JP2875137B2 - 心肺のパラメーターを決定する非侵入的医学的装置 - Google Patents

心肺のパラメーターを決定する非侵入的医学的装置

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    • A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、非侵人的な心臓および
呼吸器のモニター、より詳しくは、電気バイオインピー
ダンス測定を使用する心臓および呼吸器の能力を決定す
るためのかかるシステムに関する。
【０００２】
【従来技術及びその課題】熱希釈は、医師がヒトの体の
主な血行力学的パラメーターを決定することができる、
よく知られた侵入的処置である。検査を受ける患者は集
中治療室に入れられ、そして肺動脈カテーテルを挿入さ
れる；臨床的指示のために心拍出量の直接測定が行われ
る。氷冷した生理食塩水が熱希釈の測定のために使用さ
れる。この方法は非常に正確であるが、侵入的診断およ
び処置の手順の明らかな欠点がある。侵入的熱希釈手順
の代わりに使用することを意図するいくつかの非侵入的
方法が、先行技術において開示されている。２種のこの
ような新しい侵入的方法が広く知られている：１つは心
エコー検査法的な測定であり、そして他方はバイオイン
ピーダンス測定法である。非侵入的技術の明らかな要件
は、それらの結果と、例えば、熱希釈により得られる読
みとの相関関係である。心エコー検査法的測定は多くの
場合において技術的に不満足であることが発見された。
他方において、現代のインピーダンス式の心拍記録器に
より実施されるバイオインピーダンスの測定は、熱希釈
法との合理的な相関係数を示す。（Ｃ．Ｊｅｗｋｅｒｓ
その他：Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｎ
ａｅｓｔｈｅｓｉａ １９９１；６７：７８８−７９
４）。
【０００３】インピーダンス式の心拍記録の有効性は、
集中治療の医学において潜在的な有用性をもつので重要
である。インピーダンスの心拍記録は、集中治療室にお
いて、血行力学的パラメーター（例えば、心拍出量、全
身の脈管抵抗など）をモニターし、同時に薬理学的治療
に対するこれらのパラメーターの応答を計るために使用
することができる。この技術は、手術後の心臓患者のた
め、本態性高血圧症の臨床的研究のため、および他の心
臓血管の疾患のために最も有用であろう。生きている組
織または体全体の生体電気インピーダンスは、体に適用
された電極の間を通過する電流に対するその抵抗の測定
値である。組織の導電性の値の変動を作る異なる生理学
的作用は電流密度の分布の変化を引き起こし、これらの
変化はこれらの組織または体全体のインピーダンスの変
動として検出される。インピーダンスの読みは、３つの
主な成分から成る： １、組織を構成する基本的物質（主として、細胞外流
体）の電気的特性からに起因する基本インピーダンス
（Ｚ０）。 ２、周期的心臓の作動と同期するインピーダンスの変化
（δＺ）。この成分は、心臓の作動に関する情報を表し
ているレオグラムと呼ばれる線を形成する。 ３、インピーダンスの波形（δＶ）は、呼吸により引き
起こされる空気の体積の変化および血液量の再分布を伴
う。これらの３つの成分の組み合わせは、幾人かの研究
者らによりプレチスモグラムと呼ばれる曲線を形成す
る。結局、血行力学的パラメーターの３つの主な群はプ
レチスモグラムに反映され、このため、これから計算す
ることができる。
【０００４】電気バイオインピーダンス測定は３０年以
上の間研究されてきているが、臨床環境におけるバイオ
インピーダンス測定の応用の臨床的研究報告が論述され
たのはごく最近である。電気バイオインピーダンス測定
（ＥＢＭ）の２つの主要な形式がこの分野において知ら
れている。体の特定の部分に提供される血液量の変動の
局所的（分節的）ＥＢＭ；胸のＥＢＭはクビセク（Ｋｕ
ｂｉｃｅｋ）および同僚により１９９６年に示唆され、
次いでシュラメク（Ｓｈｒａｍｅｋ）およびバーンステ
イン（Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎ）により変更された；および
実際に全体の血液循環系を含む全身の総合ＥＢＭ；この
技術はＭ．チシェンコ（Ｔｉｃｈｃｅｎｋｏ）（１９６
８）、ヤコブレブ（Ｙａｋｏｖｌｅｖ）（１９７３）、
ホルザー（Ｈｏｌｚｅｒ）などにより説明された。総合
ＥＢＭ技術は分節的ＥＢＭより先験的により多くの情報
を与える；しかしながら、その適当な技術的実現は記録
されていない。分節的な電気バイオインピーダンス測定
に関するかぎり、分節的ＥＢＭは胸に適用された低電圧
電流を使用することが示され、この場合、胸部大動脈に
おける血流の量および速度の変化が胸部の導電性の検出
可能な変化を生ずる。クビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）ら
は、胸部バイオインピーダンスの振動成分の一次導関数
（ｄＺ／ｄｔ）が大動脈血流と直線的な関係になること
を示した。この関係を使用して、１回拍出量（ＳＶ）を
推定し、次いで心拍出量（ＣＯ）を推定する実験式を作
った（Ｆｒａｎｃｉｓ Ｇ．、Ｓｐｉｎａｌｅその他、
ＣｒｉｔｉｃａｌＣａｒｅ Ｍｅｄｉｃｅｎｅ、１９９
０、Ｖｏｌ．１８、Ｎｏ．４、ＵＳＡ）。最初のミネソ
タ・インピーダンス・カージオグラフ（Ｍｉｎｎｅｓｏ
ｔａ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ）
が、クビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）の方法に基づいて開発
された。しかしながら、Ｃ．ジェウケス（Ｊｅｗｋｅ
ｓ）らの、Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａ
ｎａｅｓｔｈｅｓｉａ １９９１；６７：７８８−７９
４に開示された装置は熱希釈技術とは異なった、すぐれ
る（ｄｏｏｄ）（ｒ＝０．９７）から劣る（ｐｏｏｒ）
（ｒ＝０．４１）に変化する相関係数を作る。
【０００５】次いで、クビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）およ
びシュラメク（Ｓｈｒａｍｅｋ）により、限定された分
野におけるいくつかの成果が報告された。米国再発行特
許第３０，１０１号（Ｗｉｌｌｉａｍ Ｋｕｂｉｃｅｋ
ら）は、インピーダンスのプレチスモグラムを説明して
いる。患者の胸部の上端および下端に励起電極を接続
し、そして励起電極の間において胸部に測定用電極を接
続することによって、心拍出量を測定する。一定の変動
する励起電流を励起電極に適用し、そして胸部内インピ
ーダンスの変化を測定し、同時に心収縮の開始および終
わりを測定する。心拍出量は、心収縮期中のインピーダ
ンス減少の最大傾斜の測定によって決定される。米国特
許第４，４５０，５２７号（Ｂｏｈｕｍｉｒ Ｓｈｒａ
