JP2004534622A - 生体インピーダンスの心電図測定及び生体インピーダンスの測定を実現する除細動器 - Google Patents

Abstract

電気治療装置での使用向け多変量インピーダンスＺの測定用モジュールは、患者のインピーダンスを正確に測定する。インピーダンスＺの測定モジュールは、患者の身体を通る電流経路のインピーダンスを表す抵抗素子をそれぞれが含む１つ以上の式により定義される、患者の身体の抵抗ネット回路網モデルを実現する。インピーダンスＺの測定用モジュールは、患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置された少なくとも３つの電極を利用し、所定の電極を通して交流電流を印加する間に、異なる電極対間の電圧を測定する。印加電流及び測定電圧は、個々の抵抗素子についての患者のモデル式を解くために使用され、それぞれ個々のインピーダンス成分が、個別かつ正確に決定される。

Description

【０００１】
[技術分野]
本発明は、一般的には電気治療装置に関し、より詳細には、患者のインピーダンスを測定することができる電気治療装置に関する。
[背景技術]
電気治療装置は、様々な心臓の不整脈について患者を治療する電気ショックを供給するために利用される。たとえば、対外式の除細動器は、典型的には、患者の胴体に取り付けられた電極の対を通常通して、高エネルギーの電気ショックを患者に供給する。対外式の除細動器は、心室の細動又は除細動可能な頻拍を通常の整脈に変換する。同様に、体外式及び体内式の電気除細動器は、心房細動をより正常な心臓の脈に変換するための電気ショックを供給するために使用される。
【０００２】
従来の対外式の除細動器は、病院及び他の療養型医療施設で主に使用されている。これら対外式の除細動器が長く知られている一方で、該対外式の除細動器は、大型化かつ高価になっており、これにより医療施設外での使用向けに適さないものとなっている。より最近では、初期対応プログラムによる使用向け携帯用の対外式の除細動器が開発されている。携帯用の除細動器により、上記除細動器よりもかなり早く、患者の位置で医療を患者に供給することができ、生存の可能性が増加する。
【０００３】
近年の技術の発達により、携帯用の除細動器は、より自動化されてきており、最小限に訓練されたオペレータでさえもかかる装置を使用して、突然の心機能停止に続いて危険な最初の数分において心臓発作の患者を助けることが可能となる。かかる携帯用の除細動器は、全自動又は半自動対外式除細動器（一般にＡＥＤ）と呼ばれており、職場、家庭、航空機等のアクセス可能な位置に保存される場合がある。
【０００４】
一般に、手動型対外式除細動器は、特定の患者及び患者の状態向けにオペレータにより適合される。対照的に、かかる決定は、患者向けにＡＥＤにより行われる。除細動パルスを印加する前、決定される必要がある適合パラメータの１つは、該パルスにより伝達されるべきエネルギーである。殆どのＡＥＤは、固定されたエネルギーレベルを使用している。多くの今日のＡＥＤは、異なるレベルの患者のインピーダンスを補正するために、除細動波形に関する幾つかのレベル調整を行う。典型的に、電気治療装置で患者のインピーダンスを測定するための従来のアプローチは、５００Ｈｚを超える周波数で高インピーダンスの電流源を有する電極を駆動して、該電流源の周波数で電極間の電圧を測定する。これにより、２つの電極を含む電流経路のインピーダンスが決定される。
【０００５】
かかるインピーダンス測定は、除細動器の全体の経路のインピーダンス、心拍数、呼吸数及び他の生理学的なパラメータを推定するような、所定の目的のための有効な情報を提供する場合がある。しかし、かかるアプローチは、患者の身体的なサイズの正確な推定を行うために必要な情報を供給することができない。たとえば、かかる従来の技術を使用して測定されたインピーダンス値について、大柄な成人男性と小児患者とでほぼ同じになる場合がある。さらに、２つの電極によるシステムで測定されたインピーダンスは、実際の身体のインピーダンスの正確な判定を妨げる不十分な電極の接触のために増加する。結果として、かかる測定値は、異なる体重の患者を区別しつつ、所与の患者に印加すべき最適な除細動電流を決定することが不十分となる。
[発明の概要]
本発明は、患者のインピーダンスを正確に測定するための改善された装置及び方法を有する電気治療装置を提供することにある。本発明は、患者の身体を通る電流経路のインピーダンス成分をそれぞれ表す抵抗素子を含む１つ以上の式を含んだ、患者の身体に関する抵抗回路網のモデルを実現する。本発明は、患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置される少なくとも３つの電極を利用し、所定の電極を通して交流電流を印加しつつ、異なる電極対の間の電圧を測定する。この印加された電流及び測定された電圧は、患者のモデルの式を解いて個々の抵抗素子を求めるために使用される。したがって、それぞれの個々のインピーダンス成分が個別かつ正確に決定される。
【０００６】
患者のインピーダンスを電流経路における他のインピーダンス値と区別して決定することにより、様々な利点がもたらされる。患者の身体を通る全ての電流経路について１つのインピーダンス値が決定される従来の技術とは対照的に、本発明に従い発生される患者のインピーダンスは、電極と皮膚の間のインピーダンスのような他のインピーダンス値と一纏め、すなわち結合されない。結果として、本発明により決定される患者のインピーダンスは精度が高く、したがって、患者の身体的サイズ及び印加パルスで伝達される最適なエネルギーを正確に決定するために使用することができる。同様に、本発明に従い決定されるインピーダンスの値は、呼吸数、心拍出量、適切な電極配置、ＣＰＲの影響等のような他の決定の精度を向上する。
【０００７】
要約された態様のそれぞれについて実現される異なる実施の形態に沿って、本発明の多数の態様が以下に要約される。なお、この要約された実施の形態は互いに必然的に包括的或いは排他的なものではなく、コンフリクトしない同じ態様又は異なる態様、及びさもなければコンフリクトする同じ態様又は異なる態様と組み合わせるやり方で結合される場合がある。本発明のこれら開示される態様は、システム、方法、生体インピーダンスの測定に関するデータ及び技術を主に教示するものであり、例示的な態様であるのみであって、限定して解釈されるものではない。
【０００８】
