JP2003534867A - 電気インピーダンス・トモグラフィのデータにより得られる情報を表示するための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、電気インピーダンス・トモグラフィ（EIT）のデータにより患者の体の一部から得られる情報を表示するための方法及び装置に関する。この部分の特定の病理学的状態を決定するために即座に用いることが可能な情報を表示するための方法を提供するため、本発明に係る方法は次の工程を実施する。複数の所定の処理モードを用いて上記EITのデータを処理する工程と、この所定の処理モードの結果に従い上記部分の特定の病理学的状態を決定する工程と、この特定の病理学的状態に従い複数の所定の画面モードから１つの画面モードを選択する工程と、この選択された画面モードに従い上記EITのデータを表示する工程。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 本発明は、電気インピーダンス・トモグラフィ（EIT）のデータにより患者の
体の一部から得られる情報を表示するための方法及び装置に関する。

【０００２】 電気インピーダンス・トモグラフィは、人体組織の比導電率に違いがあること
を利用する。人体組織の比導電率は、脳脊髄液の15.4mS/cmから骨の0.06mS/cmま
で様々である。この導電率の値における違いは、異なる組織の間では大きなもの
となる。このため、導電率ないし比抵抗分布の断層像は、良好なコントラストを
呈する。電気インピーダンス・トモグラフィの目的は、このようなコントラスト
の像を生成することである。

【０００３】 EITの測定は、例えば患者の肺の分析において行われる。多数の電極を胸郭の
周りに配置し、例えば５nAのピーク間振幅で50kHzの交流電流を隣接する電極に
それぞれ印加する。残りの電極はそれぞれ、上記交流電流を用いて所定の参照電
位を基準にインピーダンスの測定を行うために使用される。全ての電極が順に通
電用電極として使用され次第、データ検出のサイクルは終了する。統計上の乱れ
をなくすため、複数のデータ検出サイクルは平均化されるのが原則である。こう
して、対応する画像が得られる。

【０００４】 胸郭の地帯におけるインピーダンスの最大の変化は、空気の吸い込みと吐き出
しにより引き起こされる。この意味で、電極により測定される上記インピーダン
スの変化は肺の容積の変化の尺度であることが判る。このため、EIT法によると
、肺の圧力と容積の関係についての測定も行うことができる。

【０００５】 完全なる再構成問題は非線形であり、繰返しを要する。しかし、この繰返し過
程における各工程は線形である。繰返しの最初の工程のみを用いて再構成される
像では、像の構成は線形工程と扱われる。これは、一様な状態からの導電率の小
さな変化に関しては、ほぼ正当な推定である。現在生成される臨床像の大部分は
、単一工程の再構成アルゴリズムを用いている。

【０００６】 EITの１つの目的は、絶対的な導電率分布の像を再構成することである。この
像は、絶対像として知られている。しかし、これには前述の問題が高い精度で解
決可能であることを要し、困難を伴う可能性がある。電極又は電極間にて測定さ
れる電圧信号の大きさは、体形・電極の形や位置・内部の導電率分布により決ま
る。実際には、この信号の大きさを支配するのは導電率よりもむしろ初めの２つ
の効果である。しかし、導電率変化が物体内で生じれば、多くの場合、表面電圧
の変化はこの導電率変化により支配されると推測することができる。差分画像化
では、上記目的は絶対値よりもむしろ導電率変化を画像化することである。

【０００７】 差分アルゴリズムは、導電率変化を画像化することが可能であるに過ぎない。
絶対的な導電率分布は、この方法を用いて生成することはできない。更に、電極
をどのように交差移動しても、電極を取り外して元に戻すことが必要になるため
又は患者を大きく動かすことにすらなるため、この技法を変化の長期測定のため
に用いることは困難である。経時変化に代わるものとして、差分アルゴリズムは
周波数を用いて導電率変化を画像化することができる。測定はある周波数範囲上
で行うことが可能であり、差分像は期間中の最も低い周波数とそれ以外の周波数
からのデータを使用して生成することができる。こうして、多周波式測定は周波
数により決まる組織の複雑な抵抗を利用する。

【０００８】 明らかとなるように、電気インピーダンス・トモグラフィによる患者の肺の分
析は膨大な量のデータを生み出す。EITの像は、複数のピクセルから成る。この
複数のピクセルでは、各ピクセルは上記のような様々な再構成の技法、即ち、絶
対分布、相対分布、又は、ある周波数範囲上での分布により決定することができ
る。

【０００９】 他方、上記複数のEITのデータから決定される必要のある肺の状態も又複数存
在する。これは、肺には４通りのタイプの肺胞が理論上存在するという事実に由
来する。この事実を図１に示す。正常な肺胞（A）は換気されると共に血液で灌
流される。換気されるが灌流されない肺胞（B）がある。このような肺胞は、生
理学的死腔の重大な原因となる。換気されないが灌流される肺胞（C）がある。
このような肺胞は、呼吸ガスの交換を行わない。最後に、十分に換気も灌流もさ
れない肺胞（D）がある。このような肺胞は、高濃度の二酸化炭素・窒素・酸素
を含む。この肺胞は、洗い出し検査で排出される二酸化炭素と窒素の量が最も少
ない。

【００１０】 経験のある医者であれば、上記複数の肺の状態を決定するために上記複数のEI
Tデータを使用することは可能である。これは、上記の絶対分布、相対分布、又
は、所定の周波数範囲上での分布に従った様々はタイプの再構成像を分析するこ
とにより、これまで成されている。しかし、経験のある医者にとってさえ、満足
のいく結果を得るためにEITのモニタを使用することは、依然として非常に時間
を費やす。

【００１１】 このため、患者の体の一部それぞれの病理学的状態を決定するために即座に用
いることが可能な、電気インピーダンス・トモグラフィのデータにより上記部分
から得られる情報を表示するための方法を提供することが本発明の目的である。

【００１２】 この目的は、請求項１に記載の方法と請求項２１に記載の装置により解決され
る。本発明の方法は、以下の工程を含む。 複数の所定の処理モードを用いて上記EITのデータを処理する工程と、 上記所定の処理モードの結果に従い特定の病理学的状態を決定する工程と、 上記特定の肺の状態に従い複数の所定の画面モードから少なくとも１つの画面
モードを選択する工程と、 上記選択された画面モードに従い上記EITのデータを表示する工程。

【００１３】 続いて、本発明に係る６通りの所定の処理モードを、患者の肺を分析する場合
を例に説明する。これらのモードは、以下の通りである。 相対モードと、 位相遅れモードと、 灌流モードと、 絶対モードと、 時定数モードと、 局所肺活量測定モード。