ｍｅｋ）（この分野における先導の会社の１つ、ＢｏＭ
ＥＤＲＭｅｄｉｃａｌ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ
Ｌｔｄ．に譲渡された）は、非侵入式の連続出力モニタ
ーを説明している。開示されたシステムは、時間の関数
として胸部インピーダンスから呼吸の影響を排除し、こ
うして拍動性の胸部インピーダンスの変化の信号を連続
的に提供する。拍動性の胸部インピーダンスの信号を処
理して、心室の拍出時間および拍動性の胸部インピーダ
ンスの最大の変化率を示す信号を作り、これらをマイク
ロプロセッサーに供給して、改良された心収縮のアップ
ストローク式に従い１拍動当たりの送られる血液量を計
算する。
【０００６】ＢｏＭＥＤＲは説明された分野においてそ
の優れたシステムを提供する。それらの１つはＢｏＭＥ
ＤＲＮＣＣＯＭ３（カリフォルニア州アービン）であ
る。これは標準のＥＣＧ電極の対を持つ当初のミネソタ
・インピーダンス心拍記録器のバンド電極の代わりに使
用され、これは患者による受け入れ易さを改善する。ま
た、それはバーンステイン−シュラメクの式に基づく新
しいアルゴリズムを使用する一体化されたコンピュータ
ーを有し、１回拍出量（ＳＶ）および心拍出量（ＣＯ）
のオンライン計算を可能とする（Ｃ．ジェウケス（Ｊｅ
ｗｋｅｓ）その他、Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｊｏｕｒｎａｌ
ｏｆ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ １９９１；６７：７８
８−７９４）。この装置を使用して心拍出量（ＣＯ）、
１回拍出量（ＳＶ）、心拍数（ＨＲ）、および基本イン
ピーダンス（Ｚ０）または胸部の流体指数（ＴＦＩ）を
測定する。２対の「感知」電極を、腋窩中央線の高さで
胸郭上、及び首の横側面に配置する。他の２対の「電流
注入」電極を首より５ｃｍ上でかつ胸の感知電極より下
方に配置する。電流注入電極は２．５ｍＡ、７０ＫＨｚ
の交流を供給する。ＢｏＭＥＤＲＮＣＣＯＭ３により供
給されたＥＢＭの結果を熱希釈の読みと比較すると、合
理的な相関係数が示された。
【０００７】しかしながら、ＢｏＭＥＤＲ装置ついて述
べると、いくつかの研究（Ｃ．Ｊｅｗｋｅｓ）；（Ｆｒ
ａｎｃｉｓ Ｇ．Ｓｐｉｎａｌｅ）；（Ｋｏｕ Ｃｈｕ
Ｈｕａｎｇその他、Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｃａｒｅ Ｍ
ｅｄｉｃｉｎｅ、１９９０、Ｖｏｌ．１８、Ｎｏ．１
１）において示されているように、 ・ この装置は心拍出量の低い値を過大評価し、そして
高い値を低く評価している。換言すると、測定特性にお
ける直線性が存在しない。そして ・ この装置は電極の形態、型および配置において限界
がある。 米国特許第４，８０７，６３８号（Ｂ．Ｓｈｒａｍｅ
ｋ）そしてＢｏＭＥＤＲに譲渡された）は、ＥＢＭに基
づく装置の開発を記載し続けている。非侵入的連続的手
段の動脈の血圧のモニターは、体の組織（胸および脚）
の２つの部位を横切る電気インピーダンスを処理して、
各心臓周期の開始時における各部位での血流の増加を示
す信号を提供する。患者の心拍出量も測定され、そして
患者の心係数が心拍出量から計算される。モニターの測
定ユニットは、高い周波数の一定の振幅電流出力を有す
る電源を備えることに注意すべきである。モニターにお
ける第２の部位の外見は、ヒトの体の血行力学的パラメ
ーターに関するより代表的な情報を得る必要性を反映す
る。しかしながら、第２の部位の読みは、これをヒトの
体の血行力学的パラメーターの総合映像の代わりに使用
することができない。モニターに使用される電極は、前
の参考文献に記載する方法においては２つの部位上に配
置される。これは、励起電極および測定電極の各対のた
め、およびこれらの対の間の距離のために、予測不可能
な誤差が現れるであろうことを意味する。通常の部位的
な胸部ＥＢＭ法および励起電極と測定電極との同じ配置
が、新規なＢｏＭＥＤＲ２００１型血行力学的測定シス
テムＨＤＭＳにおいて使用される。７０ＫＨｚの周波数
および２．５ｍＡの大きさを有する一定の大きさの交流
が胸を通ってて流れる。装置はこの問題に対する革新的
方法を何も示さない。
【０００８】クビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）およびシュラ
メク（Ｓｈｒａｍｅｋ）の方法を実行するこれらのシス
テムを分析すると、それらは次の理由で正確ではないこ
とに注意すべきである： １、主な「体積」の血行力学的パラメーター（１回拍出
量、心拍出量など）のすべての計算はインピーダンスの
導関数（ｄＺ／ｄｔ）を使用して行われるが、インピー
ダンスそれ自体（Ｚ）、あるいは流体量の直接の特性で
あるその抵抗成分（Ｒ）によってはいない。 ２、計算の信頼住ある結果はインピーダンスの非直線性
のために達成されず、そして複雑な電流の補正を行うこ
とが必要である。 ３、部位の中から外に出る測定電流の分散が体の他の部
分において測定された。 ４、特定の胸郭または他の部位の形状寸法は考慮されな
い。 ５、胸の上の最初の不正確な電極の配置の狂い、および
それらの呼吸により引き起こされるそれらの移動のため
に誤差が生ずる。 ６、（δＺ）は体の部分的な（Ｚ）に関して測定される
だけであり、全身の総計（Ｚ）に関しては測定されな
い。 ７、レオグラムの信号に加えて、測定の同期化のための
第２のチャンネルの信号（ＥＣＧ）が必要であるため、
患者の検査に対して多くの電線の必要性が生ずる。その
うえ、これらのシステムは、呼吸系を特徴付けるパラメ
ーターの取得と計算とをしない。最近開発された最も新
しい局所的ＥＢＭ技術が、米国特許第５，１７８，１５
４号（ソーバ・メディカル・システムズ・インコーポレ
ーテッド［ＳｏｒｂａＭｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ
ｓ、Ｉｎｃ．］に譲渡された）において説明されてい
る。全体として平均して揃えられたピークを使用し、高
い測定精度を提供するインピーダンス式の心拍記録器お
よびその操作方法が開示されている。しかしながら、こ
のソーバのシステムはなおいくつかの欠点に悩まされ
る。即ち、第１に、測定は、複雑であり、患者に対して
不便でありかつ人為構造を生ずる四極システム電極によ
り提供される。
【０００９】第２に、測定すべき主なパラメーター（心
臓の１回拍出量）は、心臓周期のバイオインピーダンス
曲線の数学的導関数の線の下の限定された面積の部分か
らソーバのシステムにより計算される。より詳しくは、
この面積は心臓による血液の拍出初期のみを反映し、従
って、全心臓周期中に起こる（そして心臓パラメーター
に影響を与える）血液分布の特定のプロセスの総てを反
映することができない。第３に、ソーバのシステムは胸
部インピーダンスの測定値を提供するという事実のため
に、心臓の作動を特徴付ける信号は呼吸周期のキャリヤ