本発明の１態様では、除細動器（cardioverter,defbrillator）、及び心臓のペースメーカーのような電気治療装置での使用向けの多変量のインピーダンスの測定用モジュールが開示される。多変量インピーダンスの測定用モジュールは、患者の身体を通る電極間の電流経路のインピーダンスを表す項を有する電圧又は電流の式により定義される、患者の身体に関する抵抗回路網のモデルを実現する。１実施の形態では、測定用モジュールは、患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置された少なくとも３つの電極を利用する。このモジュールは、少なくとも３つの電極のうちの選択された電極対を通る交流電流を印加する間に、少なくとも３つの電極のうちの異なる電極対の間の電圧を連続的に測定する。
【０００９】
患者の身体に関する抵抗回路網のモデルは、抵抗回路網のモデルのノードを接続する電流経路のインピーダンスをそれぞれ表す抵抗素子を含む。このノードは、電極を含んでいる。
【００１０】
抵抗素子は、少なくとも３つの電極のそれぞれと、該少なくとも３つの電極のそれぞれに電流が送出される対応位置との間の電極と皮膚のインピーダンスをそれぞれ表す複数の抵抗素子を含んでいる。また、或いは代わりに、抵抗素子は、患者の身体に電流が送出される位置から患者の身体に関する抵抗回路網のモデルの幾何学的な中心への電流経路のそれぞれのインピーダンスを含んでおり、患者の身体に電流が送出される第一の位置から患者の身体から電流が出る第二の位置までの電流経路のインピーダンスを含んでいる。
【００１１】
本発明の別の態様では、除細動器及び心臓のペースメーカーのような患者に治療用のショックを印加するための電気治療装置が開示される。モジュールは、患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置するための少なくとも３つの電極、及び１つ以上の電極対を通して交流電流を印加しつつ、次の電極対の間の電圧を連続的に測定する多変量のインピーダンス測定用モジュールを含んでいる。
【００１２】
電極は、少なくとも３つの電極の幾何学的な中心がほぼ患者の心臓に位置されるように、患者の身体の予め決定された位置に配置される。モジュールは、患者の身体に関する抵抗回路網のモデルを実現する。この患者のモデルは、抵抗回路網のモデルのノード間の電流経路のインピーダンスをそれぞれ表す抵抗素子を含む。この患者のモデルは、電流経路のインピーダンスを表す項をそれぞれ含む複数の電圧及び／又は電流の式により定義される。モジュールは、印加された電流及び測定された電圧を利用して、複数の患者の身体に関する抵抗回路網のモデルを解いて未知のインピーダンスの項を求める。
【００１３】
抵抗素子は、たとえば、少なくとも３つの電極のそれぞれと、該少なくとも３つの電極により患者の身体に送出される対応する位置との間の電極と皮膚のインピーダンスをそれぞれ表す複数の抵抗素子、患者の身体の電流が送出される位置から患者モデルの幾何学的な中心への電流経路のそれぞれのインピーダンス、或いは患者の身体に電流が送出される第一の位置から患者の身体から電流が出る第二の位置への電流経路のインピーダンスを含んでいる。
【００１４】
本発明の更なる態様では、患者のインピーダンスを測定するための方法が開示される。本方法は、（１）少なくとも３つの幾何学的な中心が患者の心臓の位置にほぼ位置するように、患者の身体の予め決定された相対的な位置で少なくとも３つの電極を設けること、（２）第一の電極対に交流電流を印加することを含んでいる。さらに、本方法は、（３）該交流電流の印加の間、複数の電極対の間の電圧を連続的に測定すること、及び（４）第一の電極対のうちの一方の電極から別の電極への患者を通る電流経路に沿うインピーダンス成分でそれぞれ表現される未知の抵抗値の項でそれぞれ表現された電圧及び電流の式により定義される抵抗回路網のモデルを解くこと、を含んでいる。
【００１５】
本発明の様々な実施の形態は、特定の効果を提供し、従来のインピーダンス測定技術の特定の問題点を克服する。本発明の全ての実施の形態が、同じ効果を共有するものではなく、全ての状況下で同じ効果を共有するものではない。これはいわば、本発明が上述した効果を含む様々な効果を提供する。本発明のこれらの特徴及び効果、或いは他の特徴及び効果は、本発明の各種実施の形態の構成及び動作と共に、添付図面を参照して以下に詳細に記載される。
【００１６】
本発明の上述した効果及び更なる効果は、添付図面が考慮されるとき、以下の詳細な説明からより明らかとなるであろう。添付図面では、同一の参照符号は同じ構成又は処理ステップを示し、参照符号のうちの最左端の１つ又は２つの符号は、参照された構成要素が最初に現れる図の番号を示している。
[実施例]
１．典型的な電気治療装置の導入及び適用
本発明は、患者を通して治療用電流により測定される経路のインピーダンスを分離して、これにより正確に測定する、患者のインピーダンスを測定するための改善された装置及び方法による電気治療装置を教示する。本発明の態様及び実施の形態は、図１に例示される簡略化されたブロック図である典型的な電気治療装置を参照して説明される。電気治療装置１００は、患者を除細動又は心臓の歩調とりするために必要な構成要素、或いはかかる操作の組み合わせを実行するために必要な構成要素を含んでいる。なお、かかる電気治療装置は、当該技術分野で公知であるため、本明細書で記載される構成要素及び図１に例示される構成要素は、例示するのみである。以下の説明では、電気治療装置１００は、携帯用のＡＥＤの多くのモデルがカリフォルニア州のパロアルトのAgilent Technology社から入手することができる携帯用除細動器である。
【００１７】
電気治療装置１００の構成要素は、コントローラ１０６の制御下で動作する。コントローラ１０６は、マイクロプロセッサ、ゲートアレイ、ＡＳＩＣ、或いはこれらの組み合わせと共に他の制御ロジックアーキテクチャで具体化される。好ましくは、コントローラ１０６は、商業的に入手可能なマイクロプロセッサ上で実行されるソフトウェアコードで実現される。一般に、かかるソフトウェアは、マイクロプロセッサによりアクセス可能な記憶装置（図示せず）で記憶される。
【００１８】
電気治療装置１００は、患者（図示せず）にエネルギーを伝えるエネルギー伝達システム１０４を含む。エネルギー伝達システム１０４は、３つの電極１２２A〜１２２Cに接続されており、キャパシタ又はキャパシタバンク１０８、キャパシタ充電器１１０及びスイッチ機構１１２を一般に含んでいる。コントローラ１０６に応答して、エネルギー伝達システム１０４は、患者の様々な予め決定された位置に配置される電極に、キャパシタ１０８からの電気ショックを伝達する。
【００１９】
患者監視回路１１６は、患者の心臓の脈を監視し、監視されている脈が除細動可能な（shockable）ものであるかを判定する。患者監視回路１１６は、センサ１１８からの情報を受け、物理的に個別の装置或いはその組み合わせとして、電極１２２に一体化される場合もある。患者監視回路１１６は、コントローラ１０６にショック判定を伝える。エネルギー伝達システム１０４は、電極１２２を介して、治療用のエネルギーパルスを患者に伝達する。