【００１４】 相対モード 相対モードは、過去のある時間内における周期性換気の２次元分布の局所変化
を算出する。このインピーダンスの局所変化は、インピーダンスの相対分散を推
定することが可能な技法（例えば、パーセント分散）を利用しながら、電気イン
ピーダンス・トモグラフィによりオフラインで離散的な時間間隔ごとに得られる
。インピーダンスの相対分散は、上記領域の簡易モデルを使用すること、即ち、
電極を含む胸郭の断層面を数学的に示すことにより算出される。この簡易モデル
は、有限要素法や有限差分、更には固有関数の重ね合わせといった様々な方法を
通じて得られる。インピーダンスの相対変化の計算には、基準の選択が必要であ
る。この基準は関心領域における１組の境界電圧又はインピーダンス分布の１つ
のベクトルであればよく、過去のある瞬間又はある時間間隔内において得られる
。このような基準となる特定の瞬間又は間隔は、手動又は自動で選択される。所
定の時間が終了した後、各ピクセルに対する一続きの相対インピーダンス変化が
入手可能となり、この時間におけるその分散の何らかの度合が算出される。この
ような分散の推定は、較差や標準偏差、或いはその他といった散布度の統計的測
度である。

【００１５】 位相遅れモード 位相遅れモードは周期性換気の動態を処理し、肺動態の均一性の指標となる。
吸息、呼息、又は、呼吸サイクル全体について、値を表示することが可能である
。狭い値域は、健康な気道と肺胞を備えた肺の標準である均一な活動を示す。比
較的広い値域は、気道が深刻な状況にあること及び肺胞が病気であることを示す
。

【００１６】 図２は、上記位相遅れモードに従ったEITデータの処理を示す。

【００１７】 単調な周期性換気の間に、周期性呼吸の間の全インピーダンス変動のシヌソイ
ド関数又は何か他の近似関数と比較しながら、各ピクセルの位相角は算出される
。ピクセル全体が肺領域を示すことを考えると、上記全インピーダンス変動は平
均インピーダンス変動を示す。個々のピクセルの変動は、位相遅れを検知するた
めにこの全変動と比較される。この全インピーダンス変動は、個々のピクセルの
変動と同様、相対電気インピーダンス・トモグラフィにより離散的な時間間隔ご
とに算出されるが、これは上記の通りである。負の位相角は、所定のピクセルが
上記平均肺変動よりも早くに膨張／収縮していることを意味する。その一方、正
の位相角は、上記ピクセルが遅延した膨張／収縮パターンを有する肺地帯である
ことを意味する。各ピクセルは、自身を示す位相角を有する。

【００１８】 灌流モード 灌流モードは、過去のある時間内における肺灌流の２次元分布を処理する。（
前述の）相対モードに対して使用される原理と同じ原理が、ここでは適用される
。これに特有の唯一の性状は、次の通りである。サンプリングレートは、20Hzよ
りも高くなければならない。肺における抵抗率の心臓関連変化は比較的小さく（
呼吸運動に関連する変化の約５〜10％）、又、10倍高い変動周波数で発生する。
肺灌流変動の全サイクルは、電気的な心臓周期と正確に同じ長さである（通常は
、0.5〜１秒の範囲）。所定の時間ウィンドウが終了した後、一続きの心臓関連
相対インピーダンス変化が入手可能となり、この時間におけるその分散の何らか
の度合がオフラインで算出される。このような分散の推定には、標準偏差や分散
それ自体、或いはその他といった散布度の統計的測度を任意に用いることができ
る。ピクセル値は、問題となっている時間内における（各ピクセルに対する）こ
の散布度の推定値に比例する。

【００１９】 EITの灌流信号の質を高めるために、無呼吸期間が導入される。無呼吸の間は
、上記散布度の度合は上記局所灌流に比例することが推測される。これに代わる
方法としては、患者を心拍数よりも十分に遅い（1/3未満）呼吸速度で呼吸させ
、インピーダンスの呼吸関連変化を除去するためにハイパス・フィルタを使用す
ることが可能である。

【００２０】 心拍出量が一定であることを考えると、心臓周期におけるインピーダンス変動
の振幅は所定の肺領域への相対血液灌流に比例する。同じ大きさの２個の肺領域
又はピクセルを考えた場合、より大きな心臓周期に関連する変動を呈する方が心
拍出量をより大きな割合で享受する。

【００２１】 肺灌流のEIT像から得られる情報量を更に増やすため、上記心臓周期全体をそ
の構成要素に分けることが望ましい。例として、心拍数が60拍/分でサンプリン
グレートが50Hzである患者を考える。一続きのインピーダンス分布セットの等時
間間隔の仮想的集合体は、QRS（心電図にて検知される心室に関連する電気的脱
分極）のピークから始まり次のQRS複合部の20msec前に終わるが、ここにはイン
ピーダンス変化の３個の波が現れる。

【００２２】 最初のインピーダンスの小さな落ち込みは、血液を肺へと押し戻す左心房の収
縮に関連する。２番目のインピーダンスの大きな落ち込みは、右心室により肺動
脈へと運ばれる１回心拍出量に関連する。最後３番目の中間の落ち込みは、肺動
脈に蓄えられたエネルギーの弾性回復に起因する。この弾性回復は、血液を肺毛
細血管と肺静脈に押し通す。このような全サイクルは繰り返され、次のQRS複合
部から始まる。これら心臓周期の各局面の分析は、別のモードに対する前述の表
示関数と同じ表示関数を用いて、別個に行うことができる。

【００２３】 絶対モード 絶対モードは、ノイズと電極／皮膚インピーダンスの問題を補正した後、各ピ
クセルの推定された絶対インピーダンスを処理する。インピーダンスの相対変化
を算出するためのアルゴリズムとは異なり、反復的な数理アルゴリズムが正解（
例えば、関心領域におけるインピーダンス分布として定義され、予測された境界
電圧と実測された境界電圧との間の最小２乗誤差を生成する）への段階的収束の
ために適用される。この収束は、何らかのノイズ分析により導かれてもよい。ピ
クセル値は、各ピクセルに対する絶対インピーダンスの推定値、即ち、データ収
集時間内におけるその平均値を示す。

【００２４】 上記の通り、絶対モードは各ピクセルの推定された絶対インピーダンスを処理
する。インピーダンスの相対変化は、１つの段階から成る方法により直接計算さ
れる。しかし、絶対インピーダンスの大きさは反復的な数理アルゴリズムにより
得られる。最も正確に推定された分布は常に、所定の誤差指標を最小にするよう
な関心領域のインピーダンス分布である。この誤差指標は、予測された境界電圧
と実測された境界電圧との間にて観測される差に従い、様々な方法で定義されて
よい。上記収束アルゴリズムは、カルマンフィルタ・アルゴリズムにおけるよう
に、何らかのノイズ分析により導かれてもよい。測定された電圧の特異値切り捨
て又はコヒーレント平均としてノイズ除去を行うため、幾つかの手順を踏んでも
よい。