ー信号より非常に弱い（１０％）；しかしながら、ソー
バのシステムにおける小さい心臓作動信号は完全に分類
され、平均されそして処理されるが、呼吸の振動は人為
構造と考えられそして分析されない。このような方法を
使用するとき、呼吸パラメーターを定めることができ
ず、そして心臓のパラメーターの計算の精度を達成する
ことが困難であることが理解される。また、血液の循環
系全体を含む全身のいわゆる総合ＥＢＭも知られてい
る。この技術はＭ．チシェンコ（Ｔｉｃｈｃｅｎｋｏ）
（１９６８）、ヤコブレブ（Ｙａｋｏｖｌｅｖ）（１９
７３）、ホルザー（Ｈｏｌｚｅｒ）などにより説明され
ている。総合ＥＢＭ技術は分節ＥＢＭより先験的により
多くの情報を与える；しかしながら、その適当な技術的
実現は記録されてきていない。
【００１０】全身の総合ＥＢＭは、Ｍ．チシェンコ（Ｔ
ｉｃｈｃｅｎｋｏ）により示唆された（例えば、Ｔｉｃ
ｈｃｅｎｋｏ Ｍ．Ｉ．：ヒト血液系の１回拍出量の決
定のための総合方法の生物物理的および総合的な基準
（Ｔｈｅ ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ ａｎｄ ｉｔｅｇ
ｒａｌ ｂａｓｓ ｏｆ ｉｔｅｇｒａｌ ｍｅｔｈｏ
ｄ ｆｏｒ ｄｅｔｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｔｒ
ｏｋｅ ｖｌｕｍｅ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｂｌｏｏｄ
ｓｙｓｔｅｍｓ；Ａｂｓｔｒａｃｔ ｏｆ Ｐｈ．Ｄ．
ｄｉｓｓｅｒｔｉｏｎ、モスクワ、１９７１）。この方
法は、分節には電極を適用せずにヒトの全身に適用し、
３０ＫＨｚの周波数の低電圧交流を送り、全身を通して
流し、測定ブリッジを有するレオグラフで全身インピー
ダンスを測定し、手操作でインピーダンスの抵抗成分を
分離し、そしてそれを後続する計算のために使用するこ
とを包含する。こうして説明された総合ＥＢＭ法によ
り、全身の心臓血管系に関する情報を獲得することがで
きる；主な血行力学的パラメーターは、総合測定のため
にＭ．チシェンコ（Ｔｉｃｈｃｅｎｋｏ）により誘導さ
れた種々の実験式を使用して得られる。電極により囲ま
れる体の長さがより長いので計算誤差を最小にすること
ができる。この方法は二電極システムを使用し、これは
分節ＥＢＭ法において使用されるクビセク（Ｋｕｂｉｃ
ｅｋ）システムよりも簡単でありそして誤差を生ずる傾
向が少ない。しかしながら、Ｍ．チシェンコ（Ｔｉｃｈ
ｃｅｎｋｏ）が使用するシステムは各測定前に較正をす
ることが必要である。また、それはインピーダンスのリ
アクタンス成分を排除するためにチューニングも必要と
する。他の問題は、リアクタンス成分により引き起こさ
れる誤差であり、これは、電極が接触する場所において
電極と皮膚との間に現れる。この誤差はチューニングに
より除去することはほとんど不可能である。計算の精度
は手操作の調節に完全に依存し、従ってチシェンコのシ
ステムは信頼性を失う。
【００１１】この出願の前に出願人により達成された研
究は、現代の臨床的研究の次の要件を満足することを意
図した： ・ 次の心肺パラメーターに関する完全な情報を得るこ
と、前記パラメーターはヒトの全身の総合ＥＢＭによっ
てのみ提供することができる： 血行力学的パラメーター： ・ １回拍出量 ・ 心収縮期指数 ・ 脈拍数 ・ 心拍出量 ・ 心臓指数 ・ 予備指数 ・ 合計の抵抗指数 ・ 緊張安定性指数 呼吸パラメーター ・ 呼吸速度 ・ 呼吸指数の変化 ・ 呼吸強さの指数 ・ 血行力学的の安全性の指数 および追加の重要なパラメーター、例えば、 ・ 全身の細胞外流体量、 ・ 全身の流体のバランスの指数； ・ 侵入的熱希釈法と比較したとき、高い精度および再
現性の結果を得ること；および ・ 測定システムにおいて使用する電極の型、構成およ
び配置により引き起こされることがある誤差を減少させ
ること。
【００１２】出願人が研究した非侵入的方法およびシス
テムは、患者の体の四肢に４個の電極を適用し、４個の
電極を通して患者の体の中に交流を導入し、さらにこれ
らの電極からヒトの体の総合インピーダンス曲線を獲得
し、そして総合バイオインピーダンス測定値に適用可能
な実験式を使用して、総合インピーダンス曲線から患者
の体の心肺パラメーター及び細胞外流体に関するパラメ
ーターのコンピューター計算を適用することによって実
施された。しかしながら、前述の４個の電極のシステム
で測定を実施するとき、比較的弱い総合バイオインピー
ダンスの信号が、なおヒトの体から受け取られる。この
影響についての１つの理由は、測定電流が患者の胸の多
数の動脈にわたって、および電子回路の平行分岐のよう
に作用している患者の四肢にわたって、消されることで
ある。第２に、４電極システムにおいてヒトの体を通過
する測定電流の流れは、主としてその測定目標、例え
ば、患者の心臓および胸の部分を通るようには向けられ
ない。これらの２つの因子は測定の信頼性について負の
影響を有する。そのうえ、ヒトの体に適用すべき４つの
電極は、なお、患者およびオペレーターに対するある程
度の不便を引き起こす。従って、本発明の目的は、患者
に優しく、コンピューター化されたされたシステムによ
り達成されるべき高い計算精度を生じ、そして要求され
る測定を行うとき、患者の体に確保された電極の接触を
有する、ヒトの体の主な心肺パラメーターの決定するた
めの、非侵入形の総合ＥＢＭ法およびシステムを提供す
ることである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明の第１の態様によ
り、ヒトの体の主な心肺パラメーターを決定する非侵入
的方法であって、患者の全身の総合バイオインピーダン
スの測定値を得ることができる方法で患者の体に電極を
適用し、前記電極を通して前記体の中に振幅の高度に安
定した交流を導入し、電極から前記体の総合インピーダ
ンスの曲線を獲得し、前記総合インピーダンスから抵抗
成分を同時に自動的に分離し、そして 総合バイオイン
ピーダンスの測定値に適用可能な実験式を使用して、前
記総合バイオインピーダンスの抵抗成分から前記体の心
肺のパラメーターをコンピューター計算する諸段階を包
含し、前記計算は呼吸サイクル中に得られた平均のデー
タに基づいて達成される前記非侵入的な方法が提供され
る。好ましい実施態様に従い、４つの電極を患者の四肢
に２対で接続し、各対を電流の注入および電圧の測定の
双方に使用する。２つの電極のみを使用する場合と比較
することによって、２つの電極のみを接続すると、 ・ 患者の体および四肢を通して電流の分散を減少する
ことができる； ・ 主な電流を、検査の主要目標である患者の大動脈の
心臓および胸の部分に適用することができる； ・ 患者の体の測定される総合バイオインピーダンスを
増加することができ、これにより要求されるパラメータ
ーの計算の精度を更に高めることができる； ・ 四肢の他の二つを患者の他の可能な処置または患者
