JP2001000405A - 体外除細動器のインピーダンス測定システムに接続されかつ患者の皮膚上に配置される各電極間のインピーダンス測定に基づき、意識不明者の脈拍の有無を測定する方法、及びその方法を実施するためのシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 急性心臓死後の救急蘇生中に使用する装置で
あって、組織内の血流を測定するための装置を提供する
ことを目的とする。 【解決手段】 皮膚の外側に配置されるように構成さ
れ、かつＡＣ電源からの概略一定の電流を供給される第
１の電極対を有する電極支持部を備え、前記電極対の間
の電圧、場合によっては、前記第１の電極対に近接して
前記皮膚上に配置され、分離された電極支持部又は第１
の電極対と共有の電極支持部により支持された第２の電
極対間の電圧が、電圧測定装置７により計測される。こ
の電圧測定装置には、呼吸による信号、脈拍信号（ある
いは血流信号）、及び胸部圧縮を示す信号を除去する信
号処理手段が接続されている。この一定のＡＣ電源は、
約１ｋＨｚから約１０ＭＨｚ、好ましくは３０ｋＨｚの
周波数で信号を供給することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、請求項１の前提条
件にて記載されたインピーダンス分析により血流を測定
するための体外除細動器のための方法に関するものであ
る。さらに、本発明は、請求項７の前提条件に記載され
た方法を実施するためのシステムに関するものである。

【０００２】

【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】急性心
臓死の場合において、救命手段を直ちに始動させ、かつ
適切な処置が始められることが不可欠である。最も重要
な指標の一つは脈拍（標準救急蘇生法ガイドラインによ
り確認される）である。脈拍の有無によって、心肺蘇生
術及び除細動が行われるべきか否かが決定される。

【０００３】脈拍をとるための最も通常の技術は、皮膚
の外側に触れ、かつ２本の指を使って頸動脈上に若干の
圧力を加えることである。医学文献では、この測定方法
は不確実であるとともに時間がかかるものであると説明
されている。医療経験のある従事者ですら、迅速かつ確
実に脈拍を調べるには問題があると感じている。

【０００４】脈拍を調べることに使用可能な装置があ
る。もっとも普通に使用される装置は、脈拍−酸素濃度
計である。これは、皮膚に光を当てることで血液の酸素
飽和度を測定するものであり、かつ血流が有ることを示
すことが通常可能である。しかしながら、患者の脈が弱
い場合、又は患者が冷却されているか又はアドレナリン
といった薬物を投与されているために皮膚の血管が縮小
している場合には、この装置は信頼できる結果を出力し
ない。他のタイプの装置は、超音波ドップラー原理又は
超音波ソナー原理を使用している。このタイプの装置を
使用する場合には、動脈に対する位置及び角度が正確で
あるか否かにより測定値の信頼性が変わってくる。この
装置は、動脈内を流れる血液と前後に脈動する血液とを
区別することが難しい。さらに、この装置は、既に使用
中の装置に対して追加の構成要素となるとの欠点を有し
ており、そのため、余分な時間がかかるか、あるいは作
動させるために余分な人員を必要とする。

【０００５】血流（及びそれにより脈拍）を測定するた
めにインピーダンスの変化を使用することは、１９２０
年代及び１９３０年代という早い時期に記載された公知
の各種原理に基づいている。人体に取り付けられた２つ
の電極を介して概略一定の交流を流すことで、式Ｕ＝Ｚ
ｘＩ（ここで、Ｕは電圧、Ｚはインピーダンス、及びＩ
は電流）により、前記各電極に位置した２点間の電圧を
測定することができる。インピーダンスの変化が、前記
各電極間で測定された電圧の変化として表れる。

【０００６】血液の速度が増加するにつれて、流れ方向
に沿って測定された血液の抵抗率が減少することが明ら
かとなっている。各拍動により拡張する動脈によって
も、電圧変化が生じる。そのため、組織内の血液量にお
ける相対的増加量を示す。