【００２５】 データの質を最良にするため、患者はデータ取得時間中は静止した状態でいる
必要がある、又は、データ取得間隔を呼吸サイクルに比較して短くする。その代
わり、長いデータ取得時間を利用して、何らかのローパス・フィルタによる処理
を行うことは可能である。

【００２６】 得られる情報の質を高めるため、インピーダンス分布を推定するためのアルゴ
リズムを２個以上併せて使用し、２又はそれよりも多い数の算出手順を並行して
作用させることを提案する。比較的遅いが正確なアルゴリズムは、より速いアル
ゴリズムに対するチェック手順として用いることができる。遺伝アルゴリズム、
ニューラルネットワーク、ニュートンラプソン法、カルマンフィルタに基づくア
ルゴリズムが利用可能である。速いアルゴリズムの解における曖昧性は、遺伝ア
ルゴリズムにより解決することができる。この遺伝アルゴリズムは、上記時間内
においてそのパフォーマンスを次第に向上させる。ニューラルネットワークは、
従来のCTから収集されるデータ又は臨床データを従前に学習させておけば、胸郭
内の一般的な構造の定義を改善することができる。

【００２７】 絶対インピーダンス分布の時系列が一旦計算されると、上記相対インピーダン
ス分布は２個の連続する絶対分布の差を代数的に求めることにより得ることがで
きる。前述の非線形モデルにより計算される相対インピーダンス変化は、従来の
逆投影法により算出される変化よりも真の変化を正確に推定している。

【００２８】 上記絶対モードでは、通気された地帯には高いピクセル値が割り当てられる。
その一方、液体／固体地帯には低いインピーダンス値が割り当てられる。このこ
とは、周期性呼吸中のこの値の分散とは関係がない。捕捉された気泡（例えば、
気胸、気腫の泡）は、高いインピーダンス値により示される。もっとも、上記相
対モードにおける分散／散布度に対しては、低い値が割り当てられる。

【００２９】 絶対インピーダンスは、ボルト／アンペア／ピクセル容積といった次元を用い
て絶対数として定義することができるため、その色や色調や高さは絶対的な度合
を持つことができる。このため、関心領域内の肺の色全体は、肺の通気／浮腫の
程度についての情報を即座に提供することができる。伸び計又はプレチスモグラ
フの助けを借りて、胸囲・皮下脂肪・筋肉に対する適切な補正を提供することが
できる。

【００３０】 時定数モード 図３は、時定数モードに従ったEITデータの処理を示す。調節呼吸の間又は目
覚めていて自発呼吸している患者における特殊な動作（例えば、努力性肺活量動
作）の間は、特殊な指数関数近似関数が使用される。

【００３１】 この指数関数的近似処理は、局所的な（ピクセルごとの）インピーダンス変化
に対してだけでなく、インピーダンスの変化全体（関心領域全体）に対しても適
用される。ゆっくりと息を吐き出す間に指数関数近似を用いることにより、時定
数全体と各ピクセルに対する時定数、即ち、長い呼息（これはインピーダンスの
安定期を実現するには十分である）の間における全インピーダンス変化の63.2％
に対応する変化までの時間、を推定することができる。実行中のウィンドウは、
手動又は自動トリガを利用することにより呼息の始まりと同期させることができ
る

【００３２】 特にこの場合、ピクセル値は時定数を２次元図形表示では色又は色調として（
或いは、３次元表示ではＺ軸上の高さにより）示す。時定数は、秒という次元を
用いて絶対数として定義することができるため、その色や色調や高さは絶対的な
度合を持つことができる。このため、関心領域内の肺の色全体は、肺閉塞の程度
についての情報を即座に提供する。又、地帯を分離して比率を計算することは可
能である。

【００３３】 更に、時定数の散布度を気道疾患の指標として用いることも可能である。前述
した散布度の統計的測度はいずれも、この目的のために用いることができる。

【００３４】 最後に、長い呼息の後でもインピーダンスの安定期を実現しないユニットの存
在は、深刻な気道疾患であることを示す。

【００３５】 局所肺活量測定モード 肺活量測定は、依然として最も重要な肺機能検査の１つである。この肺活量測
定は、吸入又は呼出された呼吸ガスの限定された基準となる分量（例えば、１回
換気量）を決定するために用いられる。このような分量を１又はそれよりも多い
数だけ付加することにより、肺活量（VC）といった肺容量が決定される。これま
で、これら分量及び容量の局所分析は、侵襲性又は放射性を有する手段がないと
可能ではなかった。

【００３６】 EITモニタは、肺内部の総量の局所分布についての情報を付加することにより
、従来の肺活量測定を改善することができる。従来の肺活量測定と同様、全体的
な分量（volume）や容量（capacity）だけでなく局所的な分量や容量もEITによ
り得ることができる。１秒量（１秒間に呼出した努力性呼気量）といった時間に
より決まる分量は、全体的な基準だけでなく局所的な基準に基づいても決定する
ことができる。時間に対する分量の変化を観測すると、肺全体だけでなく肺内の
比較的小さい関心領域についても流量を算出してこれを分析することができる。
こうして、圧縮率や抵抗に関する異変は肺全体のレベルだけでなく肺の局所的な
レベルでも検知され、このような異変が局所的に優勢であるか否かが識別可能と
なる。

【００３７】 各病理学的状態又は各肺の状態はそれぞれ、肺全体又は肺の関心領域に対して
決定することができる。後者の場合、その領域に蔓延する肺状態は、より正確に
決定することができる。例えば、患者の肺は４個の関心領域に区分することがで
きる。ここでは、上記処理モードの全てをそれぞれ実行することにより、各関心
領域に対して、各肺状態の十分な決定が行われる。その結果、関心領域それぞれ
に対して、これら複数の関心領域の間では異なる各肺状態が決定される。

【００３８】 本発明の特徴の１つによると、上記所定の処理モードの結果に従った特定の肺
状態の決定は、特定の肺状態それぞれに対する決定規則を含むような知識集約型
データバンクに基づくことが可能である。このような決定規則は、例えばファジ
ー理論に基づくことが可能である。

【００３９】 本発明に係る様々なタイプの画面モードについて、次のタイプの画面モードを
患者の肺を分析する場合を例に説明する。 機能像と、 図形と、 数値と、 その他。