の同時活動のために自由にすることができる； ・ 患者の脚および／または手の不規則な動きまたは震
えの影響を減少することができる。
【００１４】なんらかの病理学的変化が患者の四肢に見
いだされる場合、あるいはある特定の四肢が同時に別の
処置中である場合、電極位置の好ましさに劣る別の組み
合わせを使用することができる。より詳しくは、２個の
電極を右腕と左脚、あるいは右腕と右脚、あるいは左腕
と左脚の末端に接続することができる。本発明の第２の
態様により、ヒトの体の少なくとも１つの心肺パラメー
ターを決定する非侵入的医用装置であって、少なくとも
２個の電極、電極に結合され、かつ振幅の高度の安定し
た交流電源と全身の電気総合バイオインピーダンスの抵
抗成分を自動的に誘導するための電子回路とを有する全
身の電気総合インピーダンス測定ユニット、及び電気総
合インピーダンス測定ユニットに結合され更に総合イン
ピーダンスの有効部分から少なくも一つの心肺パラメー
ターを計算し表示するための表示手段に結合されたコン
ピューターを具備した前記非侵入的医用装置が提供され
る。好ましい実施態様において、電流の注入および電圧
の測定の双方のために使用するように２個の電極を二極
システムに従って患者の体に適用し、２個の電極は単一
のチャンネルを介して電気バイオインピーダンス測定ユ
ニットに接続される。
【００１５】
【実施例】図１Ａおよび図１Ｂは、それぞれ、患者１０
の主な心肺パラメーターの決定を自動的に表す非侵入的
４電極のブロック線図および患者１０の相当電気回路の
図を示す。４個の電極１１は、２対に接続されて、患者
１０の腕および脚の末端に適用される。電気総合バイオ
インピーダンス測定ユニット１２は、単一のチャンネル
１３により電極１１を介して振幅の高度に安定した交流
を患者１０に印加する。患者１０の総合インピーダンス
曲線は、同一の電極１１から得られ、そして同じ単一の
チャンネル１３を通して測定ユニット１２へ移され、測
定ユニット１２は総合インピーダンス曲線を変換する。
次いで変換された作動信号は第２の単一のチャンネル１
４を通してコンピューター１５に移送され、ここで全身
の心肺パラメーターおよび全身の細胞外流体に関するパ
ラメーターを実験式を使用して計算する。監視モード中
に、患者１０の特徴を示す個人的データがキーボード
（図示せず）を経てコンピューター１５に入力される。
典型的には、個人的データは、身長、体重、年令、性
別、血液検査の結果、認識番号などを包含する。電気総
合バイオインピーダンス測定ユニット１２からの出力信
号１４はコンピューター１５に供給され、そしてその中
の内部テーブル内に記憶される。生データの予備処理を
実施して、プレチスモグラフおよびレオグラフ曲線を誘
導し、これに基づき呼吸周期および心拍の複合指数（マ
ーク）（上行脚隆起の傾斜の開始、心臓コンプレックス
の周期の長さ、それらの最大の振幅など）が決定され
る。心臓周期中の血液の速い拍出および遅い拍出を反映
する初期のインピーダンス曲線の下の面積の区画を、主
なパラメーターの計算に使用する。このデータおよび患
者の個人的データに基づいて、本発明の発明者の一人で
あるＥ．フリナーアマン（Ｆｒｉｎｅｒｍａｎ）により
新しく展開された実験式を使用してパラメーターが決定
される。基本的血行力学的パラメーターである１回拍出
量を次の式に従い計算する：
【００１６】
【数１】 ここに： Ｈｃｔｃｏｒｒは補正されたヘモタクリチス（Ｈａｅｍ
ｏｔａｃｒｙｔｉｓ）であり、１４５＋０．３５（Ｈｃ
ｔ−４０）であり、Ｈｃｔは患者の血液分析から得られ
たヘモタクリチスであり、Ｋ（ｓｈａｐ＊ｓｅｘ＊ａｇ
ｅ）は個々の患者の体の複合係数であって、 ２０歳より若い男性＝５２７．３−（３．１＊（実際の
年齢−２０））であり、 ４０歳より年長の男性＝５２７．３＋（３．１＊（実際
の年齢−４０））であり、 １８歳より若い女性＝５８７．６−（２．９＊（実際の
年齢−１８））であり、 ５０歳より年長の女性＝５８７．６＋（２．９＊（実際
の年齢−５０））であり、 δｒ／Ｒは測定された作動バイオインピーダンス成分の
変化を特徴付ける比であり、Ｈｃｏｒｒは次の式により
与えられる補正された患者の身長である： 身長／脚の長さ＝０．６６±０．０４である場合、 Ｈｃｏｏｒ＝（Ｈｒｅａｌ＋２）または （２） 身長／脚の長さ＝０．５４±０．０４である場合、 Ｈｃｏｒｒ＝（Ｈｒｅａｌ−２） α＋βは心臓周期であり、その上行脚隆起部分および下
行脚隆起部分の持続時間の合計であり、βは心臓周期の
下行脚隆起部分の持続時間であり、Ｋｅｌは患者の血液
の中の電解イオンの係数であり、血液分析に基づいて計
算され、そして次の式により与えられる： ａ）血液透析をされた患者について
【００１７】
【数２】 ｂ）他の患者について
【００１８】
【数３】 Ｋｗは体重の係数であり、実際の体重／理想的体重＊で
あり ＊（理想的体重の国際的表に従う） ＩＢはバランス指数であり、次の式により与えられる： ＩＢ＝測定された細胞外流体量／適正な細胞外流体量積 （５） 前述の新規な式が証明するように、特定のヒトの体のバ
イオインピーダンスの個々の差は、この式を患者の体の
特定の特徴に従い補正することによって考慮することが
できる。コンピューター１５は、上の１回拍出量の式の
定義に基づいて多くのパラメーターを計算するようにプ
ログラミングされる。例えば、次のパラメーターを計算
することができる： 呼吸変化の指数（ＩＲＣ）は、呼吸に関する１回拍出量
の変化を反映し、次の式に従い計算される：
【００１９】
【数４】 ここに： Ｙｍａｘは、１呼吸周期中に定められる心臓周期の上行
脚隆起部分の最大振幅である；そして Ｙｍｉｎは、同一の呼吸周期中に定められる心臓周期の
上行脚隆起部分の最小振幅である； Ｃ／Ｄは（ＳＶ）の説明を参照のこと。 全身の細胞外流体量（Ｖｅｃｆ）（Ｍ．チシェンコの
式）：
【００２０】
【数５】 Ｖｅｃｆ＝Ｋ＊Ｈ２＊Ｒ−１＊１０−３ （７） ここに： Ｋは男性について９５であり、そして女性について１１
５である係数であり、Ｒは患者の体の抵抗であり、そし
てＨは患者の身長である。図１Ｃおよび図１Ｄは、それ
ぞれ、患者１０の主な心肺パラメーターの決定を自動的
に表す非侵入形の２電極システムのブロック図および患
者１０の相当電気回路の図を示す。第１電極１１ａは左
腕の末端に接続され、そして第２電極１１ｂは患者の右
脚の末端に接続されている。このシステムのすべての他
の要素は前述されかつ図１Ａに示されたシステムと同一
のままである。図１Ｂおよび図１Ｄに示すシステムにお
いて使用される患者１０の相当電気線図の間の差のため
に、図１Ｃのシステムにより測定される患者の総合バイ
オインピーダンスは、上に説明したように、図１Ａに従
うシステムにより測定されたものより高いであろうこと
に注意すべきである。これにより、より強い初期信号を
得るすることができ、こうしてこのシステムにより更な
る電気的変換および計算の精度の改良を達成することが
できる。
【００２１】そのうえ、電流を、主に、測定の実際目標
である患者の大動脈の心臓および胸の部分を通して向