【０００７】前記各電極が胸部に取り付けられているな
らば、呼吸によっても測定される電圧が変化する。これ
は、空気が吸入され肺が空気で満たされるにつれて電流
経路が長くなることにより、各電極間のインピーダンス
（胸部インピーダンス）が増大することにより生じる。

【０００８】組織のインピーダンス変化を使用する最も
通常の分野は、 １．胸郭インピーダンスの変化の関数として測定する呼
吸量、及び吸入量の評価 ２．「インピーダンス・プレチスモグラフィ」（ＩＰ）
として知られる組織インピーダンスの変化の関数として
測定する四肢の血流 ３．「インピーダンス・カルジオグラフィ」（ＩＣ）と
して知られるECGにより胸郭インピーダンスの変化の関
数として測定する心臓の容積 である。

【０００９】さらに、実験動物により、胸部の圧縮がイ
ンピーダンスの増加に対応していることが示されてい
る。

【００１０】脈拍を調べ、心臓の拍動により運ばれる血
液量及び大脳の血流（脳に向かう血流）を評価し、さら
に処置中に心臓圧迫（heart compression）を施しかつ
記録するために、急性心臓死の場合において、上記各種
原理を組み合わせて使用しても良い。

【００１１】上記内容が長い間知られているにも関わら
ず、救急蘇生法との関係で上記各種原理を使用するとい
った試みがこれまで何ら行われなかった。

【００１２】

【課題を解決するための手段】本発明の目的は、冒頭で
述べたような選択的な各種技術、血流測定の各種原理、
及び脈拍検査の欠点を解消することである。この点は、
血流を（さらに詳しくは、冒頭で述べたタイプの方法に
より）測定するために組織インピーダンスの変化を使用
することにより達成され（この特徴点は請求項１から理
解することができる）、さらに、前記方法を実施するた
めの（冒頭で述べた前記タイプの）システムにより達成
される（この特徴点は請求項７から理解することができ
る）。本発明の更なる特徴点は、残りの従属クレームか
ら理解することができる。

【００１３】従って、各クレームにて記載された本発明
により、インピーダンス測定が急性心臓死及び救急蘇生
法との関係で使用される。ここで、血流信号が、脈拍チ
ェックの代わりに使用される。これは時間を節約する；
時間は人命を救う大きな機会を意味する。

【００１４】さらに、上述した本発明は、市販の実験室
装置と比較して、ポータブルかつ小型化された装置であ
る。

【００１５】血流信号の測定は、救急蘇生法を施した結
果を文書化することを容易にする。

【００１６】インピーダンスの変化を測定する本発明の
装置は、スタンドアロンのユニットとしてもよいし、除
細動器（ＡＥＤ）と協働するユニットでもよい。この場
合には、本発明の装置は、ＡＥＤとケーブルで連結され
ているか、またはＡＥＤ内に組み込まれたユニットであ
る。

【００１７】ＡＥＤと結合されたインピーダンス測定装
置は、脈拍の有無の確認が、ＥＣＧ（心電図）分析と同
時に行うことができるという有利点を有している。これ
は、患者を治療するための有効な時間を減らすことな
く、脈拍測定が行われることを意味する。これは、後続
の治療をより早急に始めることができるので、患者に対
して大きな有利点となる。例としては；もし、患者のＥ
ＣＧが脈無し電気活動（ＰＥＡ）タイプ（つまり計測可
能な脈拍がなくかつ除細動器のショックの効果がない状
態）であるならば、ＡＥＤは、ＣＰＲが開始されねばな
らないと医療従事者に知らせるのに約１０秒かかる。医
学文献によると、これは、医療従事者が理想的な状態で
手動により脈拍チェックを行ってＣＰＲを開始するため
にかかる時間の十分の一である。