【００２０】
電気治療装置１００のこれらの構成要素及び他の構成要素は、当該技術分野において公知である。本発明を実現するために適した電気治療装置は、現在又は将来的に開発される同一又は類似の装置の構成要素を含む場合がある。本明細書で特に記載されていない上記及び他の装置の構成要素は、“Electrotherapy Method and Apparatus”と題された、Cameron等による米国特許第5,607,454号に記載されるようなやり方で動作するように機器構成される。この開示内容は、その全体において引用により本明細書に組み込まれる。
【００２１】
本発明の典型的な態様によれば、装置１００は、患者のインピーダンスを正確に測定するための多変量のインピーダンス（Z）の測定用モジュール１２０を含んでいる。多変量インピーダンスの測定用モジュール１２０は、患者の身体に関する抵抗回路網のモデルを実現し、このモデルは、患者を通る電流経路のインピーダンス成分をそれぞれ表す抵抗素子を含んだ１つ以上の式を含んでいる。多変量のインピーダンスの測定用モジュール１２０は、患者の身体の予め決定された相対的な位置に設けられる少なくとも３つの電極を利用し、所定の電極を通して交流電流を印加しつつ、異なる電極対の間の電圧を測定する。印加された電流及び測定された電圧は、患者のモデルの式を解いて個々の抵抗素子を求めるために使用される。したがって、個々のインピーダンス成分は、個別かつ正確に決定される。
【００２２】
電流の流れの経路において、他のインピーダンス値と分けて患者のインピーダンスを決定することにより、様々な利点が供給される。患者の身体を通る全ての電流経路について１つのインピーダンス値が決定される従来のアプローチとは対照的に、多変量インピーダンスの測定用モジュール１２０により生成される患者のインピーダンスは、患者と皮膚のインピーダンスのような他のインピーダンス値と一纏めに、すなわち結合されない。結果として、本発明により決定される患者のインピーダンスは精度が高く、患者の身体的なサイズ、及び印加パルスで伝達される最適なエネルギーを正確に決定することができる。同様に、本発明により決定されるインピーダンス値は、呼吸数、心拍出量、適切な電極配置、ＣＰＲの影響等のような他の決定の精度を向上するために使用することができる。
【００２３】
多変量インピーダンスの測定用モジュール１２０は、現在開発された公知のやり方又は将来的に開発されるやり方で実現される場合があることは、当業者にとっては明らかであろう。たとえば、多変量インピーダンスの測定用モジュール１２０は、ハードウェア回路、ＡＳＩＣ、ゲートアレイ等においてセパレート構成のプロセッサベースのシステムとして実現される場合がある。さらに、多変量のインピーダンスの測定用モジュール１２０は、コントローラ１０６の内部のような、他の電気治療装置のサブシステム内部に設けられる構成要素を含む場合がある。
【００２４】
２．多変量インピーダンスの測定用モジュール
図２は、本発明の多変量インピーダンスの測定用のモジュールに関する１実施の形態の高水準のブロック図である。モジュール１２０は、コントローラ２０２、及び複数の電極対の制御回路２０４を一般に含んでいる。複数の電極対の制御回路２０４は、電極１２２A〜１２２C、及び直流電流源２１２に接続されている。コントローラ２０２は、以下に詳細に説明するように、複数の電極対制御回路２０４を制御して、連続する電極１２２の対に交流電流２１６を印加して、該連続する電極１２２の対の間の電圧の測定値を得る。コントローラ２０２は、印加された電流及び測定された電圧を利用して、以下に説明される実現された患者のモデル２００を解く。
【００２５】
Ａ．生物学的な患者の抵抗回路網のモデル
多変量Ｚの測定用モジュール１２０は、上述したように、患者に関する抵抗回路網のモデル２００を実現する。患者の抵抗回路網のモデル２００は、集中定数モデルである。このモデルは、電気治療装置１００により送出される電流が流れる異なる経路のインピーダンスをそれぞれ表す抵抗素子を含んでいる。これらの抵抗素子は、ノードを通して互いに接続されており、電流経路は、電極１２２で終端する。
【００２６】
患者モデル２００は、３つの電極１２２Ａ〜１２２Ｃ、及び９つの抵抗素子を含んでいる。３つの電極１２２Ａ〜１２２Ｃは、大文字Ａ，Ｂ及びＣでラベル付けされている。印加された電流が患者の身体に送出されるポイントは、回路モデル２００のノードにより表されている。ノードは、１，２及び３で番号付けされており、電極Ａ、Ｂ及びＣにより送出される電流にそれぞれ対応している。すなわち、電極Ａにより送出される電流は、ノード１で患者の身体に入る。電極Ｂにより送出される電流はノード２で患者の身体に入る。電極Ｃにより送出される電流はノード３で患者の身体に入る。ノード０は、印加された電流がある電極１２２から別の電極１２２に流れるときに、該印加電流が通過するノードであり、患者のモデルの幾何学的な中心を表している。電極１２２Ａ〜１２２Ｃは、ノード０が患者の心臓（natural heart）と同じ広がりを持つように、近似的に予め決定された位置で患者の身体に配置される。たとえば、この３つの電極の計画では、電極は、右上の胸部、左下の筋郭、及び患者の背中の中心領域に配置される。他の位置も同様に効果的である。
【００２７】
電極１２２Ａ〜電極１２２Ｃにより送出される電流は、電極／皮膚インピーダンスと呼ばれる、電極と患者のインタフェースに関連するインピーダンスに左右される。かかるインピーダンスは、電極、皮膚のタイプ、年齢、発汗及び他の公知の原因を考慮するために使用されるゲルにより生じる。例示的な実施の形態では、このインピーダンスは、Ｒ_Nにより表され、Ｎは、指定された電極の文字Ａ、Ｂ又はＣである。すなわち、端子ノードＡ（電極Ａ）と患者（ノード１）の間の電極／皮膚インピーダンスはＲ_Aである。端子ノードＢ（電極Ｂ）と患者（ノード２）の間の電極／皮膚インピーダンスはＲ_Bである。端子ノードＣ（電極Ｃ）と患者（ノード３）の間の電極／皮膚インピーダンスはＲ_Cである。同様に、それぞれの電極により送出される電流は、Ｉ_Nと呼ばれ、Ｎは、指定された電極である。すなわち、電極ＡによりインピーダンスＲ_Aに流れる電流はＩ_Aであり、電極ＢによりインピーダンスＲ_Bに流れる電流はＩ_Bであり、電極ＣによりインピーダンスＲ_Cに流れる電流はＩ_Cである。
【００２８】