け、さらに電流の四肢および胸の動脈を通して消散され
る量が少ない。これらの２つの因子は測定の信頼性を改
良する。そのうえ、説明された２電極システムは４電極
システムより患者に優しく、そしてまた、患者の第２の
腕または脚について、幾つかの追加の必要な測定または
処置を同時に実施することができる。電極の接続の幾つ
かの他の可能な態様が図１Ｅ〜１Ｇに示される。各場合
において、２個の電極のまたは４個の電極を患者に接続
することができる。前者の場合においては、配置は図面
の図１Ｃおよび図１Ｄに関して前述の２電極システムに
減らされる。点線で示す電極も接続する場合、配置は４
極配列であり、これにおいては、電極の２個が電流の注
入のために能動的であるが、電極の２個は生ずる信号の
検出のために受動的である。この方法により達成される
パラメーターの計算は、４電極システムについて従来提
案された計算と比較して、特別の補正を必要とする。こ
れらの補正は前述したように実験式の係数を調節するこ
とによって実施することができる。図２は、図１Ａおよ
び図１Ｃにおいて１２として描かれた電気総合バイオイ
ンピーダンス測定ユニットのブロック図である。まず、
ヒトの体は、電気的観点から、ＲＣインピーダンスとし
て挙動することに注意すべきである。後述するユニット
１２の作動は、この出願において示唆する方法を明瞭に
する。
【００２２】電気総合バイオインピーダンス測定ユニッ
ト１２は、３０ＫＨｚの矩形波パルスを作る電圧パルス
発生器２１を備える。これらのパルスは利得制御可能な
増幅器２２に向けられ、その出口は信号を正弦波の形態
に変換するためのチェビシェフフィルター２３に接続さ
れている。フィルター２３の出口は、対称で高度に安定
した振幅の交流電源２４の入口に接続されている。電源
２４の出口に維持される高い安定性の振幅の交流が、２
対の電極２５、２６を通してヒトの体２７に印加され
る。（総合バイオインピーダンスを構成する）ヒトの体
インピーダンスＺと比例する電圧信号が、患者の体内で
作られ、そして電極２５、２６から高精度増幅器２８に
伝送され、その出力は同期検出器２９の第１入力に供給
される。同期検出器２９は２つの機能を有する：第１
に、それは得られた総合バイオインピーダンスを整流す
る；そして第２に、それは総合バイオインピーダンスの
電圧ベクトルの抵抗成分を同時に微分する。この成分は
負荷の抵抗成分（チシェンコが記載する血液系の抵抗）
に対して正比例する。第２の機能はスイッチコントロー
ルスキーム３１の助けにより提供され、このスキーム３
１はその入口においてフィルター２３の出口に、そして
その出口において同期検出器２９の第２の入力に接続さ
れる。同期検出器２９の線形の挙動は較正のプロセスを
簡素化し、かつこれを（毎回較正する代わりに）１回の
初期の調節に減らす。
【００２３】低周波フィルター３０、例えば低域ベッセ
ルフィルターが、同期検出器２９の出口に接続される。
低周波フィルター３０は高い周波数成分、例えば、３２
ＫＨｚより上の成分を遮断し、そして作動信号を通過さ
せる。バイオインピーダンスの抵抗成分である作動信号
は、次いで、コンデンサー３２により直流成分および交
流成分に分離される。交流成分は高増幅率増幅器３３に
より増幅され、そして直流成分と一緒にマルチプレクサ
ー３４のそれぞれの入口に供給される。マルチプレクサ
ー３４の出口はアナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器
３５に接続され、変換器３５はトランスミッター３６を
介してコンピューター１５（図１Ａおよび図１Ｃ）に接
続される。また、利得制御の可能な増幅器３３の第２出
口に接続されたコントロールユニット３７および患者の
体２７を横切って接続された模擬インピーダンス回路３
８を備え、測定開始前にユニットを試験するための自己
試験ブロックも設けられる。図３は、図面の図２を参照
して前述の装置のユニットの変更例６０のブロック図で
ある。図２の鎖線内に描かれたバイオインピーダンス測
定ユニットは、ここで６１として示される。しかしなが
ら、２個の電極の６２、６３が、ここで患者２カ所の四
肢に適用され、そして（図２の鎖線の輪郭の内側に示さ
れる４個の電極と反対に）バイオインピーダンス測定ユ
ニット６１の外側に示されていることに注意すべきであ
る。２個の追加のＥＣＧ電極を患者の腕に適用し、そし
てＥＣＧ測定回路６４に接続する。Ａ／Ｄ変換器および
マイクロプロセッサーの機能を兼備する（８０１９６Ｋ
Ｄ、ＩｎｔｅｌＲ製のような）マイクロコントローラー
６５が設けられ、これは、ＥＣＧ回路６４から得られた
曲線を、バイオインピーダンス測定ユニット６１から得
られた曲線と一緒にリアルタイムで処理する。後者の曲
線はバイオインピーダンスの抵抗成分の直流「Ｒ」およ
び交流「δＲ」成分の合成物である。さらに、マイクロ
コントローラー６５はバイオインピーダンス測定ユニッ
ト６１から（より詳しくは、図２に示す高精度増幅器２
８の出力から）初期の全バイオインピーダンス曲線を受
け取る。初期バイオインピーダンス曲線およびバイオイ
ンピーダンス抵抗成分の曲線の両者を処理するとき、マ
イクロコントローラー６５およびコンピューター６６
（例えば、ノートブック型コンピューター）はヒトの体
の電気回路のキャパシタンスを連続的に計算する。ヒト
の体のキャパシタンスの値は、式：
【００２４】
【数６】 により計算でき、かつ連続的にチェックされる。予め決
定した閾値を越える過剰のキャパシタンス、またはキャ
パシタンスの振動は、電極と患者の皮膚との間の接触の
劣化を示す。このような場合において、適当なアラーム
がコンピューター６６の制御下で作動させられる。マイ
クロコントローラー６５の出力は、不規則電圧から電気
的に患者を保護するアイソレーション回路６７（例え
ば、オプト−アイソレーターＭＯＣ８０８０、Ｍｏｔｏ
ｒｏｌａＲ）を介して、補正回路３８（例えば、ドライ
バーＲＳ２３２Ｃ）および適切なＲＳ２３２Ｃケーブル
６９を介してコンピューター６６に接続される。補正回
路６８およびマイクロコントローラー６５は、コンピュ
ーター６６から＋５Ｖの電圧を供給される。電圧＋５Ｖ
はＤＣ／ＤＣ変換器７１により±５Ｖに変換され、ＤＣ
／ＤＣ変換器７１はさらに電力供給ユニット７０に接続
される。また、ＤＣ／ＤＣ変換器７１はアイソレーショ
ン回路の機能も実施する。電力供給ユニット７０は電圧
±５Ｖの装置６０のブロックを提供する。図４および図
５は、システムの機能に従ったアルゴリズムの流れ図を
示す。システムは、ステップ１００においてスイッチオ
ンされ、そして監視セッションの持続時間が選択され
る。監視セッションの持続時間は、必要なパラメーター
の平均的な計算のために意図される初期バイオインピー
ダンス曲線の部分の持続時間として規定することがで
き、そして約１０〜３０秒の範囲内で選択することがで
きる。
【００２５】ステップ１０２において、バイオインピー
ダンス測定ユニット６１からの情報が表示装置上で得ら
れるか否かを判定するためにチェックが行われる。情報
