JPH0731604A - ヒトの体の主な心臓呼吸のパラメーターを決定する非侵入的システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 心臓のパラメータを得る。 【構成】 高い安定性の振幅の交流を電極を通して体の
中に導入して、体の統合されたインピーダンスの曲線を
獲得し、そしてそれから活性成分の同時の自動的分離を
誘導する。統合された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、統合されたバイオインピ
ーダンスの活性成分から体の所望の心臓呼吸のパラメー
ターを計算する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】本発明は、非侵入的心臓および呼吸のモニ
ター、より詳しくは、電気的バイオインピーダンス測定
を使用する心臓および呼吸の性能を決定するこのような
システムに関する。

【０００２】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
侵入的手順である。研究される患者はインテンシブ・ケ
アー・ユニット（Ｉｎｔｅｎｓｉｖｅ Ｃａｒｅ Ｕｎ
ｉｔ）に入れられ、そして肺カテーテルを挿入される；
心拍出量の直接の測定は臨床的指示のためになされる。
氷冷した生理食塩水を熱希釈的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に悩まされる。

【０００３】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は、先行技術におい
て開示されている。２つのこのような現代の侵入的方法
は広く知られている：１つは心エコー検査法的測定であ
り、そして他方はバイオインピーダンス測定法である。

【０００４】非侵入的技術の明らかな要件は、それらの
結果と基本的方法、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。

【０００５】他方において、現代のインピーダンスの心
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相関関係の係数を示す。（Ｃ．
Ｊｅｕｋｅｒｓら：Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｊｏｕｒｎａｌ
ｏｆ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ １９９１；６７：７８
８−７９４）。

【０００６】インピーダンスの心拍記録の有効性は、イ
ンテンシブ・ケアー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、イ
ンテンシブ・ケアー・ユニットにおいて、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、ならび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の患者のために、本質的に
高血圧症の臨床的研究のためにおよび他の心臓血管の疾
患のために最も有用であろう。

【０００７】生きている組織または体全体の生電気的の
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である。組織の導電性の値
の変動を生成する異なる生理学的活動は電流密度の分布
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つの主要な成分から成る： １、組織を構成する基本的材料（主として、細胞外流
体）の電気的特性から生ずる基本的インピーダンス（Ｚ
₀）。

【０００８】２、周期的心臓の活性と同期する、インピ
ーダンスの変化（δＺ）。

【０００９】３、成分は、心臓活性に関する情報を表す
レオグラムと呼ばれる線を形成する。

【００１０】４、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の
体積の再分布を伴う。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。

【００１１】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の中に反映され、こうしてそれ
から計算することができる。

【００１２】電気的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、臨床的研究が臨床的設
定におけるバイオインピーダンス測定の応用性を記載し
たのはほんの最近である。

【００１３】電気的バイオインピーダンス測定（ＥＢ
Ｍ）の２つの主要なはこの分野において知られている。

【００１４】血液体積の変動の局所的（セグメントの）
ＥＢＭは、体の特定の部分に提供される；胸郭のＥＢＭ
はクビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）および同僚に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；および体の統合されたＥＢＭは、実際に全体の血
液運搬システムを包む；この技術はＭ．チシェンコ（Ｔ
ｉｃｈｃｅｎｋｏ）（１９６８）、ヤコブレブ（Ｙａｋ
ｏｖｌｅｖ）（１９７３）、ホルザー（Ｈｏｌｚｅｒ）
などにより記載された。統合されたＥＢＭ技術はセグメ
ントのＥＢＭより推定的にいっそう情報を与える；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。

【００１５】電気的バイオインピーダンス測定のセグメ
ント型に関するかぎり、セグメントのＥＢＭは胸郭に適
用された低いレベルの電流を使用することが示され、こ
こで胸郭の大動脈の中の血液の流れの体積および速度の
変化は胸郭の導電性の検出可能な変化を生ずる。クビセ
ク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）らは、胸郭のバイオインピーダン
スの振動成分の一次導関数（ｄＺ／ｄｔ）は大動脈の血
流に関して直線である。この関係を使用して、細胞外流
体を展開して心拍血液量（ＳＶ）を推定し、次いで心拍
出量（ＣＯ）を推定した（Ｆｒａｎｃｉｓ Ｇ．、Ｓｐ
ｉｎａｌｅら、Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｃａｒｅ Ｍｅｄｉ
ｃｅｎｅ、１９９０、Ｖｏｌ．１８、Ｎｏ．４、ＵＳ
Ａ）。

【００１６】もとのミネソタ・インピーダンス・カージ
オグラフ（Ｍｉｎｎｅｓｏｔａ Ｉｍｐｅｄｅｎｃｅ
Ｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ）は、クビセク（Ｋｕｂｉｃｅ
ｋ）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（Ｊｅｗｋｅｓ）ら、Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｊｏ
ｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ １９９
１；６７：７８８−７９４、この装置は熱希釈技術との
異なる相関関係の係数を生成し、すぐれる（ｒ＝０．９
７）から劣る（ｒ＝０．４１）に変化する。

【００１７】次いで、クビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）およ
びシュラメク（Ｓｈｒａｍｅｋ）により規定された分野
において、いくつかの成果が報告された。

【００１８】米国特許第Ｒｅ：３０，１０１号（Ｗｉｌ
ｌｉａｍ Ｋｕｂｉｃｅｋら）は、インピーダンスのプ
レチスモグラフを記載している。患者の胸郭の上端およ
び下端に励起電極を接続し、そして励起電極の間におい
て胸郭に測定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、そして胸郭内のインピーダンスの変化を測定する
が、同時に心収縮の開始および終わりを測定する。心拍
出量は心収縮期の間の最大の減少するインピーダンスを
測定することによって決定される。

【００１９】米国特許第４，４５０，５２７号（Ｂｏｈ
ｕｍｉｒ Ｓｈｒａｍｅｋ）（この分野における先導の
会社の１つ、ＢｏＭＥＤ^RＭｅｄｉｃａｌ Ｍａｎｕｆ
ａｃｔｕｒｅｉｎｇ Ｌｔｄ．に譲渡された）は、非侵
入的連続的出力モニターを記載している。開示されたシ
ステムは、時間の関数として胸郭のインピーダンスから
の呼吸の効果を排除し、こうして拍動性の胸郭のインピ
ーダンスの変化の信号を連続的に提供する。拍動性の胸
郭のインピーダンスの信号を処理して室の拍出時間およ
び拍動性の胸郭のインピーダンスの変化の最大速度を示
す信号を生成し、これらをコンピューターに供給して、
改良された心収縮性の上向きの方程式に従い送られる血
液の体積／拍動を計算する。