電流が患者の身体に送出されると、患者モデルの幾何学的な中心（ノード０）に向かって流れるか、或いは、患者の表面近くの骨格筋の組織（又は他の伝導性組織）を通して別の電極に流れる。ノード０への期待される電流経路に沿った器官、組織等のインピーダンスは、抵抗Ｒ_N0により表され、Ｎは、そこから電流が流れるノードである。したがって、ノード１からノード０までの患者の身体のインピーダンスは、抵抗Ｒ₁₀により表される。ノード２からノード０までの患者の身体のインピーダンスは、抵抗Ｒ₂₀により表される。ノード３からノード０までの患者の身体のインピーダンスは、抵抗Ｒ₃₀により表される。同様に、それぞれのノードからノード０への電流は、Ｉ_N0と呼ばれ、Ｎはノード番号を表す。したがって、抵抗Ｒ₁₀を通してノード１からノード０に流れる電流はＩ₁₀であり、抵抗Ｒ₂₀を通してノード２からノード０に流れる電流はＩ₂₀であり、抵抗Ｒ₃₀を通してノード３からノード０に流れる電流はＩ₃₀である。
【００２９】
上述したように、１つの位置で患者に送出される電流は、患者を通してノード０に流れる以外に、表面組織にわたり別の電極に流れる場合がある。電流が流れる表面は、皮膚、脂肪、骨及び筋肉の上位層等の任意の組み合わせを含んでいる。図３では、電流経路のインピーダンスは、Ｒ_NMと呼ばれ、Ｎは起点ノード１，２又は３を表し、Ｍは終点ノード１，２又は３を表す。したがって、ノード１からノード２への患者の身体のインピーダンスは、抵抗Ｒ₁₂により表される。ノード２からノード３への患者の身体のインピーダンスは、抵抗Ｒ₂₃により表される。ノード３からノード１への患者の身体のインピーダンスは、抵抗Ｒ₃₁により表される。同様に、これらノード間の電流はＩ_NMと呼ばれ、Ｎは起点ノード１，２又は３を表し、Ｍは終点ノード１，２又は３を表す。すなわち、抵抗Ｒ₁₂を通してノード１からノード２に流れる電流はＩ₁₂であり、抵抗Ｒ₂₃を通してノード２からノード３に流れる電流はＩ₂₃であり、抵抗Ｒ₃₁を通してノード３からノード１に流れる電流はＩ₃₁である。
【００３０】
Ｂ．患者モデルの式の生成
本発明によれば、印加電流（Ｉ_A、Ｉ_B、Ｉ_C）、測定電圧（Ｖ_A、Ｖ_B、Ｖ_C）及び未知のインピーダンス値により、患者モデルについて一連の電圧式が生成される。次いで、動作の間、同じ回路網の配置が実現され、交流電流が印加され、電圧が測定される。これらの値はモデルの式に代入されて、式が解かれ未知のインピーダンス値が求められる。患者モデルの式の生成は以下に説明され、続いて、モデルにおけるインピーダンス値を決定するために生体的な患者に患者モデルが適用される。
【００３１】
上述かつ図３に示されるように、患者モデル２００は、３つの電極Ａ〜Ｃ及び９つの抵抗素子を含んでいる。９つの未知のインピーダンス値を決定するために、（９つの未知のインピーダンス項を有する）９つの上述した電圧及び電流の式が生成される。図３に例示される患者モデルが実現される１実施の形態では、以下の配置で９つの式が生成される。
【００３２】
それぞれの電極対（Ａ−Ｂ、Ａ−Ｃ及びＢ−Ｃ）に交流電流が印加され、他の電極対の組み合わせ間の電圧が測定される。図３に例示される３つの電極の実施の形態では、たとえば、交流電流源は、電極Ａと電極Ｂとの間に印加され、電極対Ａ−Ｃ、Ｂ−Ｃ及びＡ−Ｂの間で交流電圧が測定される。かかる配置のそれぞれについて、全体で６つの式について２つの式が生成される。次いで、電極Ａ及び電極Ｂは互いに短絡され、短絡された電極と第三の電極、すなわち電極Ａ／Ｂと電極Ｃとの間に交流電流が印加される。これは、電極対Ｂ／Ｃと電極Ａ、及び電極Ａ／Ｃと電極Ｂについても繰り返される。かかる配置のそれぞれについて、全体で３つの式について１つの追加の式が生成される。要するに、９つの式が生成される。
【００３３】
特定の電極対（Ａ−Ｂ）について３つの式の生成が以下に提供される。同一又は類似の技術を使用して、この３つの電極、９つの抵抗素子の患者モデルで実現される残りの６つの式を生成することができることは、当業者には明らかである。
【００３４】
電流源Ｉ_Sが電極Ａと電極Ｂの間に印加された状態で、印加電流は、電極Ａを通して電流源から患者に流れ、電極Ｂを通して戻る。Ｉ_Sに関する電流間の関係は、式（１）で与えられる。
Ｉ_A＝−Ｉ_B＝Ｉ_S 式（１）
ここで、Ｉ_Aは、電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスＲ_Aを流れる電流であり、Ｉ_Bは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスＲ_Bを流れる電流であり、Ｉ_Sは、電極Ａと電極Ｂの間に印加される電流である。
【００３５】
電流は電極Ａと電極Ｂの間に印加されるので、電極Ｃを通して電流は流れない。したがって、式（２）となる。
Ｉ_C＝０ 式（２）
ここで、Ｉ_Cは、電極Ｃの電極と皮膚のインピーダンスＲ_Cを流れる電流である。
【００３６】
したがって、Ｒ_C間には電圧降下はない。電極Ｃにより供給される電圧は、印加電流が患者の身体に送出される位置を表しているノードでの電圧に等しい。すなわち、
Ｖ₃＝Ｖ_C 式（３）
ここで、Ｖ₃は、ノード３での電圧であり、Ｖ_Cは、電極Ｃでの電圧である。
【００３７】
ノード１及びノード２での電圧は、式（４）及び式（５）における電極電圧を使用して表現される。
Ｖ₁＝Ｖ_A−Ｉ_A・Ｒ_A
＝Ｖ_A−Ｉ_S・Ｒ_A 式（４）
ここで、Ｖ₁は、ノード１での電圧であり、Ｖ_Aは、電極Ａでの電圧であり、Ｉ_Aは、電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスを流れる電流であり、Ｉ_Sは、電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスの間に印加される電流である。Ｒ_Aは、電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスである。
Ｖ₂＝Ｖ_B−（−Ｉ_B・Ｒ_B）
＝Ｖ_B＋Ｉ_S・Ｒ_B 式（５）
ここで、Ｖ₂は、ノード２での電圧であり、Ｖ_Bは、電極Ｂでの電圧であり、Ｉ_Bは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスを流れる電流であり、Ｉ_Sは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスを流れる電流であり、Ｒ_Bは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスである。
【００３８】
表面電流Ｉ₁₃、Ｉ₂₃及びＩ₃₁は、式（６）、式（７）及び式（８）のそれぞれで以下に示されるように、ノード１，２及び３の電圧を使用して表現することができる。また、それぞれの式で示されるのは、ノード値（Ｖ₁、Ｖ₂及びＶ₃）を電極電圧値（Ｖ_A、Ｖ_B及びＶ_C）で置換えることである。これは、電極電圧値が既知であるか、或いは測定されるためである。
【００３９】
【数１】