の得られない場合は、少なくとも１つの次の試験ブロッ
クによりその理由が検出され、かつ示される。 ブロック１０４ 電極と皮膚との間のインピーダンスの
不安定。 ブロック１０６ ケーブルＲＳ２３２Ｃにおける接触な
し。 ブロック１０８ ＥＣＧ電極の接触不良。 ブロック１１０ バイオインピーダンス測定電極の接触
不良。 故障の理由を克服した後、サイクルを再び開始する（ス
テップ１０２に戻す）。オペレーターより出力命令が入
力されない場合（ブロック１１２）、Ｒ（作動インピー
ダンス）、Ｃ（キャパシタンス）およびＺ（全インピー
ダンス）のディジタルの試験の読みがリアルタイムで表
示装置上に表示されるであろう（ステップ１１４）。こ
れらのパラメーターが安定化されたとき（ステップ１１
６）、次の手順を開始し、ここでバイオインピーダンス
曲線を作るためにＱＲＳパルスがＥＣＧ曲線から誘導さ
れる。ステップ１２０は、ステップ１１８において得ら
れたマークによりバイオインピーダンス曲線をマーク
し、さらにレオグラフの情報を処理し、そして呼吸周期
中に得られた平均のデータに基づく主な心肺パラメータ
ーを計算する過程を表す。
【００２６】計算されたパラメーターの記録がステップ
１２２において打ち切られない場合、パラメーターは、
コンピューター内に記憶されるべきである。このシステ
ムにおけるパラメーターは、単一測定方式（ステップ１
２４）か、あるいは連続方式（ステップ１２６）におい
て計算することができる。計算されたパラメーターは次
の２つの方法の一方でコンピューター内に記憶すること
ができる：パラメーターの値をコンピューターの中の患
者のデータベースの中に入力する（ステップ１３２）
か、あるいはパラメーターをコンピューターの内に一時
的プロトコルとして書き込むことができる（ステップ１
３４）。ステップ１３０において、データベースを計算
されたパラメーターの記録として使用すべきか否かが決
定される。１回の監視セッションが終わったとき、複数
の計算されたパラメーターが表示装置上に示される（ス
テップ１３６）。ステップ１３８において、測定を反復
するか否かが定められる。連続方式を選択した場合は、
測定の反復命令は、オペレーターにより手操作で入力さ
れるか、あるいは自動入力することができる。このよう
な命令が受け取られると、別の監視セッションが開始さ
れ、そしてパラメーターの追加の読みが記録されるであ
ろう。測定を反復しない場合、このプロセスはステップ
１４０において停止されるであろう。
【００２７】図６は、ＲＣ負荷を横切る高度に安定した
振幅の交流電源の電気的スキームを示す。電源２４は、
出力信号中に現れる誤差およびノイズを最小とするため
に対称構造を持つ。第２の特徴はその高い安定性である
（１０−５〜１０−７）。心拍および呼吸周期のための
抵抗の変動は、全部の値の１０−３の範囲である。これ
らの変動の測定を信頼性あるものとするために、この回
路の安定性は少なくとも２桁大きくなくてはならない。
振幅の高度に安定した交流電源２４は、出力信号中に現
れる誤差を最小とするために、第１および第２の対称電
源４１および４２を備える。２個の対称電源４１、４２
は、増幅器２２およびフィルター２３を通して電圧パル
ス発生器２１に接続される（図２を参照）。入力点は図
６において「入力」として示されている。第１の電源４
１は「入力」にインバーター４３を通して接続され、そ
して第２の対称電源４２は「入力」に直接接続される。
第１の電源４１は正の半波の交流電圧入力を安定化し、
そして第２の電源４２は負の半波の交流電圧入力を安定
化する。対称電源４１、４２の各々は、組み合わせられ
た関連回路とともに３個の高精度演算増幅器を備える。
第１の演算増幅器４４は高い出力抵抗を有し、逆変換入
口の「入力」点から交流信号を供給される。第２の高精
度高速演算増幅器４５により増幅器４４上に正のフィー
ドバックが形成される。第１および第２の演算増幅器４
４、４５は、ＲＣ負荷４６上を通過する交流を安定化す
る。第１の演算増幅器４４の出口および第２の演算増幅
器４５の非逆変換入口はゼロ点「０」を形成する。任意
の電源の高い出力抵抗による漂遊電流または非対称入力
電圧が電源の作動を妨げることがある。これを防止する
ために、第３の演算増幅器４７は、その適切な回路とと
もに、その逆変換入口においてゼロ点「０」に接続さ
れ、そしてその出口において第１の演算増幅器４４の非
逆変換入口に接続される。演算増幅器４７はゼロ点
「０」におけるゼロの電位を提供し、こうして電源を正
しい使用状態に維持する。ヒトの体である負荷４６は、
２個の対称電源４１、４２の２個の対称的なゼロ点に接
続される。
【００２８】図７および図８は、それぞれ、総合バイオ
インピーダンスから抵抗成分のための電子回路５０、お
よび回路の操作を記載する時間線図を示す。この回路
は、図２におけるスイッチコントロールスキーム３１に
と組み合わせられた同期検出器２９により構成されてい
る。回路５０は、それぞれ、第１および第２の演算増幅
器５１および５２を備える。第１の演算増幅器５１はそ
の入口において高精度増幅器２８（図２を参照）に接続
される。コンパレーターとして機能する第２の演算増幅
器５２は、その逆変換入口において、ＲＣタイミング回
路５３を経てフィルター２３（図２）の出口に接続され
る。第２の演算増幅器５２の出口は、電子スイッチ５４
を通して第１の演算増幅器５１の非逆変換入口に接続さ
れている。ＲＣタイミング回路５３は、コンパレーター
５２およびスイッチ５４のトリガーの際の遅延を除去す
るために意図される。電子回路５０は次のようにして作
動する。高精度増幅器２８の出口からの交流電圧Ｕ
ｚは、第１の演算増幅器５１の両方の入口に印加され
る。電圧Ｕｚは、ヒトの体により構成される負荷を横切
って現れる電圧と比例し、かつそのバイオインピーダン
スを表す。フィルター２３の出口からの交流電圧Ｕ
０は、ＲＣタイミング回路５３を通してコンパレーター
５２の１つの出口に印加される。電圧Ｕ０が高安定振幅
の交流電源２４を作動させるということのために、この
電圧はヒトの体の負荷を通過する電流Ｉ０と比例する。
タイミング線図上に見ることができるように、Ｕｚ曲線
はＵ０曲線に関して遅延する；この遅延はヒトの体の負
荷のリアクタンス成分により前以て決定されている。Ｕ
０が正となる場合、コンパレーター２５は直ちにスイッ
チ５４をターンオフし（Ｕｃｏｍｐ曲線を参照）、そし
て電圧は増幅器５１の出口に現れ、その大きさは次式に
より与えられる：
【００２９】
【数７】 Ｕｄ＝Ｋ＊Ｕｚ （９） ここに： Ｋは増幅率である。Ｕ０が負になる場合、コンパレータ
ーは直ちにスイッチ５４を操作し、そして増幅器５１は
入力電圧を逆変換する。このとき、出力電圧は次のよう
になるであろう：
【００３０】
【数８】 Ｕｄ＝−Ｋ＊Ｕｚ （１０） 従って、説明されたスキームは入力電圧Ｕｚの検出を達
成する。Ｕｄ曲線は正の区画を有し、これらは、その持
続時間および振幅によりＵｚ電圧曲線の抵抗成分を特徴
付けることができる。正のＵｄ電圧は低周波フィルター