【００２０】ＢｏＭＥＤ^Rは記載された分野においてそ
の活性を持続し、そして現在いくつかの生成物を提供す
る。それらの１つはＢｏＭＥＤ^RＮＣＣＯＭ３（カリフ
ォルニア州アービン）である。それは標準のＥＣＧ電極
の対をもつもとのミネソタ・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、これは患者の承認を
改良する。また、それはバーンステイン−シュラメクの
式に基づいて新しいアルゴリズムを使用する統合された
コンピューターを有し、心拍血液量（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（Ｊｅｗｋｅｓ）ら、Ｂｒｉｔｉｓｈ Ｊｏｕｒ
ｎａｌ ｏｆ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ１９９１；６
７：７８８−７９４）。

【００２１】この装置を使用して心拍出量（ＣＯ）、心
拍血液量（ＳＶ）、心拍数（ＨＲ）、および基底インピ
ーダンス（Ｚ₀）または胸郭の流体指数（ＴＦＩ）を測
定する。２つの「感知」電極の対を胸郭の中央の腋の線
のレベルにそして首の横側面に配置する。他方の２つの
「電流注入」電極を首より５ｃｍ上に、かつ胸郭の感知
電極より下に配置する。電流注入電極は２．５ｍＡ、７
０ＫＨｚの交流を供給する。

【００２２】ＢｏＭＥＤ^RＮＣＣＯＭ３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
相関関係係数が示された。

【００２３】しかしながら、ＢｏＭＥＤ^R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ら、Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｃａｒｅ Ｍｅｄ
ｉｃｉｎｅ、１９９０、Ｖｏｌ．１８、Ｎｏ．１１）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、測定の特性において直線性が存在しな
い。そして・ この装置は電極の形態、型および配置に
対して臨界的である。

【００２４】米国特許第４，８０７，６３８号（Ｂ．Ｓ
ｈｒａｍｅｋ、そしてＢｏＭＥＤ^R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
郭および足）の２つのセグメントを横切る電気的インピ
ーダンスを処理して、各心臓周期の開始における各セグ
メントにおける血流の増加を示す、各セグメントについ
ての信号を提供する。患者の心拍出量を、また、測定
し、そして患者の心臓指数を心拍出量から計算する。
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からなることに注意すべきである。
モニターにおける第２のセグメントの出現は、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のセグメン
トの読みはヒトの体の血行力学的パラメーターの統合さ
れた映像の代わりに使用することができない。モニター
においてを使用する電極は、前の参考文献に記載する方
法において２つのセグメント上に配置される。それは各
対の励起電極および測定電極のためにおよびこれらの対
の間の距離のために、予測不可能な誤差配置は現れるこ
とを意味する。

【００２５】規則的なセグメントの胸郭のＥＢＭ法およ
び励起電極および測定電極の同一の配置は、新規なＢｏ
ＭＥＤ^R２００１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２．５ｍ
Ａの大きさを有する一定の大きさの交流は、胸郭を通し
て流れる。装置はこの問題に対する革新的アプローチを
証明する。

【００２６】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： １、主な「体積」の血行力学的パラメーター（心拍血液
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）を使用して達成されるが、インピ
ーダンスそれ自体（Ｚ）により達成されないか、あるい
はその活性成分（Ｒ）は流体体積の直接の特性である。

【００２７】２、計算の信頼性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、そして複雑な電流の補
正を提供するために必要である。

【００２８】３、セグメントの中から外に出る測定電流
の分散は体の他の部分において測定された。

【００２９】４、特定の胸郭または他のセグメントの形
状寸法は考慮されない。

【００３０】５、誤差は胸郭上の初期の正確でない電極
の変位、およびそれらの呼吸により引き起こされるそれ
らの置換のために起こる。

【００３１】６、（δＺ）は体の部分的な（Ｚ）に対し
て相対的に測定されるが、体全体の合計（Ｚ）に対して
相対的に測定されない。

【００３２】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の信号（ＥＣＧ）の必要性は、親の検
査について要求される複数の電線を生ずる。

【００３３】そのうえ、これらのシステムは、呼吸系を
特性決定する、パラメーターを得ず、そして計算しな
い。

【００３４】最近開発された最も新しい局所的ＥＢＭ技
術は、米国特許第５，１７８，１５４号（ソーバ・メデ
ィカル・システムズ・インコーポレーテッド［Ｓｏｒｂ
ａＭｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｉｎｃ．］に譲渡
された）に記載されている。高い測定の精度を提供す
る、ピークの整列された集合の平均を利用する、インピ
ーダンスの心拍記録器およびその操作方法が開示されて
いる。

【００３５】しかしながら、このソーバのシステムはな
をいくつかの欠点に悩まされる。こうして、第１の場合
において、複雑であり、患者に対して便利でありそして
人工物を生ずる電極の四極システムにより、測定は提供
される。

【００３６】第２に、測定すべき主なパラメーター（心
臓の心拍血液量）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制限された面積の区画か
らソーバのシステムから計算される。より詳しくは、こ
の面積は心臓による血液の速い注入期のみを反映し、こ
うして完全な心臓周期の間に起こる（そして心臓のパラ
メーターに影響を与える）血液分布のすべての特定のプ
ロセスを反映することができない。

【００３７】第３に、ソーバのシステムは胸郭のインピ
ーダンスの測定を提供するという事実のために、心臓活
性を特性決定する信号は呼吸周期の運搬信号より非常に
弱い；しかしながら、ソーバのシステムにおける小さい
心臓活性信号は完全に分類され、平均されそして処理さ
れるが、呼吸の振動は人工物と考えられそして分析され
ない。このようなアプローチを使用するとき、呼吸パラ
メーターは規定することができず、そして心臓のパラメ
ーターの計算の精度は達成することが困難であることが
理解される。

【００３８】また、実際に血液を運搬する全体の系を包
む、体全体のいわゆる統合されたＥＢＭが知られてい
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）などにより記載され
ている。統合されたＥＢＭ技術はセグメントのＥＢＭよ
り推定的にいっそう情報を与える；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。

【００３９】体全体の統合されたＥＢＭはＭ．チシェン
コ（Ｔｉｃｈｃｅｎｋｏ）により示唆された（例えば、
Ｔｉｃｈｃｅｎｋｏ Ｍ．Ｉ．：ヒト血液系の心拍血液
量の決定のための統合された方法の生物物理的および統
合された基準（Ｔｈｅ ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ ａｎ
ｄ ｉｔｅｇｒａｌ ｂａｓｓ ｏｆ ｉｔｅｇｒａｌ
ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｄｅｔｒｍｉｎａｔｉｏｎ
ｏｆ ｓｔｒｏｋｅｖｌｕｍｅ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｂ
ｌｏｏｄ ｓｙｓｔｅｍｓ；Ａｂｓｔｒａｃｔ ｏｆ
Ｐｈ．Ｄ．ｄｉｓｓｅｒｔｉｏｎ、モスクワ、１９７
１）。この方法は、セグメントに電極を適用するが、ヒ
トの体全体に適用せず、３０ＫＨｚの周波数を有する低
い交流を運搬し、体全体を通して流し、測定ブリッジを
有するレオグラフで体全体のインピーダンスを測定し、
そしてマニュアルチューニングによりインピーダンスの
活性成分を分離し、そしてそれを引き続く計算のために
使用することを包含する。