【００１８】さらに、前記装置が除細動器内に組み込ま
れる場合には、通常の電極とエレクトロニクスを使用す
ることが可能である。これは、使用者にとって非常に有
利なことである。なぜならば、救命作業中に接続しかつ
使用すべき装置が１つだけであるからである。

【００１９】手動による脈拍チェックと超音波に基づく
血流測定とを比較した場合に、インピーダンス測定では
位置決めは重要でない。電極を動脈上に直接接着する必
要はない。急性心臓死及び救急蘇生の場合には、身体は
頭部、胸部、及び肺に血液を優先して流す一方で、四肢
は血液をあまり受け入れない。よって、この装置は、胸
部内の血流及び頭部への血流を測定するのに適してい
る。

【００２０】患者の身体の動きがインピーダンス測定と
干渉する場合に、インピーダンス測定装置を加速度計と
組み合わせて使用することで、測定値の精度を向上させ
ても良い（すなわち、患者の身体が動くことによる誤読
が避けられる）。この加速度を測定する場合には、この
入力信号をさらに（信号対雑音比を向上させかつ測定値
の精度を向上させる）適応フィルタに対するノイズ信号
として使用しても良い。加速度測定ユニットは、同一出
願人により本出願と同日に出願されたノルウェー国特許
出願第１９９６ ２６１１号公報に記載のタイプのもの
であっても良い。

【００２１】インピーダンス測定は、手動による脈拍チ
ェックに代えることが可能であって、血流信号の振幅に
より、脈拍が、強、弱、または無しの何れかであるかが
決定され、その上、脈拍数を測定することも可能であ
る。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下では、図面を参照しながら、
本発明をより詳細に記載する。以下では、図１を参照し
ながら、本発明を実施可能とする回路をより詳細に記載
する。

【００２３】図１は、ドライバ増幅器２，３に交流電圧
を伝送するＣＰＵユニット１によるインピーダンス測定
システム２８の原理を示している。ここで、ドライバ
２，３からの各出力信号は、互いに１８０°だけ位相が
ずれている。交流電圧は、３０ｋＨｚの周波数を有して
いることが好ましいが、約１ｋＨｚから１０ＭＨｚ以上
の範囲の周波数であっても良い。

【００２４】前記増幅器２，３は、低出力インピーダン
スを有する信号を駆動し、かつ十分な電流容量を有して
いる。

【００２５】符号４は、増幅器を表し、前記ＣＰＵ１と
前記ドライバ増幅器２，３とともに電流をほぼ一定にす
る。一定電流は抵抗Ｒ１により供給され、この抵抗Ｒ１
は一方の電極５と結合されかつ増幅器２からの出力と結
合されている。各電極５，６間において人体を通過した
電流は、差動増幅器４（次いで分析用ＣＰＵ１）の各入
力端の間に導入された前記抵抗の前後の電圧により測定
される。もし、測定された電流が低下すると、差動増幅
器４からの出力が再び予め選択した電流値になるまで、
ＣＰＵ１がドライバ増幅器２，３に対して電圧を増大さ
せる。同様に、もし、測定された電流が増大すると、差
動増幅器４からの出力が再び予め選択した電流値になる
まで、ＣＰＵ１がドライバ増幅器２，３に対して電圧を
低下させる。各電極５，６と皮膚とが断続的に接触する
ことが、電流が変動する主原因である。前記電流の範囲
は、ＩＥＣ standard 601-1, "Medical electrical equ
ipment, Part 1: General requirements for safety"に
よると、３０ｋＨｚに対して３ｍＡ、４０ｋＨｚに対し
て４ｍＡ等（ただし１０ｍＡを超えない）である。前記
増幅器２，３を前記回路に結合することにより単にＥＣ
Ｇ信号の重要でない短路を形成するように、Ｃ１，Ｃ２
とともに素子Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，Ｒ４が、各電極から得
られるインピーダンスを十分に高い値にしている。前記
ＥＣＧ信号は、さらに、各電極５，６に結合されたＥＣ
Ｇ測定システム２３を介して、除細動器によって測定さ
れる。同時に、各素子Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，Ｒ４，Ｃ１，
Ｃ２は、患者の細動を止めた場合にショック供給回路２
２により前記各電極に供給される高電圧に対して、前記
増幅器２，３を保護している。