【００４０】 機能像 機能像は、実際の処理モードを基礎とする患者の肺のオンラインによる画像化
である。こうして機能像は、上記特定の肺状態を自動的に決定するための基礎と
なるデータの図示である画面モードを形成する。各ピクセルは、その分布に従い
表示され、例えば５〜30秒の実行中のウィンドウを適用することにより時間平均
されるのが好ましい。この機能像における各ピクセルの位置は、その平面が全て
の電極を含むことを考えると、胸郭の内側におけるその空間的位置の推定を表す
。これに代わる方法として３次元表示を用いると、ピクセル値は第３の軸に基づ
くその評価により示すことが可能となる。

【００４１】 例えば、上記実行中の時間ウィンドウ内における導電率の相対又は差分分布を
考えた場合、全ての電極を含む上記２次元平面内の各ピクセルには、電気インピ
ーダンスの上記局所変化が割り当てられる。所定の時間ウィンドウが終了した後
、各ピクセルに対する一続きの相対インピーダンス変化が入手可能となり、この
時間におけるその分散の何らかの度合が算出可能となる。ピクセル値は、２次元
図形表示では色又は色調により示すことができる。

【００４２】 一般的には、次の分布を表示することができるのが好ましい。 絶対インピーダンスと、 相対インピーダンスと、 肺灌流と、 位相遅れ。

【００４３】 更に、機能像のこれらの基本モードに加えて、上記図形表示におけるピクセル
値を、異なる上記基本モードの間における任意の数学的及び／又は論理的演算に
より決定することも可能である。これにより、例えば、換気／灌流、時定数にお
ける散布度、及び／又は、２通りのモードの比較による画像差分、が得られる。

【００４４】 機能像の上記基本モードは前述した４通りの処理モードに対応する、というこ
とことが分かる。一般的に、処理モードの対応する機能像は、対応する処理モー
ドが悪い肺状態の決定をもたらす場合には、常に表示されるようにすることが可
能である。他方、健康な肺状態が決定される場合は、基本的な機能像ではなく適
当な図形や数値が表示されるように、データ量を更に減らすことが望ましい。

【００４５】 図形 図形は、機能像から更にデータを減らしたものであるのが原則であり、健康な
肺状態が決定される場合に選択されるのが好ましい。図形は、選択された関心領
域を示す測定又は算出されたデータのオンラインによる表示である。図形の形状
は、線形や棒形等任意に選ぶことができる。

【００４６】 次の図形を示すのが好ましい。 肺全体の周期性換気と、 関心領域内の周期性換気と、 複数の肺領域内の周期性換気と、 ２個の関心領域内の換気の比率と、 肺全体の平均位相遅れと、 関心領域内の平均位相遅れと、 複数の肺領域内の平均位相遅れと、 ２個の関心領域内の換気の比率と、 肺全体及び任意の関心領域に対する肺機能検査の際の努力性肺活量動作に対す
る指数関数的曲線。

【００４７】 数値 数値は、図形又は機能像から更にデータを減らしたものである。数値は、肺全
体又は選択された関心領域に関する圧縮された情報を示す測定又は算出された値
のオンラインによる表示である。図形に対して適用されるように、数値は、健康
な肺状態が上記所定の処理モードの結果に従い決定される場合に、選択された画
面モードとして選ばれる。

【００４８】 次の数値を推定するのが好ましい。 肺全体内の換気に対する均一性指数と、 関心領域内の換気に対する均一性指数と、 肺の選択された部分のインピーダンス変化の使用部分における換気の比率、例
えば、肺下部のインピーダンス変化の使用部分における換気率で除した肺上部の
インピーダンス変化の使用部分における換気率と、 肺全体内の灌流に対する均一性指数と、 関心領域内の灌流に対する均一性指数と、 上部／下部の比率といった肺の選択された部分における灌流の比率と、 肺全体内の位相遅れの対する均一性指数と、 関心領域内の位相遅れに対する均一性指数と、 上部／下部の比率といった肺の選択された部分における灌流の比率と、 肺全体及び／又は任意の関心領域に対する肺機能検査の際の努力性肺活量動作
を特徴づけるための数値又は時定数。

【００４９】 その他 もちろん、他の如何なる適当な画面モードでも、上記EITのデータを適切に表
示することは可能である。その可能性を有する画面モードの１つが、予め選択及
び／又は調整することが可能な調整用決定サポート表示である。調整用決定サポ
ート表示の１つの形態は、終末呼気陽圧（PEEP）の臨床測定を容易にするための
表示である。この表示は、有色の垂直又は水平の棒から成ることが可能である。
この色は、ちょうど中央の緑から黄色及び橙色を挟んで棒の両端の暗赤色まで、
対称を成して広がる。赤色は、PEEPのレベルが高過ぎる又は低過ぎることを示す
。その一方、緑色は最適なPEEPの範囲にあることを指す。他の如何なる色の組み
合わせを用いてもよいし、単一の色に濃淡を付けてもよい。上記棒の内側にある
印は、PEEPの現在のレベルを示す。PEEPのレベルが高過ぎると、この印は上部又
は真赤色のフィールドに位置する。その一方、PEEPのレベルが低過ぎると、この
印は下又は左へと移動する。人工換気装置を操作する場合、その使用者は上記印
が棒の内側を移動するのをただ監視する。この印が上記緑色の地帯に一旦達する
と、PEEPは最適なレベルに達したことになる。

【００５０】 本発明の特徴の１つによると、上記画面モードは使用者の要求に基づき更新さ
れる。このことは、選択された画面モードの表示は、使用者がこの表示の基礎と
なるデータの更なる更新を要求するまでは固定されることを意味する。

【００５１】 本発明の別の特徴によると、表示された上記EITのデータはリアルタイムに更
新される。このことは、各表示は患者の体から実際に取得されるデータを用いる
ことを意味する。必要ならば、実行中の時間ウィンドウを更なるノイズ除去を実
現するために用いることができる。

【００５２】 本発明の別の特徴によると、病理学的状態の推定は使用者により入力される。
この場合、上記EITデータの処理は、この推定された病理学的状態に応じた上記
所定の処理モードの組み合わせを用いて実行される。医者が患者の体の診察部分
の病理学的状態を既に知っている場合は、対応する入力フォーマットを提供する
ことによりこの知識を利用することができる。

【００５３】 本発明の別の特徴によると、上記の診察されるべき患者の体の部分とは、この
患者の肺である。胸郭の地帯が良好なコントラストを呈するよう、胸郭の地帯で
は空気の吸い込みと吐き出しにより非常に高いインピーダンス変化が引き起こさ
れる。このため、電気インピーダンス・トモグラフィの方法を用いると、患者の
肺を診察するのに非常に有利であるが、これは既に示した通りである。処理モー
ドとして前述の相対モードと位相遅れモードと灌流モードと絶対モードを用いる
と、次の論理を特定の肺状態を決定するために適用することができる。