【００４０】こうして記載される統合されたＥＢＭ法に
よると、体の全体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、統合さ
れた測定のためにＭ．チシェンコ（Ｔｉｃｈｃｅｎｋ
ｏ）により誘導された異なる実験方程式を使用して、得
られる。電極により囲まれる体の長さはより長いため
に、計算の誤差は最小とすることができる。この方法は
二極システムを使用し、これはセグメント型ＥＢＭ法に
おいて使用されるクビセク（Ｋｕｂｉｃｅｋ）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。

【００４１】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目盛り定
めすることが必要である。また、それはインピーダンス
の反応性成分を排除するためにチューニングを必要とす
る。他の問題は、反応性成分により引き起こされ、それ
らの接触の場所において電極と皮膚との間に現れる誤差
である。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。計算の精度はマニュアルの調節
に完全に依存し、こうしてチシェンコのシステムは信頼
性がない。

【００４２】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
図する： ・ 次の心臓呼吸の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体全体の統合され
た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： ・ 心拍血液量 ・ 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、 ・ 体全体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する
こと。

【００４３】出願人が研究する非侵入的方法およびシス
テムは、患者の体の極端に４つの電極を適用し、４つの
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統合されたインピーダンスの曲
線を獲得し、そして統合された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、統合されたイン
ピーダンスの曲線から患者の体の心臓呼吸のパラメータ
ーのコンピューター化された計算を適用する、ことによ
って実施された。

【００４４】しかしながら、前述の４つの電極システム
で測定を実施するとき、比較的弱い統合されたバイオイ
ンピーダンスの信号はなおヒトの体から受け取られる。

【００４５】この効果についての１つの理由は、測定電
流を患者の胸の複数の動脈にわたって、ならびに電子回
路お平行のブランチのように作用する、患者の極端の４
つにわたって消散させる。第２に、４つの電極システム
においてヒトの体を通過する測定電流の流れは、主とし
て測定の現実のターゲット、例えば、患者大動脈の心臓
および胸の部分を通して向けられるない。

【００４６】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
ある量の不便を引き起こす。

【００４７】したがって、本発明の目的は、患者に友好
的であり、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し、そして要求され
る測定を行うとき、患者の体への固定された電極を有す
る、ヒトの体の主な心臓呼吸のパラメーターの決定す
る、非侵入的統合されたＥＢＭ法およびシステムを提供
することである。

【００４８】本発明の第１面に従うと、工程：患者の体
全体の統合された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高い安定性の振幅の交流を導入
し、電極から前記体の統合されたインピーダンスの曲線
を獲得し、前記統合されたインピーダンスから活性成分
を同時に自動的に分離し、そして統合されたバイオイン
ピーダンスの測定値に適用可能な実験式を使用して、前
記統合されたバイオインピーダンスの活性成分から前記
体の心臓呼吸のパラメーターのコンピューター化された
計算を適用する、からなり、前記計算は呼吸サイクル間
に得られた平均のデータに基づいて達成される、ヒトの
体の主な心臓呼吸のパラメーターを決定する非侵入的方
法が提供される。好ましい実施態様に従い、４つの電極
を患者の体の極端に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。

【００４９】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、 ・ 患者の体および極端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、これらは研究の主要なターゲットで
ある； ・ 患者の体の測定された統合されたバイオインピーダ
ンスを増加することができ、こうして要求されるパラメ
ーターのそれ以上の計算の精度を増加することができ
る； ・ 体の他の２つの極端を他の患者の可能な処理または
患者の同時の活動のために遊離することができる； ・ 患者の足および／または手の不規則な動きまたは振
せんの影響を減少することができる。

【００５０】なんらかの病理学的変化が患者の極端に見
いだされる場合、あるいはある特定の極端が同時に他の
種類の処置のプロセスにある場合、電極の位置の別の好
ましさに劣る組み合わせを使用することができる。より
詳しくは、２つの電極は右腕および左足の基部に、ある
いは右腕および右足に、あるいは左腕および左足に接続
することができる。

【００５１】本発明の第２面に従うと、少なくとも２つ
の電極、電気的な合計の体の統合されたバイオインピー
ダンスの測定ユニット、前記ユニットは電極にカップリ
ングされておりそして高い安定性の振幅の交流源および
前記統合されたバイオインピーダンスの活性成分の自動
的誘導化のための電子回路を含む、およびコンピュータ
ー、前記コンピューターは電気的な統合されたバイオイ
ンピーダンス測定ユニットにカップリングおよび表示手
段にカップリングされており、前記表示手段は統合され
たバイオインピーダンスの活性成分からの少なくとも１
つの心臓呼吸のパラメーターを計算しそして表示する、
からなる、ヒトの体の少なくとも１つの心臓呼吸のパラ
メーターを決定する非侵入的医学的装置が提供される。

【００５２】好ましい実施態様において、２つの電極を
二極システムに従い患者の体に適用し、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し、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
ンス測定ユニットに接続されている。

【００５３】図１Ａおよび図１Ｂは、それぞれ、患者１
０の主な心臓呼吸の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の同等の
電気回路の線図を示す。

【００５４】４電極１１は、２対で接続されており、患
者１０の腕および足の基部に適用される。電気的に統合
されたバイオインピーダンス測定ユニット１２は、電極
１１を介して、単一のチャンネル１３を通して高い安定
性の振幅の交流を患者１０に適用する。患者１０の統合
されたインピーダンスの曲線は同一の電極１１から得ら
れ、そして同一の単一のチャンネル１３を通して測定ユ
ニット１２へ移され、測定ユニット１２は統合されたイ
ンピーダンスの曲線を変換する。次いで変換された使用
信号を第２単一のチャンネル１４を通してコンピュータ
ー１５に移送され、ここで体全体の心臓呼吸のパラメー
ターおよび体全体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。

【００５５】モニターのモードの間に、患者１０の特徴
を示す個人的データはキーボード（図示せず）を経てコ
ンピューター１５にエンターされる。典型的には、個人
的データは高さ、体重、年令、性別、血液試験の結果、
同定指数などを包含する。電気的に統合されたバイオイ
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のテ
ーブルの中に記憶される。生データの予備的プロセシン
グを実施して、呼吸周期および心拍のコンプレックスの
指数（マーク）のどれを決定するということに基づい
て、プレチスモグラフおよびレオグラフの曲線を誘導す
る（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）。心臓周期の間の
血液の速いまたは遅い拍出期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．フリーアマ
ン（Ｆｒｉｅｒｍａｎ）により新しく展開された、実験
式を使用して、パラメーターを決定する。