【００２６】各電極５，６には、高電圧、ＡＣ電源、及
び各種測定システムを患者の皮膚に結合する一つの導電
面が形成されている。あるいは、各電極５，６には、２
つまたはそれ以上の導電面が形成されている。ここで、
一部の面は、各種信号を測定する各システムにより使用
され、かつ一部の面は、患者に交流あるいは高電圧にて
電気エネルギを供給する各システムにより使用されるこ
とが好ましい。患者に対し複数の分離導電面を使用する
測定システムの利点は、患者をＡＣ電源に接続する電極
部分を介して断続的に電気接触することにより生じる信
号干渉の大部分を防止する点にある。このような断続的
な電気接触は、主に患者の動きによって生じる。

【００２７】差動増幅器７は、前記電極５，６の下流に
配置されている。この増幅器は、各電極間の電位差を測
定する。それぞれＣ３及びＲ５と、Ｃ４及びＲ６から成
るＲＣ要素は、前記差動増幅器７の各入力端にて配置さ
れ、前記各要素は、ＤＣ成分を分離しかつＥＣＧ信号か
らの干渉を抑制するためのハイパスフィルタを形成して
いる。他のハイパスフィルタ８は、ＥＣＧ信号成分をさ
らに抑制するために差動増幅器７に接続されている。前
記ハイパスフィルタ８からの信号は、ＡＣ結合増幅器９
にて増幅される。ＡＣ増幅器９の出力は、ＡＣ信号を復
調する精密整流ブロック１０に接続されている。整流器
１０からの信号は、ＤＣ成分を除去しかつ信号を増幅す
る回路１１に転送される。この場合に、各電極が胸部に
取り付けられているならば、前記信号は患者の呼吸に比
例する。この信号１２は、信号の直接表示のための表示
ユニットに進み、または目視可能な表示をするためにさ
らなる処理のためのＣＰＵ１に進み、または救命作業中
に出来事の推移に関する文言を提供するために続く検索
のための蓄積装置に進む。

【００２８】上記回路１１からの出力信号は、さらに、
他の回路１３に送られる。この回路も、ＤＣ成分と低周
波成分とを除去し、かつ血流によるインピーダンスの変
化を表わす信号を増幅する。この信号１４は、表示ユニ
ットに送られ、または目視可能な表示をするためにさら
なる処理のためのＣＰＵ１に送られ、または救命作業中
に出来事の推移に関する文言を提供するために続く検索
のための蓄積装置に進む。

【００２９】原理についてのより詳細な記載及び各種信
号の測定方法は以下の通りである。除細動器の各電極間
において、約３０ｋＨｚの交流で測定されるインピーダ
ンスは、４０オームと１５０オームの間の値である（デ
フォルト値は約８０オームである）。自発呼吸または人
工呼吸により、このインピーダンスに微少変動が生じ
る。通常の吸入により、インピーダンスに１オームのオ
ーダーの変化が生じる。さらに、心臓の鼓動により、イ
ンピーダンスに１０ミリオームのオーダーの変化が生じ
る。

【００３０】もし、システムが、各交番の平均値が１ｍ
Ａである概略一定の交流を使用するならば、各電極間の
信号は、以下のように測定可能である。 １ｍＡ・８０オーム 静的インピーダンス ＋ １ｍＡ・（＋／−）０．５オーム 呼吸による変化 ＋ １ｍＡ・（＋／−）５ｍオーム 血流による変化 ＋ ＥＫＧ 振幅が通常約１ｍＶである