３０（図２）により濾波される。フィルター３０の出口
において、交流電圧Ｕｆが作られ、これはＵｄ電圧の平
均値に等しい。電圧Ｕｆは次式により記載することがで
きる：
【００３１】
【数９】 ここに： Ｉｍは負荷を通過する電流の振幅であり、Ｋは増幅率＝
Ｕｄ／Ｕｚであり、ωは角周波数であり、φは電流曲線
と電圧曲線の間の遅延角であり、
【００３２】
【数１０】 Ｚは次の式により与えられるインピーダンスである：
【００３３】
【数１１】 Ｔは正弦波信号の周期である。すべてのこれらのデータ
を使用すると、次式示される：
【００３４】
【数１２】 従って、フィルター３０の出口上に現れる電圧Ｕｆは、
ヒトの体のバイオインピーダンスの作動成分Ｒに比例す
る。本発明による方法は二極システムまたは四極システ
ムに従い電極を適用することを含むことが示された。い
ずれの場合においても、４個の電極の接続をヒトの四肢
のそれぞれの末端に対して事前に接続し、次いで総合イ
ンピーダンスが、各腕および脚に配置された電極の各対
の間で予備的に測定される。ヒトの体の主な心肺パラメ
ーターの決定は、どの電極の対が最低の総合インピーダ
ンスにより特徴付けられかに従って行われる。１つの実
施例によれば、本発明による方法は、さらに患者の体の
細胞外流体に関するパラメーターのコンピューター計算
を包含し、この計算は２つの異なる電流周波数において
達成された測定値に基づく。さらに、本発明による方法
は、動脈の血液循環の欠陥が起こっているか、あるいは
他の病理学的欠陥が起こっている異常のある四肢を明ら
かにするためにも使用することができる。そのうえ、両
方の上肢が処置中であるか、あるいは病理学的欠陥（血
栓性静脈炎、震え、浮腫）のある場合、あるいは患者を
長期間の監視することが必要であるか、あるいは別種の
処置のために、または必要な身体の運動のために腕を自
由にしなくてはならない場合は、特に心臓のパラメータ
ーの測定のために、他の配置の電極接続を行うことがで
きる。
【００３５】好ましい実施例において、１回拍出量、心
収縮期指数、脈拍数、心拍出量、心臓指数、予備指数、
合計の抵抗指数、緊張安定性指数のような血行力学的パ
ラメーター；および呼吸速度、呼吸変化指数、呼吸強さ
の指数、血行力学的安全性の指数のような呼吸のパラメ
ーター；および呼吸期間の指数および呼吸体積の指数の
ような追加のパラメーターを包含した多数のかかるパラ
メーターが前記方法により計算される。なお他の実施例
において、患者の体全体の細胞外流体の体積および体全
体の流体バランスの指数のようなヒトの体の細胞外流体
を特徴付ける多数のパラメーターが計算される。添付し
た図面を参照して本発明が説明されたが、説明されたシ
ステムおよびその要素の他の実施態様を示唆することが
でき、そしてこれらは本発明の一部分であると考慮すべ
きであると理解すべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】４個の電極を使用する本発明による測定システ
ムを機能的に示すブロック線図、Ａに示されたシステム
を表す図式的な回路図、２個の電極を使用する本発明に
よる測定システムを機能的に示すブロック図、Ｃに示さ
れたシステムを表す図式的な回路図及びＣに示すシステ
ムの変更例を示す。
【図２】本発明による電気総合バイオインピーダンス測
定システムを図式的に示すブロック図である。
【図３】図２に示された装置の変更例を示すブロック図
である。
【図４】本発明による測定システムを使用する方法にお
ける原理的ステップを示す流れ図である。
【図５】本発明による測定システムを使用する方法にお
ける原理的ステップを示す流れ図である。
【図６】図２に示された振幅の高度に安定化した交流電
源の電気回路図である。
【図７】総合バイオインピーダンスからの抵抗成分の自
動的分離を達成するための電気回路図である。
【図８】図７に示す回路の操作に関するタイミング線図
である。
【符号の説明】
１０ 患者 １２ 電気総合バイオインピーダンス測定ユニット １５ コンピューター ２１ 電圧パルス発生器 ２２ 利得制御可能な増幅器 ２３ チェビシェフフィルター ２７ ヒトの体 ２８ 高精度増幅器 ２９ 同期検出器 ３０ 低周波フィルター ３１ スイッチコントロールスキーム
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭60−259242（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−12184（ＪＰ，Ａ) 特開 昭50−43782（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−27924（ＪＰ，Ａ) 特開 昭53−148892（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/05

Claims (10)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 人体に取り付けるための少なくとも２つ
    の電極、 該少なくとも２つの電極に接続されており、高安定性振
    幅の交流電流源と、総合バイオインピーダンスの抵抗成
    分を自動的に誘導するのための電子回路とを含み、該少
    なくとも２つの電極を介して高安定性振幅の交流電流を
    供給する、電気的な全身体の総合バイオインピーダンス
    の測定ユニット、 電気的な総合バイオインピーダンスの測定ユニットに接
    続され、該測定ユニットから送られた信号を受け取り処
    理し、受け取った信号を基礎に総合バイオインピーダン
    スの抵抗成分からの少なくとも１つの心肺のパラメータ
    ーを計算するコンピユーター、及び 該コンピユーターに接続され、少なくとも１つの心肺の
    パラメーターを表示する表示装置を具備することを特徴
    とする、人体の少なくとも１つの心肺のパラメーターを
    決定する非侵入的医学的装置。
  2. 【請求項２】 前記２つの電極が二極方式で患者の体に
    接続され、こうして電流の注入および電圧の測定の双方
    のために使用され、 前記２つの電極は単一のチャンネルを介して電気的バイ
    オインピーダンスの測定ユニットに接続されている請求
    項１の装置。
  3. 【請求項３】 前記４つの電極が四極方式で従い患者の
    ２つの部位に対で接続され、電極の第１対は電流の注入
    のために使用され電極の第２対は電圧の測定のために使
    用され、 ４つの電極は２つのチャネルを介して前記電気バイオイ
    ンピーダンスの測定ユニットに接続されている請求項１
    の装置。
  4. 【請求項４】 該電流源が、該少なくとも２つの電極を
    介して患者の体に３２〜１００ＫＨｚの周波数で電流を
    供給する請求項１の装置。
  5. 【請求項５】 電気的な総合バイオインピーダンスの測
    定ユニットは、電圧パルス発生器、 第１のフィルター、 得られた統合バイオインピーダンス信号を検出するため