【００５６】基本的血行力学的パラメーターである心拍
血液量を次の方程式に従い計算する：

【００５７】

【数１】

【００５８】ここで：Ｈｃｔ_corrは補正されたヘモタク
リチス（Ｈａｅｍｏｔａｃｒｙｔｉｓ）であり、１４５
＋０．３５（Ｈｃｔ−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（ｓｈａ
ｐ＊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＝５８
７．６−（２．９＊（実際の年齢−５０））であり、δ
ｒ／Ｒは測定された活性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、Ｈ_corrは次の式により与え
られる補正された高さである： 体の長さ／足の長さ＝０．６６±０．０４である場合、 Ｈ_corr＝（Ｈ_real＋２）または （２） 体の長さ／足の長さ＝０．５４±０．０４である場合、 Ｈ_corr＝（Ｈ_real−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る： ａ）血液透析に暴露された患者について

【００５９】

【数２】

【００６０】ｂ）他の患者について

【００６１】

【数３】

【００６２】Ｋ_w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
る： 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 （５） 前述の新規な方程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。

【００６３】コンピューター１５は、心拍血液量の方程
式の上の方程式に基づいて複数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（ＩＲ
Ｃ）は、呼吸に対して相対的に心拍血液量の変化を反映
する、次の式に従い計算される：

【００６４】

【数４】

【００６５】ここで：Ｙ_maxは、１つの呼吸周期の間に
規定される、心臓周期の上行脚隆起部分の最大振幅であ
る；そしてＹ_minは、同一の呼吸周期の間に規定され
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）の計算を参照のこと。

【００６６】体全体の細胞外流体の体積（Ｖ_ecf）
（Ｍ．チシェンコの方程式）：

【００６７】

【数５】 Ｖ_ecf＝Ｋ＊Ｈ²＊Ｒ^-1＊１０^-3 （７） ここで：Ｋは男性について９５であり、そして女性につ
いて１１５である係数であり、Ｒは患者の体の抵抗であ
り、そしてＨは患者の高さである。

【００６８】図１Ｃおよび図１Ｄは、それぞれ、患者１
０の主な心臓呼吸のパラメーターの決定を自動的に表す
非侵入的２電極のブロック線図および患者１０の同等の
電気回路の線図を示す。

【００６９】第１電極１１ａは左腕の基部に接続されて
おり、そして第２電極１１ｂは患者の右足の基部に接続
されている。このシステムのすべての他の要素は前述か
つ図１Ａに描写されているシステムと同一のままであ
る。

【００７０】図１Ｂおよび図１Ｄに示すシステムにおい
て使用する患者１０の同等の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統合され
たバイオインピーダンスは、上に説明したように、図１
Ａに従うシステムにより測定されたものより高いことに
注意すべきである。これにより、より強い初期の信号を
得るすることができ、こうしてこのシステムによりそれ
以上の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。

【００７１】そのうえ、電流の流れを主として患者の大
動脈の心臓および胸の部分を通して向け、測定の実際の
ターゲットであり、そして電流は極端および胸の動脈を
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、記載する２電極のシ
ステムは４電極のシステムより患者に好意的であり、そ
してまたいくつかの追加の必要な測定または処置を患者
の第２の腕または足について同時に実施することができ
る。

【００７２】電極の接続のいくつかの他の可能な態様は
図１Ｅ〜１Ｇに示されている。各場合において、電流の
流れ２電極のまたは４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、配置は図面の図１Ｃおよび図
１Ｄに関して前述の二極システムは減少する。点線で示
す電極をまた接続する場合、配置は電極の２つが電流の
注入のために活性であるが、電極の２つが生ずる信号の
検出のために受動的である、四極システムを記載する。

【００７３】この方法により達成されるべきパラメータ
ーの計算は、４電極のシステムについて従来提案された
計算と比較して、特別の接続を必要とする。これらの接
続は前述したように実験の係数を調節することによって
実施することができる。

【００７４】図２は、図１Ａおよび図１Ｃにおいて１２
として描写した電気的に統合されたバイオインピーダン
ス測定ユニットのブロック線図である。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の操
作は、この出願において示唆する方法を明瞭にする。電
気的に統合されたバイオインピーダンス測定ユニット１
２は、３０ＫＨｚの長方形のパルスを生成する、電圧パ
ルス発生器２１からなる。これらのパルスはコントロー
ル可能な利得増幅器２２に向けられ、その出口は信号を
シヌソイド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、
対称高い安定性の振幅の交流源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
交流は、２対の電極２５、２６を通してヒトの体２７に
適用される。

【００７５】ヒトの体のインピーダンスＺ（統合された
バイオインピーダンスを構成する）に対して比例する電
圧信号は、患者の体内で発生し、そして電極２５、２６
から高い精度の増幅器２８に伝送され、高い精度の増幅
器２８の出口は同調検出器２９の第１入力に供給され
る。同調検出器２９は２つの機能を有する：第１に、そ
れは得られた統合されたバイオインピーダンスを整流す
る；そして第２に、それは統合されたバイオインピーダ
ンスの電圧ベクトルの活性成分の同時の誘導化を提供す
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）に対して直接比例する。

【００７６】第２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３１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
おいて同調検出器２９の第２入力に接続されている。

【００７７】同調検出器２９の直線の挙動は目盛り定め
のプロセスを簡素化し、そしてそれを１回の初期の調節
（周期当たりの目盛り定めの代わりに）に減少する。

【００７８】低い周波数のフィルター３０、例えば、低
域ベッセルフィルターは、同調検出器２９の出口に接続
されている。低い周波数のフィルター３０は高い周波数
の成分、例えば、３２ＫＨｚより上の成分をカットオフ
し、そして使用信号をデリバーする。使用信号は活性な
バイオインピーダンスの成分であり、次いでコンデンサ
ー３２により直接の成分および交互する成分に分割され
る。交互する成分は高換算増幅器３３により増幅され、
そして直接の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
れており、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
ている。また、コントロール可能な利得増幅器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シミュレーションイン
ピーダンス回路３８からなる、測定の開始前にユニット
を試験するための自己試験ブロックが設けられている。

【００７９】図３は、図面の図２を参照して前述の計装
のユニットの変更６０のブロック線図である。図２の破
線内に描写されたバイオインピーダンス測定ユニット
は、ここで６１として示されている。しかしながら、２
電極の６２、６３はここで患者の極端の２つに適用し、
そしてバイオインピーダンス測定ユニット６１の外側に
（図２Ａのダッシュ線の輪郭の内側に示す４電極と反対
に）示されていることに注意すべきである。２つの追加
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。