【００３１】上記リストから知ることができるように、
呼吸による信号成分は、ＥＣＧによる信号成分と概略同
一の大きさである。さらに、血流による信号成分は、呼
吸による信号成分のわずか百分の一である。

【００３２】信号処理の手順は、以下の通りである。Ｅ
ＣＧ（ここで、エネルギは２Ｈｚ〜４０Ｈｚの領域にあ
る）と概略一定の交流（好ましくは３０ｋＨｚ）により
生成される信号との間には比較的大きな周波数差がある
ので、インピーダンス信号を帯域フィルタすることで、
ＥＣＧによる寄与分を十分に抑制することが可能であ
る。フィルタステップ８とともに、ＲＣ要素Ｃ３−Ｒ５
とＣ４−Ｒ６とを使用することで、帯域フィルタが形成
されている。一旦ＥＣＧによる寄与分が十分に減衰した
ならば、ＡＣ結合増幅器９は、精密整流ブロックの形態
の復調器とともに、さらなる信号分析のための基準を生
成することが可能である。復調器１０の出力端における
信号は、患者の静的インピーダンス（通常８０オーム）
に比例するＤＣ成分から成っている。ここで、呼吸動作
に比例するリプル成分が重ねられ、さらに、血流に比例
するリプル成分が重ねられている。これらの個々の成分
は周波数について異なるので、古典的な信号処理を使用
することで、個々の信号成分に分離するように信号を増
幅しかつフィルタすることは可能である。

【００３３】急性心臓死の場合には、呼吸または血流に
よる信号成分はない。人工呼吸が患者に施されていると
きに限って、このことが呼吸チャネルにおける信号１２
として表れる。本発明の主たる目的は、除細動器による
ショックが望ましい効果を有しているかどうかを迅速に
決定できることである。心臓が再び鼓動を開始した場合
には、このことは、主として、心臓（ＥＣＧ）の電気活
動についての位相信号を表す血流チャネル１４を介して
知ることが可能である。患者は、幾分時間が経ってから
自発呼吸することが可能である。

【００３４】図２及び図３は、それぞれ血流測定に基づ
く自動脈拍チェックを使用する場合の救急蘇生について
の流れ図（治療プロトコル）と、血流測定に基づく自動
脈拍チェックを使用しない場合の救急蘇生についての流
れ図（治療プロトコル）とを示している。図２では、自
動ＥＣＧ分析と同時に血流測定が行われれ、除細動器が
作動するまで６秒〜９秒かかる。この場合に、脈拍測定
は、自動化され、客観的かつ正確である。図３（既存の
救急蘇生ガイドラインに対応）において、リズムがいわ
ゆるショックを与えられない（non-shockable）もので
あるとＥＣＧ分析装置が診断する度に、脈拍が手動によ
りチェックされる。“Advisory Statements of the Int
ernational Liaison Committee on Resuscitation（Ｉ
ＬＣＯＲ）”では、診断が少なくとも９５％の精度を有
するように、３０秒以上の時間で手動による脈拍チェッ
クが行われなければならないことを支持している。他の
刊行物（Eberle B, et al; Resuscitation 1996; 33: 1
07-16）により、参加者のわずか１５％が、１０分間で
行った手動脈拍チェックに基づいて適切な治療の判断を
下すことができたことが明らかにされている。患者にと
っては、このことは、正確な診断のないままに治療の選
択が運に委ねられるか、または診断が行われている間
に、患者が３０秒以上も何ら治療をされないままでいな
ければならないかのいずれかであることを意味する。

【００３５】図４は、加速度計を有する圧縮パッド１６
が、表示スクリーン２５を有する脈拍ユニット１７と連
結している実施形態を示している。すなわち、圧縮率及
び圧縮深さと、血流信号１４を示すグラフ、呼吸につい
ての信号１２を示すグラフ、及びＥＣＧが、このスクリ
ーン上に表示されてもよい。このユニットは、コネクタ
１８を介して除細動器に結合されている。図５は別の実
施形態を示し、前記表示スクリーンが、脈拍無し、弱、
または正常というように脈拍を示す表示器２６により置
換されており、かつ使用者が適切な治療方法（図３参
照）を選択することに役立つものである。