ここで、Ｉ₁₃は、ノード１からノード３への患者の表面近くを流れる電流であり、Ｖ₁はノード１での電圧であり、Ｖ₃はノード３での電圧であり、Ｒ₁₃はノード１とノード３の間の患者の表面のインピーダンスであり、Ｖ_Aは電極Ａでの電圧であり、Ｖ_Cは電極Ｃでの電圧であり、Ｉ_Sは、電極Ａの電極と皮膚のインピーダンス間に印加される電流であり、Ｒ_Aは電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスである。
【００４０】
【数２】

ここで、Ｉ₂₃は、ノード２からノード３への患者の表面近くを流れる電流であり、Ｖ₂はノード２での電圧であり、Ｖ₃はノード３での電圧であり、Ｒ₂₃はノード２とノード３の間の患者の表面のインピーダンスであり、Ｖ_Bは電極Ｂでの電圧であり、Ｖ_Cは電極Ｃでの電圧であり、Ｉ_Sは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンス間に印加される電流であり、Ｒ_Bは電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスである。
【００４１】
【数３】

ここで、Ｉ₁₂は、ノード１からノード２への患者の表面近くを流れる電流であり、Ｖ₁はノード１での電圧であり、Ｖ₂はノード２での電圧であり、Ｒ₁₂はノード１とノード２の間の患者の表面のインピーダンスであり、Ｖ_Aは電極Ａでの電圧であり、Ｖ_Cは電極Ｃでの電圧であり、Ｉ_Sは、電極ＡとＢの電極と皮膚のインピーダンス間に印加される電流であり、Ｒ_Aは電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスであり、Ｒ_Bは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスである。
【００４２】
キルヒホッフの電流則によれば、所与のノードに流入する電流の総和は、該ノードから流出する電流の総和に等しくなければならない。キルヒホッフの法則を３つのノード１，２及び３のそれぞれに適用し、個々の成分の電圧−電流の関係を式に置き換える表現を書き換えることで、式（９）、式（１０）及び式（１１）となる。
【００４３】
ノード１について：
【数４】

ここで、Ｉ₁₀は、電極Ａが位置される皮膚の表面（ノード１）から幾何学的な中心（ノード０）に患者を通して流れる電流であり、Ｉ_Sは、電極Ａの電極と皮膚のインピーダンスの間に印加される電流であり、Ｉ₁₃は、電極Ａが位置される皮膚の表面（ノード１）から電極Ｃが位置される皮膚の表面（ノード３）への表面組織の間を流れる電流であり、Ｉ₁₂は、電極Ａが位置される皮膚表面（ノード１）から電極Ｂが位置される皮膚表面（ノード２）への表面組織の間を流れる電流である。
【００４４】
ノード２について：
【数５】

ここで、Ｉ₂₀は、電極Ｂが位置される皮膚表面（ノード２）から幾何学的な中心（ノード０）に患者を通して流れる電流であり、Ｉ_Sは、電極Ｂの電極と皮膚のインピーダンスの間に印加される電流であり、Ｉ₁₂は、電極Ａが位置される皮膚表面（ノード１）から電極Ｂが位置される皮膚表面（ノード２）への表面組織近くを流れる電流である。Ｉ₂₃は、電極Ｂが位置される皮膚表面（ノード２）から電極Ｃが位置される皮膚表面（ノード３）への表面組織近くを流れる電流である。
【００４５】
ノード３：
【数６】

ここで、Ｉ₃₀は、電極Ｃが位置される皮膚表面（ノード３）から幾何学的な中心（ノード０）への患者を通して流れる電流である。Ｉ₁₃は、電極Ａが位置される皮膚表面（ノード１）から電極Ｃが位置される皮膚表面（ノード３）への表面組織近くを流れる電流であり、Ｉ₂₃は、電極Ｂが位置される皮膚表面から電極Ｃが位置される皮膚表面への表面組織近くを流れる電流である。
【００４６】
それぞれのノードの電圧は、他のノード電圧を使用して表現することができる。これは、それぞれのノードが幾何学的な中心で内部インピーダンスを通してノード０に全て接続されるためである。ノード０では、電圧Ｖ₀は、それぞれのノード１，２及び３に関して表現することができる。
Ｖ₀＝Ｖ₁−Ｉ₁₀・Ｒ₁₀＝Ｖ₃−Ｉ₃₀・Ｒ₃₀＝Ｖ₂−Ｉ₂₀・Ｒ₂₀ 式（１２）
ここで、Ｒ₁₀は、電極Ａが位置される皮膚表面（ノード１）から幾何学的な中心（ノード０）への患者を通る経路のインピーダンスであり、Ｒ₂₀は、電極Ｂが位置される皮膚表面（ノード２）から幾何学的な中心（ノード０）への患者を通る経路のインピーダンスであり、Ｒ₃₀は、電極Ｃが位置される皮膚表面（ノード３）から幾何学的な中心（ノード０）への患者を通る経路のインピーダンスである。
【００４７】
式（１２）の一部は、ノード１とノード３の間の関係を表現するものであり、上式から導出された値が置き換えられたとき、以下の式（１３）で示されるように書き直すことができる。
【００４８】
【数７】

同様に、式（１２）の一部は、ノード２とノード３の間の関係を表現するものであり、先に定義された値が式（１１）に置き換えられるとき、式（１４）のように書き換えることができる。
【００４９】
【数８】

式（１３）及び式（１４）では、全ての電圧及び電流は、既知の量であり、それぞれの式は、未知の抵抗値を使用して表現されている。したがって、これらは、電極Ａと電極Ｂの間に電流源Ｉ_Sを印加し、電極対Ａ−Ｃと電極対Ｂ−Ｃの間の交流電圧を測定することから導出される２つの式である。同様に、電極対Ｂ−Ｃの間に電流弦Ｉ_Sが印加されている間に、電極対Ｂ−Ａと電極対Ｃ−Ａの間の交流電圧を測定することにより、２つの追加の式を導出することができる。電極対Ａ−Ｃの間に電流弦Ｉ_Sが印加されている間に、電極対Ａ−Ｂと電極対Ｃ−Ｂの間の交流電圧を測定することにより、２つの更なる追加の式を導出することができる。上述したように、これにより、９つの未知の抵抗値について全体で６つの式が得られる。
【００５０】
９つの未知の抵抗値を決定するために必要とされる残りの３つの式を導出するために、以下に説明されるように、所定のノードが結合される。本発明の１実施の形態では、２つのノードが短絡され、短絡されたノードと残りの第三のノードの間に電流源Ｉ_Sが印加される。それぞれのノードでの抵抗は、そのノードに接続される全ての抵抗素子からなる並列接続である。これらの抵抗値は、式（１５）、式（１６）、式（１７）及び式（１８）において以下に説明される。
【００５１】
【数９】