【００８０】Ａ／Ｄ変換器およびマイクロプロセッサー
の機能を兼備するマイクロコントローラー６５（された
８０１９６ＫＤ、Ｉｎｔｅｌ^R製）が設けられており、
これは実時間において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
た曲線と一緒に処理し、後者の曲線は活性なバイオイン
ピーダンスの成分の直接の「Ｒ」および交互する「δ
Ｒ」成分の組成物である。あるいは、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
ら初期の完全なバイオインピーダンスの曲線を受け取る
（より詳しくは、図２Ａに示す高い精度の増幅器２８の
出力から）。初期のバイオインピーダンスの曲線および
活性なバイオインピーダンスの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、ノートブックのコンピューター）
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：

【００８１】

【数６】

【００８２】により計算し、そして連続的にチェックす
ることができる。

【００８３】前以て決定した限界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、適当なアラームはコンピューター６６のコントロ
ール下に活性化される。マイクロコントローラー６５の
出力は、不規則的電圧から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ＭＯＣ
８０８０、Ｍｏｔｏｒｏｌａ^R）を介して、補正回路３
８（例えば、ドライバーＲＳ２３２Ｃ）および適当なＲ
Ｓ２３２Ｃケーブル６９を介してコンピューター６に接
続されている。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６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±５
Ｖに変換され、ＤＣ／ＤＣ変換器７１はさらに電力供給
ユニット７０に接続されている。また、ＤＣ／ＤＣ変換
器７１はアイソレーション回路の機能を実施する。

【００８４】電力供給ユニット７０は電圧±５Ｖの計装
６０のブロックを提供する。

【００８５】図４および図５は、このシステムがどの機
能をするかに従いアルゴリズムのフローダイヤグラムを
示す。

【００８６】ステップ１００において、システムはスイ
ッチオンされ、そしてモニターセッションの期間は選択
される。モニターセッションの期間は、必要なパラメー
ターの平均された計算のために意図される初期のバイオ
インピーダンスの曲線の区画の期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。

【００８７】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からの情報が表示の上に得られ
たかどうかを決定するためにチェックを実施する。そう
でない場合、理由を検出し、そして少なくとも１つの次
の試験ブロックにより示す。ブロック１０４ 電極と皮
膚との間の接触は安定ではない。

【００８８】ブロック１０６ ケーブルＲＳ２３２Ｃに
おいて接触が存在しない。

【００８９】ブロック１０８ ＥＣＧ電極の接触が劣っ
ている。

【００９０】ブロック１１０ バイオインピーダンス測
定電極の劣った接触。

【００９１】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）。出口が存在しない
場合、オペレーターは要求を出し（ブロック１１２）、
Ｒ（活性インピーダンス）、Ｃ（キャパシタンス）およ
びＺ（完全なインピーダンス）のディジタルの試験の読
みが実時間に表示上に表示されるであろう（ステップ１
１４）。

【００９２】これらのパラメーターが安定化されたとき
（ステップ１１６）、次の手順を開始し、ここでＱＲＳ
パルスはバイオインピーダンス曲線をつくるためにＥＣ
Ｇ曲線から誘導されるステップ１２０は、ステップ１１
８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
して呼吸周期の間に得られた平均のデータに基づく主な
心臓呼吸のパラメーターを計算するプロセスを表す。

【００９３】計算されたパラメーターのレコードは１２
２においてアボートされない場合、パラメーターはコン
ピューターの中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の測定のレジーム（ステッ
プ１２４）におけるか、あるいは連続的レジーム（ステ
ップ１２６）において計算することができる。

【００９４】計算されたパラメーターは次の２つの方法
の１つにおいてコンピューターの中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エンターする（ステップ１３２）
か、あるいはパラメーターはコンピューターの中に一時
的プロトコルとして書くことができる（ステップ１３
４）。ステップ１３０において、データベースが計算さ
れたパラメーターのレコードのために使用されたか否か
が決定される。

【００９５】単一のモニター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は表示上に示される
（ステップ１３６）。ステップ１３８において、測定を
反復するか否かが規定される。測定を反復する順序はオ
ペレーターによりマニュアル的にエンターするか、ある
いは連続的レジームを選択する場合、自動的にエンター
することができる。このような順序が受け取られる場
合、他のモニターセッションを開始し、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。

【００９６】図６は、ＲＣ負荷を横切る高い安定性の振
幅の交流源の電気的スキームを示す。電源２４は対称構
造を有して、出力信号の中に現れる誤差およびノイズを
最小とする。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、合計の値の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。

【００９７】高い安定性の振幅の交流源２４は第１およ
び第２の対称電源４１および４２からなり、出力信号の
中に現れる誤差を最小とする。２つの対称電源４１、４
２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に接続されている（参照、図２）。入力
点は図６において「入力」として示されている。第１電
源４１は「入力」に逆変換４３を通して接続されてお
り、そして第２対称電源４２は「入力」に直接接続され
ている。

【００９８】第１電源４１は正の半波の交互する電圧入
力を安定化し、そして第２電源４２は負の半波の交互す
る電圧入力を安定化する。対称電源４１、４２の各々は
関連する回路とと組み合わせて３つの高い精度の操作増
幅器からなる。第１操作増幅器４４は高い操作抵抗を有
し、逆変換入口において「入力」点から交互する信号を
供給される。正のフィードバックは第２の高い精度の、
高速操作増幅器４５により増幅器４４上に形成される。
第１および第２の操作増幅器４４、４５は、ＲＣ負荷４
６の上を通る交流を安定化する。第１操作増幅器４４の
出口および第２操作増幅器４５の非逆変換入口はゼロ点
「０」を形成する。

【００９９】任意の電源の高い出力抵抗のために、漂遊
電流または非対称入力電圧は電源を操作から妨げること
がある。これを防止するために、第３の操作増幅器４７
をその適当な回路と組み合わせて、その逆変換入口にお
いてゼロ点「０」に接続し、そしてその出口において第
１操作増幅器４４の非逆変換入口に接続する。操作増幅
器４７はゼロ点「０」においてゼロの電圧レベルを提供
し、こうして電源を正しい使用状態に維持する。負荷４
６は、ヒトの体であり、２つの対称電源４１、４２の２
つの対称ゼロ点に接続する。

【０１００】図７および図８は、それぞれ、統合された
バイオインピーダンスからの活性成分の自動的誘導化の
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に関連する、同調検出器２９により
構成されている。