【００３６】図６は、本発明が除細動器内に組み込まれ
ている実施形態の一例を示している。除細動表示スクリ
ーン２５は、血流信号のグラフ及び呼吸についての信号
のグラフの形態で、インピーダンス測定システムからの
情報を示している。さらに、救急蘇生流れ図（図２参
照）に則ってとるべき行動を使用者に指示するように、
テキストメッセージが表示される。図７は別の実施形態
を示し、前記グラフはテキストメッセージに置換されて
いる。この解決手段は、患者の状態の診断を除細動器に
大部分任せる使用者を対象としたものである。今日、全
ての除細動器は、表示ユニットに加えて、サウンドユニ
ット２７を具備している。このサウンドユニットは、使
用者に対して音響信号及び音声メッセージを生成する。
処置プロトコル（流れ図の図２参照）に則って医療従事
者をガイドするために、除細動器ではサウンドユニット
が使用されている。

【００３７】図８は、ある動物についての脈圧の振幅と
血流信号の振幅との相関を表すグラフを示している。脈
圧は、動脈の収縮期血圧と拡張期血圧との差として規定
されている。

【００３８】図９は、低血圧のある動物についてのＥＣ
Ｇ（下段）、血流信号（中段）、及び血圧（上段）を示
している。

【００３９】図１０のグラフは、ＥＣＧ（下段）と血流
信号（上段）を示している。ここで、ＥＣＧは、ＰＥＡ
（脈無し電気活動）タイプのものである。この血流信号
は、血流が無いことを示している。

【００４０】図１１のグラフは、正常のＥＣＧ（下
段）、正常な血流信号（中段）、及び正常な血圧信号
（上段）を示している。

【図面の簡単な説明】

【図１】 除細動器内に組み込まれたインピーダンス測
定システムの原理を示す概略図である。

【図２】 除細動器が、治療を選択するために本発明の
システムからの情報を使用するか、あるいは、使用者が
さらなる治療に関し選択するために、本発明のシステム
からの情報を使用する救急蘇生方法の流れ図である。

【図３】 ユーザが手による脈拍チェックに基づいて治
療のタイプを選択しなければならない実在の救急蘇生法
ガイドラインに対応した流れ図である。

【図４】 本発明が除細動器に追加装置として設けられ
た場合の実施形態を示す図である。

【図５】 本発明が除細動器に追加装置として設けられ
た場合の実施形態を示す図である。

【図６】 本発明が除細動器内に組込配置された場合の
実施形態を示す図である。

【図７】 本発明が除細動器内に組込配置された場合の
実施形態を示す図である。

【図８】 実験動物に対して行われた測定値を表す図で
ある。

【図９】 実験動物に対して行われた測定値を表す図で
ある。

【図１０】 実験動物に対して行われた測定値を表す図
である。

【図１１】 実験動物に対して行われた測定値を表す図
である。

【符号の説明】

１ ＣＰＵユニット ５，６ 電極 ８ ハイパスフィルタ ９ ＡＣ結合増幅器 １６ 圧縮パッド ２５ 除細動表示スクリーン ２８ インピーダンス測定システム

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (54)【発明の名称】 体外除細動器のインピーダンス測定システムに接続されかつ患者の皮膚上に配置される各電極間 のインピーダンス測定に基づき、意識不明者の脈拍の有無を測定する方法、及びその方法を実施 するためのシステム