電極Ａ及び電極Ｂが共に短絡され、短絡されたノードＡ／Ｂと残りの第三のノードＣの間に電流源Ｉ_Sが印加される上述した状況下で、それぞれの電極での電圧及び電流項は、式（１９）で表現される。
Ｖ_A＝Ｖ_B
Ｖ_C＝０
Ｉ_S＝Ｉ_A＋Ｉ_B＝−Ｉ_C 式（１９）
この条件下でキルヒホッフの法則を患者モデル２００のノード０〜３に適用することにより、その結果、以下に示されるように式（２０）〜式（２３）が得られる。それぞれのケースでは、式は、電圧Ｖ₀、Ｖ₁、Ｖ₂及びＶ₃、並びに電流項と置き換えられるインピーダンス値で書き換えられて示されており、続いて、先の式（１５）〜式（１９）に定義されるような抵抗値で更に置き換えられる。これにより、結果として、未知の抵抗値とノード０〜３を使用した式となる。
【００５２】
ノード０について：
【数１０】

【００５３】
ノード１について：
【数１１】

【００５４】
ノード２について：
【数１２】

【００５５】
ノード３について：
【数１３】

式（２０）〜式（２３）を行列形式に配置すると、式（２４）になる。
【００５６】
【数１４】

式（２０）〜式（２３）（及び式（２４）に示される行列形式）は、４つの未知の電圧Ｖ₀、Ｖ₁、Ｖ₂及びＶ₃を有する４つの式を提供する。電圧Ｖ₃を解くためにクラメールの公式を適用すると、以下の式（２５）に例示される行列となる。
【００５７】
【数１５】

