の電気インピーダンス を測定するための第三のインピーダンス測定手段を含む第二の参照電気回路と、 （ｈ）前記第一の基準電極、前記第二の基準電極、そして第四の電気インピー ダンスを測定するための第四のインピーダンス測定手段を含む第三の参照電気回 路とからなるインピーダンス脈波検査装置。 ３６．さらに、 （ａ）第三の基準電極と、 （ｂ）第四の基準電極と、 （ｃ）前記第二の測定電極、前記第三の基準電極、そして第五の電気インピー ダンスを測定するための第五のインピーダンス測定手段を含む第四の参照電気回 路と、 （ｄ）前記第二の測定電極、前記第四の基準電極、そして第六の電気インピー ダンスを測定するための第六のインピーダンス測定手段を含む第五の参照電気回 路と、 （ｅ）前記第三の基準電極、前記第四の基準電極、そして第七の電気インピー ダンスを測定するための第七のインピーダンス測定手段を含む第六の参照電気回 路とからなる請求項３５に記載の装置。 ３７．前記測定電気回路、前記第一、第二及び第三の参照電気回路が、 共通の交流源を共有する請求項３５に記載の装置。 ３８．前記交流が約５０ｋＨｚから２００Khzの周波数にある請求項３７に記載 の装置。 ３９．さらに、前記交流源を代わる代わるに前記測定回路、前記第一の参照回路 、前記第二の参照回路、そして前記第三の参照回路に接続するためのコミュテー タエレメントからなる請求項３７に記載の装置。 ４０．前記測定電気回路、前記第一、第二、第三、第四、第五、そして第六の参 照電気回路が、共通の交流源を共有する請求項３６に記載の装置。 ４１．さらに、前記交流源を代わる代わるに前記測定回路、前記第一、第二、第 三、第四、第五、そして第六の参照電気回路に接続するためのコミュテータエレ メントからなる請求項４０に記載の装置。 ４２．インピーダンス脈波検査装置からなる医療用監視システムであって、前記 インピーダンス脈波検査装置が、 （ａ）第一の測定電極と、 （ｂ）第二の測定電極と、 （ｃ）第一の基準電極と、 （ｄ）第二の基準電極と、 （ｅ）前記第一の測定電極、前記第二の測定電極、そして第一の電気インピー ダンスを測定するための第一のインピーダンス測定手段を含む測定電気回路と、 （ｆ）前記第一の測定電極、前記第一の基準電極、そして第二の電気インピー ダンスを測定するための第二のインピーダンス測定手段を含む第一の参照電気回 路と、 （ｇ）前記第一の測定電極、前記第二の基準電極、そして第三の電気インピー ダンスを測定するための第三のインピーダンス測定手段を含 む第二の参照電気回路と、 （ｈ）前記第一の基準電極、前記第二の基準電極、そして第四の電気インピー ダンスを測定するための第四のインピーダンス測定手段を含む第三の参照電気回 路とからなる医療用監視システム。 ４３．前記インピーダンス脈波検査装置が、さらに、 （ａ）第三の基準電極と、 （ｂ）第四の基準電極と、 （ｃ）前記第二の測定電極、前記第三の基準電極、そして第五の電気インピー ダンスを測定するための第五のインピーダンス測定手段を含む第四の参照電気回 路と、 （ｄ）前記第二の測定電極、前記第四の基準電極、そして第六の電気インピー ダンスを測定するための第六のインピーダンス測定手段を含む第五の参照電気回 路と、 （ｅ）前記第三の基準電極、前記第四の基準電極、そして第七の電気インピー ダンスを測定するための第七のインピーダンス測定手段を含む第六の参照電気回 路とからなる請求項４２に記載の医療用監視システム。 【図１】【図２】【図３】【図４】【図４】【図４】【図５】【図６】【図７】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ， ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，Ｆ Ｉ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ， ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，Ｎ Ｏ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ， ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 ゼルディン ヴラディミール イスラエル、マーレ アドミン 98351、 ハケレン 32／７ (72)発明者 ミルマン オスカー イスラエル、マーレ アドミン 90610、 ナハル グロファン ７ 【要約の続き】 抵抗ドリフト、そして第五、第六及び第七の電気インピ ーダンスに基づいて第二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリ フトを計算し、そして、第一の電気インピーダンスから 第一及び第二の測定電極の皮膚電極抵抗ドリフトを減算 することによって、生体内部のインピーダンスを計算す る。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 長時間に渡るモニタリングにおける皮膚電極抵抗ドリフトの補正を行う、 生体の内部電気インピーダンスをモニターするための方法であって、 （ａ）第一の電極と第二の電極とを前記生体上に配置するステップと、 なお、前記第一の電極及び前記第二の電極は測定回路の一部であ り、 （ｂ）前記生体上における前記第一の電極のかなり近くに第三の電極を配置す るステップと、なお、前記第一の電極及び前記第三の電極は参照回路の 一部であり、 （ｃ）前記モニタリング中に少なくとも二度、 （ｉ）前記測定回路の第一の電気インピーダンスを測定し、そして （ｉｉ）前記参照回路の第二の電気インピーダンスを測定するステップとか らなる方法。