【０１０１】回路５０は、それぞれ、第１および第２の
操作増幅器５１および５２からなる。第１操作増幅器５
１はその入口において高い精度の増幅器２８（参照、図
２）に接続されている。第２操作増幅器５２は、コンパ
レーターとして機能し、その逆変換入口においてフィル
ター２３（図２）の出口にＲＣタイミング回路５３を通
して接続されている。第２操作増幅器５２の出口は、電
子スイッチ５４を通して第１操作増幅器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のトリガーにおけ
る遅延を除去するために意図される。

【０１０２】電子回路５０は次のようにして作動する。
高い精度の増幅器２８の出口からの交互する電圧Ｕ
_zは、第１操作増幅器５１の両者の入口に印加される。
Ｕ_zはヒトの体により構成される負荷を横切って現れる
電圧に対して比例し、そしてそのバイオインピーダンス
を表す。

【０１０３】フィルター２３の出口からの交互する電圧
Ｕ₀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は高い安定
性の振幅の交流源２４を活性化するという事実のため
に、この電圧はヒトの体の負荷を通過する電流Ｉ₀に対
して比例する。

【０１０４】タイミング線図上に見ることができるよう
に、Ｕ_z曲線はＵ₀曲線に関して遅延する；この遅延はヒ
トの体の負荷の反応性成分により前以て決定される。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（参照、Ｕ_comp曲線）、そして電
圧は増幅器５１の出口に現れ、その大きさは次の式によ
り与えられる：

【０１０５】

【数７】Ｕ_d＝Ｋ＊Ｕ_z （９） ここで：Ｋは増幅器係数である。

【０１０６】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
圧を逆変換し、次いで出力電圧は次のようになるであろ
う：

【０１０７】

【数８】 Ｕ_d＝−Ｋ＊Ｕ_z （１０） それゆえ、記載するスキームは入力電圧Ｕ_zの検出を達
成する。Ｕ_d曲線は正の区画を有し、これはＵ_z電圧曲線
の活性成分をそれらの期間および振幅により特性決定す
ることができる。

【０１０８】正のＵ_d電圧は低い周波数のフィルター３
０（図２）により濾過される。フィルター３０の出口に
おいて、交互する電圧Ｕ_fが作られ、これはＵ_d電圧の平
均値に等しい。電圧Ｕ_fは次の方程式により記載するこ
とができる：

【０１０９】

【数９】

【０１１０】ここで：Ｉ_mは負荷を通過する電流の振幅
であり、Ｋは増幅器係数＝Ｕ_d／Ｕ_zであり、ωは角振動
数であり、φは電流と電圧曲線の間の遅延角であり、

【０１１１】

【数１０】

【０１１２】Ｚは次の式により与えられるインピーダン
スである：

【０１１３】

【数１１】

【０１１４】Ｔはシヌソイドの信号の期間である。

【０１１５】すべてのこれらのデータを使用して、そ次
のこと示される：

【０１１６】

【数１２】

【０１１７】それゆえ、フィルター３０の出口上に現れ
る電圧Ｕ_fはヒトの体のバイオインピーダンスの活性成
分Ｒに対して比例する。

【０１１８】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からなる。いずれ
の場合においても、４電極の予備的接続をヒトの極端の
それぞれの基部に対して実施することができ、次いで統
合されたインピーダンスを各腕および足上に配置された
電極の各対の間で予備的に測定する。ヒトの体の主な心
臓呼吸のパラメーターの決定は、電極のどの対を最低の
統合されたインピーダンスにより特性決定するかに従い
実施する。

【０１１９】１つの実施態様に従い、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
コンピューター化された計算を包含し、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。

【０１２０】さらに、本発明による方法は、また、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
学的欠陥起こっている病理学的極端を明らかにするため
に使用することができる。

【０１２１】そのうえ、上の極端の両者が処理されてい
るか、あるいは病理学的欠陥（血栓静脈炎、振せん、浮
腫）に関連される場合、あるいは患者を長期間の間モニ
ターすることが必要であるか、あるいは他の型の処理の
ためにまたは要求される生理学的実施のために腕を自由
にしなくてはならない場合、電極の接続の他の配置を、
ことに心臓のパラメーターの測定のために、実施するこ
とができる。

【０１２２】好ましい実施態様において、血行力学的、
例えば、心拍血液量、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；および呼吸のパラメーター、例えば、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；および追加のパラメーター、例えば、呼吸期間の指
数および呼吸体積の指数を包含する、複数のこのような
パラメーターを前記方法により計算する。

【０１２３】なお他の実施態様において、ヒトの体の細
胞外流体を特性決定する複数のパラメーター、例えば、
患者の体全体の細胞外流体の体積および体全体の流体の
バランスの指数を計算する。

【０１２４】本発明を添付した図面を参照して記載した
が、記載し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、そして本発明の一部分であると考
慮すべきであることを理解すべきである。

【０１２５】本発明の主な特徴および態様は、次の通り
である。

【０１２６】１、工程：患者の体全体の統合されたバイ
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
高い安定性の振幅の交流を導入し、電極から前記体の統
合されたインピーダンスの曲線を獲得し、前記統合され
たインピーダンスから活性成分を同時に自動的に分離
し、そして統合された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、前記統合されたバイオイ
ンピーダンスの活性成分から前記体の心臓呼吸のパラメ
ーターのコンピューター化された計算を適用する、から
なり、前記計算は呼吸サイクル間に得られた平均のデー
タに基づいて達成される、ヒトの体の主な心臓呼吸のパ
ラメーターを決定する非侵入的方法。

【０１２７】２、さらに、患者の体の細胞外流体に関す
る促進を計算することを含み、前記計算は２つの異なる
電流の周波数で達成された測定に基づく、上記第１項記
載の方法。

【０１２８】３、４つの電極を患者の体の極端に適用
し、前記４つの電極は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、上記第１項記載の
方法。 ４、２つの電極をそれぞれ患者の２つの基部に適用し、
こうして前記電極の間で形成される電気回路の一部分と
して患者の体を含める、上記第１項記載の方法。

【０１２９】５、２つの電極の一方を患者の左腕の基部
に適用し、そして第２電極を右足の基部に接続する、上
記第４項記載の方法。

【０１３０】６、ヒトの極端のそれぞれの基部へ４つの
前記電極の予備的に適用し、各腕および足に配置された
前記電極の各対の間の統合されたインピーダンスを測定
し、そしてヒトの体の主な心臓呼吸のパラメーターの決
定のために、最低の統合されたインピーダンスにより特
徴づけられる電極の対を選択する、ことを含む、上記第
１項記載の方法。

【０１３１】７、電極は二極システムに従い適用する、
上記第１項記載の方法。

【０１３２】８、電極は四極システムに従い適用する、
上記第１項記載の方法。

【０１３３】９、前記測定の間に電極と患者の皮膚との
間の局所的キャパシタンスを連続的に規定することによ
って、各電極の接触を連続的に検査し、そして前記キャ
パシタンスが最小の限界を越えるときアラームを活性化
する、ことを含む、上記第１項記載の方法。