次いで、行列Ａ₃の行列式の行列Ａの行列式での除算を計算することにより、式（２６）に示されるように、電圧Ｖ₃が決定される。
【００５８】
【数１６】

上記の導出により示されるように、式（２６）に示される演算から生じる式は、全ての電圧及び電流値が既知の量である形式からなり、式は、未知の抵抗値を使用して表現されている。したがって、ノードＡ及びノードＢが共に短絡され、該短絡されたノードＡ／ＢとノードＣの間で交流電流が印加されるこの第二の配置について、第三の式である式（２６）が生成される。このプロセスは、残りの電極対の組み合わせＡ−Ｃ及びＢ−Ｃについて繰り返されることになり、全体で９つの式について更なる式の生成となる。
【００５９】
患者モデル２００は、典型的な目的のみについて提供され、他の患者のモデルも可能であることを理解されたい。たとえば、印加された電流が生体的な患者を通る追加の経路を選択する用途では、追加の抵抗の項を患者のモデルに追加することもできる。他の実施の形態では、上述したように、３つ以上の電極を実現することができる。
【００６０】
図２に戻り、多変量Ｚの測定用モジュール１２０は、上述したように複数の電極対制御回路２０４を含んでいる。この回路２０４は、直流電流源２１２に接続されている。該直流電流源２１２から、この回路２０４は、直流ソース電流Ｉ_S-DC２１４を受ける。この電流は、交流ソース電流Ｉ_S-AC２１６に変換される。交流ソース電流２１６は、周波数制御信号２０６の生成を通して、コントローラ２０２により決定される周波数を有する。交流ソース電流２１６は、コントローラ２０２により発生される電極選択信号２０８に基づいて、選択された電極対に印加される。また、電極選択信号２０８は、電圧測定が行われている電極対はどれかを決定する。かかる測定の結果は、電圧信号２１０により示されるように、コントローラ２０２に供給される。多変量Ｚの測定用モジュール１２０の詳細は、以下に記載される。
３．多変量Ｚの測定用モジュール
図４は、複数の電極対制御回路２０４のより詳細なブロック図である。図５は、図４に例示される主要な構成要素の１つの実現に関する簡略化された概念図である。図４を参照して、複数の電極対制御回路２０４は、ミキサ回路４１４及び電極選択スイッチ回路網４１０を含んでいる。ミキサ回路４１４は、直流−交流変換回路４０２及び交流−直流変換回路４０４を含んでおり、コントローラ２０２により制御され、直流電流２１４を交流電流２１６に、ＡＣ電圧測定信号４０１をＤＣ電圧信号２１０に同時に変換する。特に、直流−交流変換回路４０２は、直流電流２１４を交流電流２１６に変換する周波数多重化装置として実現される。同様に、交流−直流変換回路４０４は、ＡＣ電圧測定値４０１をＤＣ電圧信号２１０に変換する逆多重化装置として実現される。
【００６１】
ＤＣ電圧信号２１０は、差動緩衝増幅器４１６及びＡ／Ｄ変換器４１８を通過する。ミキサ回路４１４は、実現されるＡ／Ｄ変換器４１８と一致する周波数で動作される。たとえば、特定の実施の形態では、Ａ／Ｄ変換器４１８は、電気治療装置で使用され、ＥＣＧ信号を測定する。かかる実施の形態では、交流−直流変換器４０４の周波数は、実現されたＡ／Ｄ変換器を受容するために、約３２ｋＨｚで動作する場合がある。代替的な実施の形態では、ミキサ回路４１４は、他の周波数で動作する。なお、ＡＣ電圧信号４０１を直接変換するに適したＡ／Ｄ変換器４１８が実現されるときのように、代替的な実施の形態では、ミキサ回路４１４は、交流−直流変換器４０４を含む必要がない。かかる多重化装置及び逆多重化装置は、当該技術分野において公知であると考えられるので、本明細書では更に説明しない。
【００６２】
複数の電極対制御回路２０４は、上述したように、選択された電極対１２２への交流電流２１６の印加を実現するために、必要な電気接続する行う電極選択スイッチ回路網４１０を含んでいる。さらに、電極選択スイッチ回路網４１０は、選択された電極対１２２の間の電圧測定を実現するために、必要な電気接続を行う。図４に例示されるスイッチ回路網４１０の実施の形態に示されているように、機能的な２組のスイッチ回路網である、電流２１６の印加を制御するための電流源スイッチ４０６と、電圧測定を制御する電圧測定スイッチ回路網４０８が存在する。電極選択スイッチ回路網４１０は、更に以下に説明されるように、コントローラ２０２により発生された選択信号２０８に応答する。
【００６３】
ここで図５を参照して、直流−交流変換器４０２は、４つのスイッチ５０２Ａ、５０２Ｂ、５０４Ａ及び５０４Ｂを有する周波数多重化装置として実現される。同様に、交流−直流変換器４０４は、４つのスイッチ５０６Ａ、５０６Ｂ、５０８Ａ及び５０８Ｂを有する周波数逆多重化装置として実現される。変換器４０２及び４０４は、上述したように、ミキサ回路４１４を共に形成しており、コントローラ２０２により発生された周波数制御信号２０６に応答する。例示を容易にするために、周波数制御信号２０６を伝送する信号線は、図５から省略されている。
【００６４】
スイッチ５０２及び５０４は、電流源スイッチ４０６を通して互いに独立に、それぞれの電極１２２に接続される。実現される周波数のそれぞれの周期について、所望の周波数の正の半サイクルの間、スイッチ５０２Ａ及び５０２Ｂはオンにスイッチされ、スイッチ５０４Ａ及び５０４Ｂはオフにスイッチされる。同様に、所望の周波数の負の半サイクルの間、スイッチ５０４Ａ及び５０４Ｂはオンにスイッチされ、スイッチ５０２Ａ及び５０２Ｂはオフにスイッチされる。
【００６５】
周波数逆多重化装置４０４は、類似のやり方で動作する。すなわち、スイッチ５０６Ａ及び５０６Ｂは共にスイッチされ、スイッチ５０８Ａ及び５０８Ｂは共にスイッチされる。周波数多重化装置４０２の周波数と、周波数逆多重化装置４０４の周波数の間の位相関係は、インピーダンスの実（抵抗）部又は虚（リアクタンス）部が測定されたかを決定する。抵抗を測定するために、たとえば、スイッチ５０６は、スイッチ５０２とスイッチされ、スイッチ５０８は、スイッチ５０４とスイッチされる。他方で、インピーダンスを測定するために、スイッチ５０６は、スイッチ５０２から９０°の位相シフトでスイッチされ、スイッチ５０８は、スイッチ５０４から９０°の位相シフトでスイッチされる。
【００６６】
電流源スイッチ回路網４０６は、周波数多重化装置４０２により供給される交流電流を選択された電極の対に接続する。スイッチ回路網４０６は、６つのスイッチを含んでいる。３つのスイッチ５１０Ａ，５１２Ａ及び５１４Ａは、直流−交流変換器４０２からの電流源の一方の側を電極１２２Ａ、１２２Ｂ及び１２２Ｃにそれぞれ選択的に接続する。３つのスイッチ５１０Ｂ、５１２Ｂ及び５１４Ｂは、直流−交流変換器４０２からの電流源の他方の側を電極１２２Ａ、１２２Ｂ及び１２２Ｃにそれぞれ選択的に接続する。
【００６７】
電流源スイッチ回路網４０６は、直流−交流変換器４０２により供給された交流電流を選択された電極対に接続する。たとえば、直流−交流変換器４０２の出力を電極対Ａ−Ｂに接続するために、スイッチ５１０Ａ及び５１２Ｂが閉じ、スイッチ回路網４０６の他のスイッチが開く。直流−交流変換器４０２の出力を電極対Ｂ−Ｃに接続するために、スイッチ５１２Ａ及び５１４Ｂが閉じ、スイッチ回路網４０６の他のスイッチが開く。直流−交流変換器４０２の出力を電極対Ａ−Ｃに接続するために、スイッチ５１０Ａ及び５１４Ｂが閉じ、スイッチ回路網４０６の他のスイッチが開く。
【００６８】
電圧測定スイッチ回路網４０８は、類似のやり方で制御される。電圧測定スイッチ回路網４０８は、交流−直流変換器４０４への選択された入力ラインに、電極１２２により供給された測定交流電圧４０１を接続する。スイッチ回路網４０８は、６つのスイッチを含んでいる。３つのスイッチ５１０Ｃ、５１２Ｃ及び５１４Ｃは、電極１２２Ａ、１２２Ｂ及び１２２Ｃから一方の電圧検出線を交流−直流変換器４０４に選択的にそれぞれ接続する。３つのスイッチ５１０Ｄ、５１２Ｄ及び５１４Ｄは、電極１２２Ａ、１２２Ｂ及び１２２Ｃから他方の電圧検出線を交流−直流変換器４０４に選択的にそれぞれ接続する。
【００６９】
電圧測定スイッチ回路網４０８は、選択された電極１２２の対により供給される交流電圧４０１を周波数逆多重化装置４０４に接続する。たとえば、電極対Ａ−Ｂを交流−直流変換器４０４に接続するために、スイッチ５１０Ｃ及び５１２Ｄが閉じ、スイッチ回路網４０８の他のスイッチが開く。電極対Ｂ−Ｃを交流−直流変換器４０４に接続するために、スイッチ５１２Ｃ及び５１４Ｄが閉じ、スイッチ回路網４０８の他のスイッチが開く。電極対Ａ−Ｃを交流−直流変換器４０４に接続するために、スイッチ５１０Ｃ及び５１４Ｄが閉じ、スイッチ回路網４０８の他のスイッチが開く。
【００７０】
なお、スイッチ５０２〜５１４は、公知のやり方で実現することができることを理解すべきである。たとえば、１実施の形態では、スイッチ５０２〜５０４は、集積回路で実現される。かかる実施の形態では、コントローラ２０２は、コントローラ１０６（図１）の一部として実現することができる。他の実現も用途に依存して実施される場合がある。
【００７１】
３．結び
図面又は明細書に示される実施の形態の様々な変形及び修正が本発明の精神及び範囲内で行われてもよいことが理解されるべきである。したがって、上記記載に含まれる全ての事柄又は添付図面に示される全ての事柄が例示的なものであって、限定解釈されるものではないことが意図される。本発明は、特許請求の範囲及び請求項に記載の発明に等価な発明に定義されるように限定されるのみである。
【図面の簡単な説明】
【００７２】
【図１】本発明の１実施の形態に係る多変量のインピーダンス測定モジュールを実現する典型的な電気治療装置の簡略化されたブロック図である。
【図２】本発明の多変量のインピーダンスの測定用モジュールの１実施の形態の高水準のブロックである。
【図３】本発明の１実施の形態に係る生理学的な患者に関する抵抗回路網のモデルの概念図である。
【図４】本発明の１実施の形態に係る多変量のインピーダンス測定モジュールの機能ブロック図である。
【図５】本発明の１実施の形態による多変量のインピーダンスの測定用モジュールの詳細な概念図である。