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 患者の皮膚上に配置された複数の電極間
   のインピーダンス測定に基づき、意識不明者の脈拍の有
   無を測定する方法であって、前記各電極が救急蘇生用体
   外除細動器のインピーダンス測定システムに接続されて
   成る方法において、 前記除細動器の前記インピーダンス測定システム内に組
   み込まれた増幅器及びフィルタ装置を介して、患者の血
   流の変化により生じるインピーダンスの変化を公知の方
   法により増幅しかつ記録する段階であり、ここで、前記
   インピーダンス測定システムは時間の関数として前記患
   者の血流の変化を表す信号の出力を有してなるインピー
   ダンスの変化を増幅しかつ記録する段階と、 前記インピーダンス測定システムの前記信号の出力に結
   合された計算ユニットにて、前記インピーダンスの変化
   に対する特性値に基づいて前記患者の脈拍を分類し、か
   つ前記計算ユニットの出力に接続された除細動器プログ
   ラムユニットにて、前記分類の結果を使用して除細動プ
   ログラムの選択を行う段階と、を備えることを特徴とす
   る方法。
2. 【請求項２】 前記分類は、脈拍正常、脈拍弱、又は脈
   拍無しのうちから定められることを特徴とする請求項１
   記載の方法。
3. 【請求項３】 前記インピーダンス測定システム内の前
   記フィルタ装置は、インピーダンスの変化のうちの自発
   呼吸及び／又は人工呼吸により生じた寄与分を抑制する
   ように構成され、一方、前記インピーダンス測定システ
   ムは、インピーダンスの変化のうちの前記血流の変化に
   よる寄与分を増幅するように構成され、ここで、前記イ
   ンピーダンス測定システムは、１ミリオームより低くな
   い分解能を有していることを特徴とする請求項１記載の
   方法。
4. 【請求項４】 前記脈拍の分類は、前記患者のＥＣＧの
   分類と同時に行われることを特徴とする請求項１記載の
   方法。
5. 【請求項５】 前記血流の変化を表す信号及び／又は前
   記分類結果は、発光ダイオード及び／又はディスプレイ
   スクリーンの形態のディスプレイ又は表示ユニットに転
   送されることを特徴とする請求項４記載の方法。
6. 【請求項６】 前記血流の変化を表す信号及び／又は前
   記分類結果は、外部で蓄積されることを特徴とする請求
   項１記載の方法。
7. 【請求項７】 救急蘇生の際に、患者の皮膚上に配置さ
   れた複数の電極間のインピーダンス測定に基づき、意識
   不明者の脈拍の有無を測定する方法を実施するためのシ
   ステムにおいて、 前記患者の血流の変化を増幅しかつ記録するために、公
   知の内蔵型増幅器と公知の内蔵型フィルタ装置とを有す
   る除細動器のインピーダンス測定システムを備えて成
   り、 前記インピーダンス測定システムが、時間の関数として
   前記患者の血流の変化を表す信号の出力を有し、かつ該
   出力はインピーダンスの変化の特性値に基づいて前記脈
   拍を分類する計算ユニットに接続され、さらに、前記分
   類の結果に基づき、前記計算ユニットからの前記出力に
   接続された除細動器プログラムユニットにより除細動プ
   ログラムが選択されることを特徴とするシステム。
8. 【請求項８】 前記増幅器及び前記フィルタ装置は、前
   記除細動器に対して外部に配置されていることを特徴と
   する請求項７記載のシステム。
9. 【請求項９】 前記計算ユニットは、前記患者に取り付
   けられた加速度計に接続されて成り、 前記計算ユニットは、前記加速度計からの前記信号を基
   準信号として使用するディジタル適応フィルタとして作
   動するように構成されており、あるいは前記計算ユニッ
   トは、前記加速度計からの前記信号の振幅に基づいて、
   前記インピーダンス測定の妥当性を判断するように構成
   されていることを特徴とする請求項７記載のシステム。
10. 【請求項１０】 発光ダイオード及び／又はディスプレ
    イスクリーンの形態の表示ユニットが設けられ、該表示
    ユニットにて前記分類の前記結果が表示されることを特
    徴とする請求項７記載のシステム。