【０１３４】１０、血行力学的パラメーター、例えば、
心拍血液量、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
のパラメーター、例えば、呼吸速度、呼吸変化の指数、
呼吸強さの指数、血行力学的安全性の指数、および追加
のパラメーター、例えば、呼吸期間の指数および周期的
呼吸体積の指数、を含む、複数の前記パラメーターを計
算する、上記第１項記載の方法。

【０１３５】１１、ヒトの体の細胞外流体を特性決定す
る複数のパラメーター、例えば、患者の体全体の細胞外
流体の体積および体全体の流体のバランスの指数を計算
する、上記第１０項記載の方法。

【０１３６】１２、基本的血行力学的パラメーターであ
る心拍血液量を次の方程式：

【０１３７】

【数１３】

【０１３８】ここで：Ｈｃｔ_corrは補正されたヘモタク
リチス（Ｈａｅｍｏｔａｃｒｙｔｉｓ）であり、１４５
＋０．３５（Ｈｃｔ−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（ｓｈａ
ｐ＊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＝５８
７．６−（２．９＊（実際の年齢−５０））であり、δ
ｒ／Ｒは測定された活性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、Ｈ_corrは次の式により与え
られる補正された高さである： 体の長さ／足の長さ＝０．６６±０．０４である場合、
Ｈ_corr＝（Ｈ_real＋２） または 体の長さ／足の長さ＝０．５４±０．０４である場合、
Ｈ_corr＝（Ｈ_real−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る： ａ）血液透析に暴露された患者について

【０１３９】

【数１４】

【０１４０】ｂ）他の患者について

【０１４１】

【数１５】

【０１４２】Ｋ_w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
る： 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、上記第１項記載の方法。

【０１４３】１３、少なくとも２つの電極、電気的な合
計の体の統合されたバイオインピーダンスの測定ユニッ
ト、前記ユニットは電極にカップリングされておりそし
て高い安定性の振幅の交流源および前記統合されたバイ
オインピーダンスの活性成分の自動的誘導化のための電
子回路を含む、およびコンピューター、前記コンピュー
ターは電気的な統合されたバイオインピーダンス測定ユ
ニットにカップリングおよび表示手段にカップリングさ
れており、前記表示手段は統合されたバイオインピーダ
ンスの活性成分からの少なくとも１つの心臓呼吸のパラ
メーターを計算しそして表示する、からなる、ヒトの体
の少なくとも１つの心臓呼吸のパラメーターを決定する
非侵入的医学的装置。

【０１４４】１４、前記電極の２つが二極システムに従
い患者の体に適用され、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、そして前記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
ス測定ユニットに接続されている、上記第１３項記載の
装置。

【０１４５】１５、前記電極の４つが四極システムに従
い患者の２つの区画に対で適用され、こうして電極の第
１対は電流の注入のために使用され、そして電極の第２
対は電圧の測定のために使用され、そして４つの電極は
２つのチャンネルを介して前記電気的バイオインピーダ
ンス測定ユニットに接続されている、上記第１３項記載
の装置。

【０１４６】１６、電源は抵抗性キャパシタンス（Ｒ
Ｃ）インピーダンスである患者の体を通して高い安定性
の振幅の交流を供給する、上記第１３項記載の装置。

【０１４７】１７、電源は１０^-5〜１０^-7の安定係数を
有し、こうしてこの装置は１０^-3の完全な範囲のバイオ
インピーダンスの変動を信頼性をもって測定することが
できる、上記第１６項記載の装置。

【０１４８】１８、前記高い安定性の振幅の交流源は患
者の体に１〜２ｍＡの電流を３２〜１００ＫＨｚの周波
数で供給する、上記第１６項記載の装置。

【０１４９】１９、電気的な統合されたバイオインピー
ダンス測定ユニットは、電圧パルス発生器、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、高い精度の増幅器、前記増幅
器は信号をそれから受け取るのための前記少なくとも２
つの電極を横切って接続されそして検出器に接続された
検出器を有し、前記検出器は得られた統合されたバイオ
インピーダンスの信号を検出しそしてその反応性成分か
らその活性成分を同時に分離する、低い周波数のフィル
ター、前記フィルターは前記検出器の出力にカップリン
グされ、前記低い周波数のフィルターの出力において使
用信号を出す、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、使用信号を直接の成分および交
互する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、交互する成分を増幅する高
換算増幅器、マルチプレクサー、前記マルチプレクサー
は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、直接のまたは交互す
る成分を、電気的な統合されたバイオインピーダンス測
定ユニットの出力である、その出力に交互して接続す
る、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、からなる、上記第１３項記載の装
置。

【０１５０】２０、検出器は第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、上記第１９項記載の装
置。

【０１５１】２１、検出器は第１操作増幅器および第２
操作増幅器からなり、前記第１操作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
操作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）操作増幅器の非逆変
換入口に電子スイッチを通して接続されている、上記第
２０項記載の装置。

【０１５２】２２、電気的な統合されたバイオインピー
ダンス測定ユニットは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
ロックは、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回
路、からなる、上記第１９項記載の装置。

【０１５３】２３、前記アナログ／ディジタル変換器、
前記マルチプレクサーおよび前記トランスミッターはマ
イクロコントローラーにより少なくとも部分的に構成さ
れている、上記第１９項記載の装置。

【０１５４】２４、高い精度の増幅器の入口は前記２つ
の電極に接続されており、さらにＥＣＧ測定回路に接続
された２つのＥＣＧ電極が設けられており、前記電気的
な統合されたバイオインピーダンス測定ユニットの出力
は、少なくとも１つの出力口を有するマイクロコントロ
ーラーのそれぞれの入力入口に接続されており、前記高
い精度の増幅器の出力はマイクロコントローラーに接続
されており、ＥＣＧ測定回路の出力はマイクロコントロ
ーラーに接続されており、そしてマイクロコントローラ
ーの少なくとも１つの出力はアイソレーション回路およ
び補正回路を介してコンピューターに接続されている、
上記第２３項記載の装置。

【０１５５】２５、前記高い安定性の振幅の交流源は、
２つの対称電源は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おり、対称電源
の第１のものは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、そして
対称電源の各々は、関連する回路を有する３つの高い精
度の操作増幅器；前記高い精度の操作増幅器の第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、高速操作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の操作増幅器
は負荷を通過する交流を安定化し、第１操作増幅器の出
口および第２操作増幅器の非逆変換入口はゼロ点を形成
し、第３操作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２３項記載の装置。

【図面の簡単な説明】

【図１】４つ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に示すシステムを表
す概略的回路線図、２つ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、Ｃに示すシ
ステムを表す概略的回路線図及びＣに示すシステムの変
更を描写する。