【００５４】 相対モードが低い結果を生み出し、灌流モードが低い結果を生み出し、絶対モ
ードが低い結果を生み出す場合には、肺梗塞という肺状態が決定される。

【００５５】 相対モードが正常な結果を生み出し、灌流モードが低い結果を生み出し、絶対
モードが正常な結果を生み出す場合には、肺塞栓という肺状態が決定される。

【００５６】 相対モードが低い結果を生み出し、灌流モードが高い結果を生み出し、絶対モ
ードが低い結果を生み出す場合には、限局性肺炎という肺状態が決定される。

【００５７】 相対モードが低い結果を生み出し、灌流モードが低い結果を生み出し、絶対モ
ードが高い結果を生み出す場合には、気腫性地域という肺状態が決定される。

【００５８】 相対モードが高い結果を生み出し、位相遅れモードが非常に高い結果を生み出
し、絶対モードが不安定な結果を生み出す場合には、周期性気道閉鎖という肺状
態が決定される。

【００５９】 相対モードが非常に低い結果を生み出し、位相遅れモードが非常に高い結果を
生み出し、絶対モードが不安定な結果を生み出す場合には、空気トラッピングを
伴う持続性気道閉鎖という肺状態が決定される。

【００６０】 相対モードが非常に低い結果を生み出し、位相遅れモードが不安定な結果を生
み出し、絶対モードが非常に低い結果を生み出す場合には、再吸収無気肺を伴う
持続性気道閉鎖という肺状態が決定される。

【００６１】 上述した特定の肺状態を決定するための論理は、ファジー理論という原理に基
づくことが可能である。「低い」及び「高い」という用語はそれぞれ、処理モー
ドごとに定められた数値範囲の中で説明する必要がある。これは例えば、健康な
肺を有する患者を診察し、健康な状態に対して適用することが可能な処理モード
ごとの数値範囲を決定することにより成すことができる。これら参照値からの「
低い」偏差及び「高い」偏差を、所定の数値範囲により表すことも可能である。

【００６２】 本発明の更なる特徴によると、画面モードは、データ記憶域に図形パターンと
して予め記憶されていて、対応する画面モードが選択されると即座にこのデータ
記憶域から取り出される図形要素から成る。これにより、時間を費やす表示の組
み立てを含む図形要素が既に予め記憶されているため、より速い図形表示を実現
することができる。この場合、実際のEITデータに関する変更のみを予め記憶さ
れた表示において更新する必要がある。

【００６３】 ここで、本発明の一例を、これに付随する図を参照しながら説明する。

【００６４】 図１から図３については、前述したことが参照される。

【００６５】 図４から８は、所定の処理モードの結果に従った特定の肺状態の決定と、こう
して決定された特定の肺状態に従った画面モードの選択を示す。このような特定
の肺状態の決定と画面モードの選択に対しては、図表を使用する。この図表の各
フィールドの内側では、インジケータが処理モードの正常な結果又は画面モード
の正常な範囲からの偏りを示す。上向きのエラーは、この正常な値よりも高い値
への偏りを意味する。その一方、下向きのエラーは、上記正常値からより低い値
への偏りを意味する。２又はそれよりも多い数のエラーは、強い偏りを示す。反
対向きのエラーは、上記正常値周辺に対する強い偏りを示す。

【００６６】 図４から７に係る肺状態は、患者の肺の特定の地域にだけ影響を及ぼすのが通
常である病理学的状態に言及する。このため、図４から７に係る原則全体として
、決定された肺状態が悪い、即ち、健康でない場合、上記選択された画面モード
は上記処理モードに対応する。これは、悪い肺状態の場合、この決定された肺状
態を診察して認定するために、医者は上記肺状態の自動的な決定を導いた情報と
同じ情報を入手できたからである。しかし、如何なる悪い肺状態も図４から７に
従い決定されない場合は、更なるデータの減少をもたらす図形全体又は数値全体
を表示することを一般的には提案する。適当な図形及び数値の例は、既に上に挙
げられている。

【００６７】 別の例は、肺の特定の地域ではなく肺全体に影響を及ぼすのが通常である肺状
態の決定である。この場合、次の値を表示に付加することにより、このような肺
状態をより明確に特徴づけることができる。 換気均一性全体に対する数値と、 位相遅れ均一性全体に対する数値と、 上部／下部での肺換気の比率に対する数値と、 インピーダンス分散の使用部分と、 上部／下部での肺位相遅れの比率に対する数値。

【００６８】 図４は、３通りの処理モード、即ち、上記の相対モードと灌流モードと絶対モ
ードに基づく特定の肺状態の決定を示す。これにより、肺梗塞、肺塞栓、限局性
肺炎、及び／又は、気腫性地域の診断が可能になる。特定の肺状態が図４(a)に
従い決定されると即座に、同図(b)に係る機能像が、この決定された特定の肺状
態と同図(b)に係る限定された範囲に従い提供される。

【００６９】 このような特定の肺状態の決定の更なる最適化は、各ピクセルに対する上記相
対モードと上記灌流モードの比率をピクセルごとに算出することで双方のモード
から得られる相対／灌流モード（V/Q）を付加的に用いることにより、実現する
ことができる。こうして、図４(a)に係る状態のより良好な識別を実現すること
ができる。上記特定の肺状態の対応する決定を、図５(a)に示す。同図(b)に係る
画面モードの選択も又、対応する処理モードに関係する機能像をもたらす。

【００７０】 図６及び７は、特定の肺状態の別の組み合わせに基づく画面モードの選択の別
の例を示す。より具体的には、この特定の肺状態は、気胸・胸水・無気肺・過膨
張である。

【００７１】 ３通りのモード（相対モード、絶対モード、灌流モード）を組み合わせると、
気胸又は胸水の決定が可能になる。どちらの病状も、低分散の地帯、即ち、相対
モードにおけるいわゆる無音地帯により示される。気胸は絶対モードにおける高
いインピーダンス値の囲繞地帯により特徴づけられる一方、胸水は低い値に関連
する。絶対モードにて得られる像は、他のモードにて得られる像と重ね合わされ
る又は比較される。高い相対散布度（相対インピーダンスの大きな周期性変動）
の地帯の外側に広がる通気された地域（高い絶対値）は、圧外傷（人工換気によ
る肺組織の破壊又はそのような病変の過程）に起因する可能性がある空気の集積
を示す。（相対インピーダンスにおける）高い周期性変動の地帯の外側に広がる
、液体が示すような絶対インピーダンスを有する圧縮された地域は、液体の集積
を示す。このような液体の集積として最も可能性が高いのは、胸水又は肺の全崩
壊した部分である。