Claims (20)

1. 患者の身体を通る電極間の電流経路のインピーダンスを表す項を有する電圧又は電流の式により定義される前記患者の身体に関する抵抗回路網のモデルを実現する、電気治療装置での使用向けの多変量インピーダンスの測定用モジュール。
2. 前記測定用モジュールは、前記患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置された少なくとも３つの電極を利用して、前記少なくとも３つの電極のうちの選択された電極対を通して交流電流を印加しつつ、前記少なくとも３つの電極のうちの異なる電極対の間の電圧を連続的に測定する、
   請求項１記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
3. 前記電気治療装置は、除細動器及び心臓ペースメーカーを有するグループのうちの１つである、
   請求項１記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
4. 前記患者の身体の前記抵抗回路網のモデルは、該抵抗回路網モデルのノードを接続する電流経路のインピーダンスをそれぞれ表す抵抗素子を含み、前記ノードは前記少なくとも３つの電極を有する、
   請求項２記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
5. 前記抵抗素子は、
   前記少なくとも３つの電極のそれぞれと、該少なくとも３つの電極のそれぞれにより送出される電流が前記患者の身体に送出される対応する位置との間の電極と皮膚のインピーダンスをそれぞれ表す複数の抵抗素子を有する、
   請求項４記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
6. 前記抵抗素子は、
   前記患者の身体に電流が送出される位置から前記患者の身体に関する前記抵抗回路網のモデルの幾何学的な中心への電流経路のそれぞれのインピーダンスをさらに有する、
   請求項５記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
7. 前記抵抗素子は、
   前記患者の身体に電流が送出される第一の位置から前記患者の身体から電流が出る第二の位置への電流経路のインピーダンスをさらに有する、
   請求項６記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
8. 前記少なくとも３つの電極及び直流電流源に接続される複数の電極対制御回路と、
   予め決定された電極対に交流電流を連続的に印加し、前記電流がそれぞれ印加されている間に、電極対の間の電圧を連続的に測定し、前記印加された電流及び測定された電圧を利用して前記患者の身体に関する前記抵抗回路網のモデルの式から前記インピーダンスの項を求める、前記複数の電極対制御回路を制御するコントローラとを有する、
   請求項２記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
9. 前記複数の電極対制御回路は、
   前記予め決定された電極対への前記交流電流の印加を実現して、選択された電極対の間の電圧測定を実現するために必要な電気接続を行う電極選択スイッチ回路網を有する、
   請求項８記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
10. 前記複数の電極対制御回路は、
    前記直流電流源の電流を第一の周波数を有する前記交流電流に変換するための直流−交流変換器をさらに有する、
    請求項８記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
11. 前記交流電圧信号を直流電圧信号に変換するための交流−直流変換器をさらに有する、
    請求項１０記載の多変量インピーダンスの測定用モジュール。
12. 患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置される少なくとも３つの電極と、
    前記少なくとも３つの電極のうちの１つ以上の電極対を通して交流電流を印加しつつ、同時に、前記少なくとも３つの電極のうちの連続する電極対の間の電圧を測定する多変量インピーダンスの測定用モジュールとを有する、
    治療用のショックを患者に印加するための電気治療装置。
13. 前記少なくとも３つの電極は、該少なくとも３つの電極の幾何学的な中心がほぼ前記患者の心臓に位置されるように、前記患者の身体の予め決定された相対的な位置に配置される、
    請求項１２記載の電気治療装置。
14. 前記測定用モジュールは、前記抵抗回路網のモデルのノードを接続する電流経路のインピーダンスをそれぞれ表す抵抗素子を含む前記患者の身体に関する前記抵抗回路網のモデルを実現する、
    請求項１３記載の電気治療装置。
15. 前記患者の身体に関する前記抵抗回路網のモデルは、前記電流経路の前記インピーダンスを表す項をそれぞれ含む複数の電圧及び／又は電流の式により定義され、
    前記測定用モジュールは、前記印加された電流及び測定された電圧を利用して、前記複数の患者の身体に関する抵抗回路網のモデルの式を解いて未知の前記インピーダンスの項を求める、
    請求項１２記載の電気治療装置。
16. 前記抵抗素子は、
    前記少なくとも３つの電極のそれぞれと、該少なくとも３つの電極のそれぞれにより送出される電流が前記患者の身体に送出される対応する位置との間の電極と皮膚のインピーダンスをそれぞれ表す複数の抵抗素子と、
    前記患者の身体に電流が送出される位置から前記患者の身体に関する前記抵抗回路網のモデルの幾何学的な中心への電流経路のそれぞれのインピーダンスと、
    前記患者の身体に電流が送出される第一の位置から前記患者の身体から電流が出る第二の位置までの電流経路のインピーダンスと、
    を有するグループの１つ以上を有する、
    請求項１４記載の電気治療装置。
17. 前記少なくとも３つの電極及び直流電流源に接続された複数の電極対制御回路を有し、
    前記複数の電極対制御回路は、
    前記直流電流源の電流を第一の周波数を有する前記交流電流に変換するための直流−交流変換器と、
    測定された交流電圧信号を直流電圧信号に変換するための交流−直流変換器と、
    前記直流−交流変換器により生成された前記交流電流を前記予め決定された電極対に印加し、該電極対を前記交流−直流変換器に接続して前記交流電圧信号を前記直流電圧信号に変換するために電気接続を行う電極選択スイッチ回路網とを有する、
    請求項１４記載の電気治療装置。
18. 前記交流電流を予め決定された電極対に連続的に印加し、それぞれの前記電流の印加の間に、電極対の間の電圧を連続的に測定し、前記印加された電流及び測定された電圧を利用して、前記患者の身体に関する前記抵抗回路網のモデルの式を解いて前記インピーダンスの項を求めるために、前記複数の電極対制御回路を制御するコントローラをさらに有する、
    請求項１７記載の電気治療装置。
19. 前記電気治療装置は、除細動器及び心臓ペースメーカーを有するグループのうちの１つである、
    請求項１２記載の電気治療装置。
20. 少なくとも３つの電極の幾何学的な中心が患者の心臓の位置にほぼ位置されるように、前記少なくとも３つの電極を患者の身体の予め決定された相対的な位置に設けるステップと、
    第一の電極対に交流電流を印加するステップと、
    前記交流電流の印加の間に、複数の電極対の間の電圧を連続的に測定するステップと、
    前記第一の電極対の一方の電極から別の電極への患者を通した電流経路に沿うインピーダンス成分をそれぞれ表す未知の抵抗値の項でそれぞれが表現される電圧及び電流の式により定義される抵抗回路網のモデルを解くステップとを有する、
    患者のインピーダンスを測定するための方法。

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