    の、出力を有する検出器、 トランスミッタ、 電圧パルス発生器にカップリングされた第１ターミナル
    および第１フィルターにカップリングされた第２ターミ
    ナルを有するコントロール可能な利得増幅器、第１フィ
    ルターにカップリングされそして患者の体を横切って接
    続された少なくとも２つの電極に接続された１対の出口
    を有する高い安定性の振幅の交流源、信号をそれから受
    け取るのために前記少なくとも２つの電極を横切って接
    続され、検出器を有し、前記検出器は得られた総合バイ
    オインピーダンスの信号を検出しそしてそのリアクタン
    ス成分からその抵抗成分を同時に分離する高い精度の増
    幅器、 前記検出器の出力にカップリングされ、出力において使
    用信号を出す低い周波数のフィルター、 前記低い周波数のフィルターの出力にカップリングされ
    ており、使用信号を直流成分および交流成分に分割する
    コンデンサー、 前記コンデンサーにカップリングされており、交流成分
    を増幅する高換算増幅器、 それぞれ前記コンデンサーおよび高換算増幅器にカップ
    リングされた１対の入口を有し、直流または交流成分
    を、電気的な総合バイオインピーダンスの測定ユニット
    の出力である、その出力に交互して接続するマルチプレ
    クサー、および前記マルチプレクサーの出力に接続され
    た入口を有しそして前記コンピューターにトランスミッ
    ターを介して接続された出力を有するアナログ／ディジ
    タル（Ａ／Ｄ）変換器を備えている請求項１の装置。
  6. 【請求項６】 該検出器が、第１フィルターの出力と高
    い安定性の振幅の交流源の入口との間に接続されたスイ
    ッチのコントロールを有する請求項５の装置。
  7. 【請求項７】 該検出器が、第１の電子スイッチと、第
    １演算増幅器および第２演算増幅器とを備えており、 前記第１演算増幅器は高い精度の増幅器に接続された１
    対の入口を有し、そして前記第２演算増幅器はその逆変
    換入口において第１フィルターの出口にＲＣタイミング
    回路を通して接続されており、そしてその出口において
    前記（ＳＤ）演算増幅器の非逆変換入口に電子スイッチ
    を通して接続されている請求項６の装置。
  8. 【請求項８】 電気的な総合バイオインピーダンスの測
    定ユニットが、測定を開始する前にユニットを試験する
    ための自己試験ブロックを有し、 前記自己試験ブロックが、コントロール可能な利得増幅
    器の第２出口に接続されたコントロールユニット、およ
    び 患者の体を横切って接続されたシミュレーションインピ
    ーダンス手段を備えている請求項５の装置。
  9. 【請求項９】 該高い安定性の振幅の交流源が、 インバーターと、 コントロール可能な利得増幅器および第１フィルターを
    介して電圧パルス発生器に接続されており、そして前記
    対称電源の１つはインバーターを通して第１フィルター
    に接続されており、そして第２の対称電源は第１フィル
    ターに直接接続されている２つの対称電源とを備えてお
    り、 対称電源の第１のものが、正の半波の交互する電圧を安
    定化し、そして対称電源の第２のものは第１フィルター
    の出力から受け取った負の半波の交互する電圧を安定化
    し、 対称電源の各々は、関連する回路を有する３つの高い精
    度の演算増幅器を備えており、 前記高い精度の演算増幅器の第１は高い出力抵抗性を有
    し、そして逆変換入力において第１フィルターから交互
    する信号を受け取り、そしてさらに第２高い精度の、高
    速演算増幅器により形成された正のフィードバックを有
    し、前記第１および第２の演算増幅器は負荷を通過する
    交流を安定化し、 第１演算増幅器の出口および第２演算増幅器の非逆変換
    入口はゼロ点を形成し、第３演算増幅器はその逆変換入
    力において前記ゼロ点に接続され、そしてその出力にお
    いて前記増幅器の非逆変換入力に接続されていて、前記
    前記ゼロ点においてゼロ電圧のＤＣレベルを提供し、そ
    して 前記負荷はヒトの体により構成され、前記２つの対称電
    源の２つの対称のゼロ点に接続されている、 上記第５項記載の装置。
  10. 【請求項１０】 方程式：ＳＶ＝（Ｈｃｔｃｏｒｒ／Ｋ
    （ｓｈａｐｅ＊ｓｅｘ＊ａｇｅ））＊（δｒＨ２
    ｃｏｒｒ／Ｒ）＊（（α＋β）／β）＊ｋｅｌ＊ｋｗ＊
    ＩＢここで： Ｈｃｔｃｏｒｒは補正されたヘモタクリチス（Ｈａｅｍ
    ｏｔａｃｒｙｔｉｓ）であり、１４５＋０．３５（Ｈｃ
    ｔ−４０）であり、 Ｈｃｔは患者の血液分析から得られたヘモタクリチスで
    あり、 Ｋ（ｓｈａｐ＊ｓｅｘ＊ａｇｅ）は個々の患者の体の複
    雑な係数であり、 ２０歳より若い男性＝５２７．３−（３．１＊（実際の
    年齢−２０））であり、 ４０歳より若い男性＝５２７．３−（３．１＊（実際の
    年齢−４０））であり、 １８歳より若い女性＝５８７．６−（２．９＊（実際の
    年齢−１８））であり、 ５０歳より若い女性＝５８７．６−（２．９＊（実際の
    年齢−５０））であり、 δｒ／Ｒは測定された有効バイオインピーダンス成分の
    変化を特性決定する比であり、 Ｈｃｏｒｒは次の式により与えられる補正された高さで
    あり、 体の長さ／足の長さ＝０．６６±０．０４である場合、
    Ｈｃｏｒｒ＝（Ｈｒｅａｌ＋２）、または 体の長さ／足の長さ＝０．５４±０．０４である場合、
    Ｈｃｏｒｒ＝（Ｈｒｅａｌ−２） α＋βは心臓周期の期間であり、その上行脚隆起部分お
    よび下行脚隆起部分の合計であり、 βは心臓周期の下行脚隆起部分の期間であり、 Ｋｅｌは患者の血液の中の電解イオンの係数であり、血
    液分析に基づいて計算され、そして次の式により与えら
    れ、 ａ）血液透析に暴露された患者について Ｋｅｌ＝（Ｎａ＋＋Ｋ＋＋Ｍｇ＋＋Ｃａ＋）（ｍｍｏｌ
    ／ｌ） ／ （１４２＋１３）（ｍｍｏｌ／ｌ） ｂ）他の患者について Ｋｅｌ＝（Ｎａ＋）（ｍｍｏｌ／ｌ） ／ １４２（ｍ
    ｍｏｌ／ｌ） Ｋｗは体重の係数であり、実際の体重／理想的体重＊で
    あり ＊（理想的体重の国際的表に従う） ＩＢは指数のバランスであり、次の式により与えられ、 ＩＢ＝細胞外流体の測定された体積／細胞外流体の適切
    な体積 に従い計算される、少なくとも１つの心肺パラメータ
    が、上記方程式に従う呼吸サイクルの間のにおいて測定
    されたバイオインピーダンスの測定値を基礎に上記コン
    ピユータ手段によって計算された１回拍出量（ＳＶ）パ
    ラメータを有する請求項１の装置。
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