【００７２】 図５に係る表示に対応して、図７も又、相対／灌流モード（V/Q）を付加する
ことによる特定の肺状態に関する処理の改善を示す。この場合、各ピクセルは、
相対モードにおけるピクセル値と灌流モードにおける対応するピクセル値との間
の比率をピクセルごとに示す。しかし、前述の肺状態については、気胸及び胸水
の地域は換気も灌流も示さないため、このような相対／灌流モードの付加は表示
情報を全く増やさない。更に、この相対／灌流モードは無気肺と過膨張との識別
に役立つこともない。このため、図７(b)では、相対モードと灌流モードと絶対
モードに係る機能像のみ提案されている。

【００７３】 最後に、図８(a)は、開放気道・周期性気道閉鎖・空気トラッピングを伴う持
続性気道閉鎖・再吸収無気肺を伴う持続性気道閉鎖の決定のための相対モードと
位相遅れモードと絶対モードの組み合わせを示す。

【００７４】 相対モードが胸郭の断層面にて換気により誘発された分散の均一な分布を示す
としても、重大な位相遅れは末梢気道に幾つかの問題が存在する可能性があるこ
と（例えば、気腫・慢性閉塞性肺疾患・表面活性物質欠乏症・成人呼吸促迫症候
群に起因する末梢気道閉塞）を意味する。肺実質全体に渡る開放気道の存在は、
双方のモード（相対モードと位相遅れモード）が均一の肺膨張／収縮を示す場合
に保証されるに過ぎない。このため、論理的なインピーダンスの相対分散を示す
地域内での位相遅れと位相後退の同時発生は、周期性気道閉鎖の兆候として用い
られる。

【００７５】 画面モードの選択については、図８(b)に従い、絶対モードに係る機能像では
なく、相対モードと位相遅れモードに係る機能像のみを表示することを提案する
。

【００７６】 図９は、絶対モードと相対モードの組み合わせを表示することによる画面モー
ドの選択の一例を示す。更に次の例のように、これと同じ表示が、様々な情報を
画面の様々な部分に同時に表示するようにしてもよい。 分布度（例えば、各ピクセルにおける換気の標準偏差やインピーダンス変化の
使用部分）の機能像と、 全体的な機能性を表示する数値（例えば、肺全体の換気の均一性指数全体）と
、 算出された全体的又は局所的な機能性（例えば、肺全体の換気及びインピーダ
ンス変化の使用部分）を示す図形と、 算出された局所的な機能性（例えば、肺下部の換気率及びインピーダンス変化
の使用部分で除した肺上部の換気率及びインピーダンス変化の使用部分）を示す
数値。

【００７７】 図１０は、絶対モードの機能像と決定サポート表示の組み合わせを示す。この
場合、決定サポート表示は、PEEP（終末呼気陽圧）の減圧を行う際の、肺上部と
肺下部の時間に対するインピーダンス変化の図形である。

【００７８】 図１１は、本発明に係る方法を実施するためのフローチャートを示す。ステッ
プ１では、別に設けたスタートボタンを押すか単にEITモニタのスイッチを入れ
るかにより、EITモニタを起動する。ステップ２では、所定の処理モードを特定
の肺状態を決定するために実行する。前述の通り、適当な処理モードは相対モー
ド・灌流モード・絶対モード・位相遅れモードである。このような特定の肺状態
の決定は、図４(a)・５(a)・６(a)・７(a)・８(a)に関して述べた通りに行うこ
とができる。

【００７９】 ステップ２の結果は、肺の様々な関心領域に対する様々な肺状態の評価である
。従って、複数の決定された肺状態を入手することができる。更に、この肺状態
の決定は深刻な問題を伴う肺状態と健康な状態を伴う他の肺状態の双方を導き出
すのが通常である、ということに注目する必要がある。このためステップ３では
、全ての決定された肺状態をその深刻度の観点から選別する。この目的は、対応
する画面モードをその重大度に従い表示することである。ステップ４では、少な
くとも１つの悪い肺状態が決定されたか否かについての決定を行う。「はい」な
ら、ステップ５で更なる処理を行う。「いいえ」なら、ステップ７で処理を続行
する。ステップ４でこのような決定を行うのは、画面モードを選択する場合に、
完全で健康な肺に対しては更なるデータの縮減を行うことが望ましいからである
。しかし、悪い肺状態が少なくとも１つある場合は、画面モードの選択はこの悪
い結果を導き出した処理モードに従い行われるべきである。

【００８０】 その結果ステップ５では、必要なら所定の関心領域にて、各処理モードに対応
する機能像が画面モードとして選択される。必要であれば、使用者はステップ４
に係る選別シーケンスに従い様々な画面モードをスクロールさせることができる
。

【００８１】 他方、健康な肺状態のみが決定される場合は、ステップ７で更なるデータ縮減
のための画面モードの選択を行う。更なるデータ縮減のための適当な画面モード
は、例えば、図形・数値・他の調整用決定サポート表示である。ステップ６に関
して既に述べた通り、ステップ８でもステップ４におけるような選別シーケンス
に従い、要求に基づいて次の画面まで表示をスクロールさせることができる。

【００８２】 図１２は、閉ループ式換気システムにおける本発明に係る装置の統合を示す。
本発明に係るEITモニタは閉ループ制御のために換気装置が用いることができる
全ての必要なデータを既に生み出している、ということに注意する必要がある。
肺の開閉のための呼吸圧に関する極限値を入力するため、医者に入力フォーマッ
トを提供することも可能である。