【図２】本発明による電気的に統合されたバイオインピ
ーダンス測定システムを概略的に示すブロック線図であ
る。

【図３】図２に示す計装の変更を示すブロック線図であ
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フローチャートである。

【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フローチャートである。

【図６】図２に示す高い安定性の振幅の交流源の電気回
路線図である。

【図７】統合されたバイオインピーダンスからの活性成
分の自動的分離を達成するための電気回路線図である。

【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 電気的に統合された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 コントロール可能な利得増幅器 ２３ チェビシェフフィルター ２７ ヒトの体 ２８ 高い精度の増幅器 ２９ 同調検出器 ３０ 低い周波数のフィルター ３１ スイッチコントロールスキーム

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成５年９月２１日

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００７８

【補正方法】変更

【補正内容】

【００７８】低い周波数のフィルター３０は、例えば、
低域ベッセルフィルターであり、同期検出器２９に接続
されている。低域フィルター３０は、例えば、３２ＫＨ
ｚより上の、高い周波数の成分をカットオフし、そして
使用信号を送り出す。使用信号は、活性バイオインピー
ダンスの成分であり、次いでコンデンサー３２により直
流成分と交交流成分に分割される。交流成分は高換算増
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の出力はアナログ／ディジタル（Ａ／
Ｄ）変換器３５に接続されており、この変換器はコンピ
ューター１５（図１Ａおよび１Ｃ）にトランスミッター
３６を通して接続されている。また、測定を開始する前
に装置を試験する自己試験ブロックが設けられており、
このブロックはコントロール可能な利得増幅器２２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シミュレーションイン
ピーダンス回路３８からなる。

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１４９

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１４９】１９、電気的な統合されたバイオインピー
ダンス測定ユニットは、電圧パルス発生器、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、高い精度の増幅器、前記増幅
器は信号をそれから受け取るための前記少なくとも２つ
の電極を横切って接続されそして検出器に接続された検
出器を有し、前記検出器は得られた統合されたバイオイ
ンピーダンスの信号を検出しそしてその反応性成分から
その活性成分を同時に分離する、低域のフィルター、前
記フィルターは前記検出器の出力にカップリングされ、
前記低域フィルターの出力において使用信号を出す、前
記低域フィルターの出力にカップリングされており、使
用信号を直接の成分および交互する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、交互する成分を増幅する高換算増幅器、それぞれ、
低い周波数のフイルターと高い精度の増幅器の出力であ
る前記電気的に統合されたバイオインピーダンス測定ユ
ニツトの出力に接続された一対の入力を有するマルチプ
レクサーであって、上記マルチプレクサーの入力に交互
に直流又は交流成分を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、からなる、上記第１３項記載の装置。

【手続補正３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１５１

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１５１】２１、検出器が、第１操作増幅器、前記第
１増幅器は高い精度の増幅器に接続された１対の入力、
およびその逆入力においてＲＣタイミング回路を通して
第１フィルターの出口に接続されそしてその出口におい
て電子スイッチを通して前記第１操作増幅器の非逆入力
に接続された第２操作増幅器を有する、からなる、上記
第２０項記載の装置。

【手続補正４】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１５４

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１５４】２５、高い精度の増幅器の入力は少なくと
も２つの前記電極に接続されており、 ＥＣＧ測定回路
に接続された２つのＥＣＧ電極がさらに設けられてお
り、電気的に一体性のバイオインピーダンス測定装置
は、少なくとも１つの出力口を有するマイクロ−コント
ローラーのそれぞれの入力口に接続されている、高い精
度の増幅器の出力はマイクロ−コントローラーに接続さ
れており、ＥＣＧ測定回路の出力はマイクロ−コントロ
ーラーに接続されており、そしてマイクロ−コントロー
ラーの少なくとも１つの出力は隔離回路および補正回路
を経てコンピューターに接続されている、上記第２４項
記載の装置。

【手続補正５】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１５５

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１５５】２６、高い安定性の振幅の交流源は、電圧
パルス発生器にコントロール可能な利得増幅器および第
１フィルターを経て接続された２つの対称電流源、前記
対称電流源の一方は第１フィルターにインバーターを通
して接続されており、そして第２の対称電流源は第１フ
ィルターに直接接続されている、からなり、対称電流源
の第１は正の半波交流電圧を安定化し、そして対称電流
源の第２は第１フィルターの出力から受け取った負の半
波の交流電圧を安定化し、そして対称電流源の各々は、
関連する回路を有する３つの高い精度の操作増輻器、前
記操作増幅器の第１は高い出力抵抗を有しそして逆入力
において第１フィルターからの交流信号を有し、そして
さらに第２の高い精度の高速操作増幅器により形成され
た正のフィードバックを有する；前記第１および第２の
操作増幅器は負荷を通過する交流を安定化する、からな
り、第１操作増幅器の出口および第２操作増幅器の非逆
入力はゼロ点を形成し、第３の操作増幅器はその逆入力
においてゼロ点に接続され、そしてその出力において前
記第１操作増幅器の非逆入力に接続されていて、前記ゼ
ロ点においてゼロ電圧のＤＣレベルを提供しており、そ
して前記負荷は、ヒトの体により構成され、前記２つの
対称電流源の２つの対称ゼロ点に接続されている、の上
記第１６項記載の装置。

【手続補正６】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１】

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 工程：患者の体全体の統合されたバイオ
   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高い安定性の振幅の交流
   を導入し、 電極から前記体の統合されたインピーダンスの曲線を獲
   得し、 前記統合されたインピーダンスから活性成分を同時に自
   動的に分離し、そして統合された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、前記統合され
   たバイオインピーダンスの活性成分から前記体の心臓呼
   吸のパラメーターのコンピューター化された計算を適用
   する、からなり、 前記計算は呼吸サイクル間に得られた平均のデータに基
   づいて達成される、ヒトの体の主な心臓呼吸のパラメー
   ターを決定する非侵入的方法。
2. 【請求項２】 少なくとも２つの電極、 電気的な合計の体の統合されたバイオインピーダンスの
   測定ユニット、前記ユニットは電極にカップリングされ
   ておりそして高い安定性の振幅の交流源および前記統合
   されたバイオインピーダンスの活性成分の自動的誘導化
   のための電子回路を含む、およびコンピューター、前記
   コンピューターは電気的な統合されたバイオインピーダ
   ンス測定ユニットにカップリングおよび表示手段にカッ
   プリングされており、前記表示手段は統合されたバイオ
   インピーダンスの活性成分からの少なくとも１つの心臓
   呼吸のパラメーターを計算しそして表示する、からな
   る、ヒトの体の少なくとも１つの心臓呼吸のパラメータ
   ーを決定する非侵入的医学的装置。