【図面の簡単な説明】

【図１】 肺胞の４通りの原理的状態を示す。

【図２】 位相遅れモードに従ったEITデータの処理を示す。

【図３】 時定数モードに従ったEITデータの処理を示す。

【図４】 (a)は様々な処理モードに従った特定の肺状態の決定を示す。(b)は
(a)に係る特定の肺状態に従った画面モードの選択を示す。

【図５】 (a)は様々な処理モードに従った特定の肺状態の決定を示す。(b)は
(a)に係る特定の肺状態に従った画面モードの選択を示す。

【図６】 (a)は様々な処理モードに従った特定の肺状態の決定を示す。(b)は
(a)に係る特定の肺状態に従った画面モードの選択を示す。

【図７】 (a)は様々な処理モードに従った特定の肺状態の決定を示す。(b)は
(a)に係る特定の肺状態に従った画面モードの選択を示す。

【図８】 (a)は様々な処理モードに従った特定の肺状態の決定を示す。(b)は
(a)に係る特定の肺状態に従った画面モードの選択を示す。

【図９】 異なる画面モードの組み合わせによる表示を示す。

【図１０】 別の画面モードの組み合わせによる表示を示す。

【図１１】 本発明に係る方法を実施するためのフローチャートを示す。

【図１２】 閉ループ式換気システムにおける本発明に係る装置の結合を示す
。

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１４年１月２１日（２００２．１．２１）

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】全図

【補正方法】変更

【補正の内容】

【図１】

【図２】

【図３】

【図４】

【図５】

【図６】

【図７】

【図８】

【図９】

【図１０】

【図１１】

【図１２】

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１４年６月１０日（２００２．６．１０）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＯ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ， ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，Ｉ Ｓ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ， ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，Ｐ Ｔ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ， ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (71)出願人 マルセロ・ビー・ピー・アマート Ｍａｒｃｅｌｏ Ｂ． Ｐ． Ａｍａｔｏ ブラジル シーイーピー−05403−900 サ ンパウロ ルア エネアス カルバリョ デ アギアル ブロコ 11 セカンド フ ロア 155 ファカルダデ デ メディシ ナ ダ ウニベルシダデ デ サンパウロ ホスピタル ダス クリニカス レスピ ラトリー アイシーユー−プルモナリー ディーイーピーティー Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ ＩＣＵ−Ｐｕｌ ｍｏｎａｒｙ Ｄｅｐｔ． Ｈｏｓｐｉｔ ａｌ ｄａｓ Ｃｌｉｎｉｃａｓ Ｆａｃ ｕｌｄａｄｅ ｄｅ Ｍｅｄｉｃｉｎａ ｄａ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｄａｄｅ ｄｅ Ｓａｏ Ｐａｕｌｏ 155 ２ｎｄ Ｆｌ ｏｏｒ Ｂｌｏｃｏ 11 Ｒｕａ Ｅｎｅ ａｓ Ｃａｒｖａｌｈｏ ｄｅ Ａｇｕｉ ａｒ ＣＥＰ−05403−900 Ｓａｏ Ｐａ ｕｌｏ Ｂｒａｚｉｌ (72)発明者 フェルナンド・シプマン・スアレス スペイン Ｅ−28010 マドリード カジ ェ ニカシオ ガレゴ １．４Ｄ Ｆターム(参考） 4C027 AA06 BB00 CC00 DD05 GG13 GG16 HH13 KK01 KK03 4C038 SS00 ST00 SV03 SX07 SX08 SX12

Claims (40)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 以下の工程を含む、電気インピーダンス・トモグラフィ（EIT
   ）のデータにより患者の体の一部から得られる情報を表示するための方法。 複数の所定の処理モードを用いて上記EITのデータを処理する工程と、 上記所定の処理モードの結果に従い上記部分の特定の病理学的状態を決定する
   工程と、 上記特定の病理学的状態に従い複数の所定の画面モードから少なくとも１つの
   画面モードを選択する工程と、 上記選択された画面モードに従い上記EITのデータを表示する工程。
2. 【請求項２】 請求項１に記載の方法において、上記画面モードは使用者の要
   求に基づき更新されることを特徴とする方法。
3. 【請求項３】 請求項１に記載の方法において、表示された上記EITのデータ
   はリアルタイムに更新されることを特徴とする方法。
4. 【請求項４】 請求項１〜３のいずれか１つに記載の方法において、病理学的
   状態の推定は使用者により入力され、上記EITデータの処理はこの推定された肺
   状態に応じた上記所定の処理モードの組み合わせを用いて実行されることを特徴
   とする方法。
5. 【請求項５】 請求項１〜４のいずれか１つに記載の方法において、診察され
   るべき上記部分は患者の肺であることを特徴とする方法。
6. 【請求項６】 請求項５に記載の方法において、換気に起因するインピーダン
   ス変化の平均分散を結果として生み出す所定の処理モードとして相対モードが設
   けられていることを特徴とする方法。
7. 【請求項７】 請求項５又は６に記載の方法において、換気変化に関するイン
   ピーダンス変化の平均位相遅れを結果として生み出す所定の処理モードとして位
   相遅れモードが設けられていることを特徴とする方法。
8. 【請求項８】 請求項５〜７のいずれか１つに記載の方法において、肺灌流に
   起因するインピーダンス変化の平均分散を結果として生み出す所定の処理モード
   として灌流モードが設けられていることを特徴とする方法。
9. 【請求項９】 請求項５〜８のいずれか１つに記載の方法において、平均絶対
   インピーダンスを結果として生み出す所定の処理モードとして絶対モードが設け
   られていることを特徴とする方法。
10. 【請求項１０】 請求項６及び８に記載の方法において、上記相対モードの結
    果と上記灌流モードの結果の比率を算出し、該換気／灌流の比率を結果として生
    み出す灌流比モードが設けられていることを特徴とする方法。
11. 【請求項１１】 請求項５〜１０のいずれか１つに記載の方法において、上記
    EITデータは実行中のデータウィンドウに基づき算出されることを特徴とする方
    法。
12. 【請求項１２】 請求項５〜１１のいずれか１つに記載の方法において、上記
    EITデータは肺の所定の関心領域に対して算出されることを特徴とする方法。
13. 【請求項１３】 請求項１２に記載の方法において、上記相対モードが低い結
    果を生み出し、上記灌流モードが低い結果を生み出し、上記絶対モードが低い結
    果を生み出す場合に、肺梗塞という肺状態が決定されることを特徴とする方法。
14. 【請求項１４】 請求項１２又は１３に記載の方法において、上記相対モード
    が正常な結果を生み出し、上記灌流モードが低い結果を生み出し、上記絶対モー
    ドが正常な結果を生み出す場合に、肺塞栓という肺状態が決定されることを特徴
    とする方法。
15. 【請求項１５】 請求項１２〜１４のいずれか１つに記載の方法において、上
    記相対モードが低い結果を生み出し、上記灌流モードが高い結果を生み出し、上
    記絶対モードが低い結果を生み出す場合に、限局性肺炎という肺状態が決定され
    ることを特徴とする方法。
16. 【請求項１６】 請求項１２〜１５のいずれか１つに記載の方法において、上
    記相対モードが低い結果を生み出し、上記灌流モードが低い結果を生み出し、上
    記絶対モードが高い結果を生み出す場合に、気腫性地域という肺状態が決定され
    ることを特徴とする方法。
17. 【請求項１７】 請求項１２〜１６のいずれか１つに記載の方法において、上
    記相対モードが高い結果を生み出し、上記位相遅れモードが非常に高い結果を生
    み出し、上記絶対モードが不安定な結果を生み出す場合に、周期性気道閉鎖とい
    う肺状態が決定されることを特徴とする方法。
18. 【請求項１８】 請求項１２〜１７のいずれか１つに記載の方法において、上
    記相対モードが非常に低い結果を生み出し、上記位相遅れモードが非常に高い結
    果を生み出し、上記絶対モードが不安定な結果を生み出す場合に、空気トラッピ
    ングを伴う持続性気道閉鎖という肺状態が決定されることを特徴とする方法。
19. 【請求項１９】 請求項１２〜１８のいずれか１つに記載の方法において、上
    記相対モードが非常に低い結果を生み出し、上記位相遅れモードが不安定な結果
    を生み出し、上記絶対モードが非常に低い結果を生み出す場合に、再吸収無気肺
    を伴う持続性気道閉鎖という肺状態が決定されることを特徴とする方法。
20. 【請求項２０】 請求項１２〜１９のいずれか１つに記載の方法において、画
    面モードは、データ記憶域に図形パターンとして予め記憶されていて且つ対応す
    る画面モードが選択されると即座に該データ記憶域から取り出される図形要素か
    ら成ることを特徴とする方法。
21. 【請求項２１】 以下のものを含む、電気インピーダンス・トモグラフィ（EI
    T）のデータにより患者の体の一部から得られる情報を表示するための装置。 複数の所定の処理モードを用いて上記EITのデータを処理し、該所定の処理モ
    ードの結果に従い上記部分の特定の病理学的状態を決定するための処理手段と、 上記特定の病理学的状態に従い複数の所定の画面モードから少なくとも１つの
    画面モードを選択するための選択手段と、 上記選択された画面モードに従い上記EITのデータを表示するための表示手段
    。
22. 【請求項２２】 請求項２１に記載の装置において、上記選択手段は、使用者
    による上記画面モードを更新することに対する要求に基づき始動されることを特
    徴とする装置。
23. 【請求項２３】 請求項２１に記載の装置において、表示された上記EITのデ
    ータはリアルタイムに更新されることを特徴とする装置。
24. 【請求項２４】 請求項２１〜２３のいずれか１つに記載の装置において、病
    理学的状態の推定は使用者により入力され、上記EITデータの処理はこの推定さ
    れた肺状態に応じた上記所定の処理モードの組み合わせを用いて実行されること
    を特徴とする装置。
25. 【請求項２５】 請求項２１〜２４のいずれか１つに記載の装置において、診
    察されるべき上記部分は患者の肺であることを特徴とする装置。
26. 【請求項２６】 請求項２５に記載の装置において、換気に起因するインピー
    ダンス変化の平均分散を結果として生み出す所定の処理モードとして相対モード
    が設けられていることを特徴とする装置。
27. 【請求項２７】 請求項２５又は２６に記載の装置において、換気変化に関す
    るインピーダンス変化の平均位相遅れを結果として生み出す所定の処理モードと
    して位相遅れモードが設けられていることを特徴とする装置。
28. 【請求項２８】 請求項２５〜２７のいずれか１つに記載の装置において、肺
    灌流に起因するインピーダンス変化の平均分散を結果として生み出す所定の処理
    モードとして灌流モードが設けられていることを特徴とする装置。
29. 【請求項２９】 請求項２５〜２８のいずれか１つに記載の装置において、平
    均絶対インピーダンスを結果として生み出す所定の処理モードとして絶対モード
    が設けられていることを特徴とする装置。
30. 【請求項３０】 請求項２６及び２８に記載の装置において、上記相対モード
    の結果と上記灌流モードの結果の比率を算出し、該換気／灌流の比率を結果とし
    て生み出す灌流比モードが設けられていることを特徴とする装置。
31. 【請求項３１】 請求項２５〜３０のいずれか１つに記載の装置において、上
    記EITデータは実行中のデータウィンドウに基づき算出されることを特徴とする
    装置。
32. 【請求項３２】 請求項２５〜３１のいずれか１つに記載の装置において、上
    記EITデータは肺の所定の関心領域に対して算出されることを特徴とする装置。
33. 【請求項３３】 請求項３２に記載の装置において、上記相対モードが低い結
    果を生み出し、上記灌流モードが低い結果を生み出し、上記絶対モードが低い結
    果を生み出す場合に、肺梗塞という肺状態が決定されることを特徴とする装置。
34. 【請求項３４】 請求項３２又は３３に記載の装置において、上記相対モード
    が正常な結果を生み出し、上記灌流モードが低い結果を生み出し、上記絶対モー
    ドが正常な結果を生み出す場合に、肺塞栓という肺状態が決定されることを特徴
    とする装置。
35. 【請求項３５】 請求項３２〜３４のいずれか１つに記載の装置において、上
    記相対モードが低い結果を生み出し、上記灌流モードが高い結果を生み出し、上
    記絶対モードが低い結果を生み出す場合に、限局性肺炎という肺状態が決定され
    ることを特徴とする装置。
36. 【請求項３６】 請求項３２〜３５のいずれか１つに記載の装置において、上
    記相対モードが低い結果を生み出し、上記灌流モードが低い結果を生み出し、上
    記絶対モードが高い結果を生み出す場合に、気腫性地域という肺状態が決定され
    ることを特徴とする装置。
37. 【請求項３７】 請求項３２〜３６のいずれか１つに記載の装置において、上
    記相対モードが高い結果を生み出し、上記位相遅れモードが非常に高い結果を生
    み出し、上記絶対モードが不安定な結果を生み出す場合に、周期性気道閉鎖とい
    う肺状態が決定されることを特徴とする装置。
38. 【請求項３８】 請求項３２〜３７のいずれか１つに記載の装置において、上
    記相対モードが非常に低い結果を生み出し、上記位相遅れモードが非常に高い結
    果を生み出し、上記絶対モードが不安定な結果を生み出す場合に、空気トラッピ
    ングを伴う持続性気道閉鎖という肺状態が決定されることを特徴とする装置。
39. 【請求項３９】 請求項３２〜３８のいずれか１つに記載の装置において、上
    記相対モードが非常に低い結果を生み出し、上記位相遅れモードが不安定な結果
    を生み出し、上記絶対モードが非常に低い結果を生み出す場合に、再吸収無気肺
    を伴う持続性気道閉鎖という肺状態が決定されることを特徴とする装置。
40. 【請求項４０】 請求項３２〜３９のいずれか１つに記載の装置において、画
    面モードは、データ記憶域に図形パターンとして予め記憶されていて且つ対応す
    る画面モードが選択されると即座に該データ記憶域から取り出される図形要素か
    ら成ることを特徴とする装置。