(57)【要約】  処理システムを用いて被験者の心機能を解析する方法が記述される。方法は、複数の周波数を有する１つ又はそれ以上の電気信号を被験者に印加するステップと、被験者からの印加された１つ又はそれ以上の信号への応答を検出するステップとを含む。その後、特性周波数が、印加された信号及び受信された信号から決定され、インピーダンスの少なくとも１つの成分（例えば、リアクタンス、位相シフト）が、特性周波数で測定される。したがって、特性周波数でのインピーダンス又はインピーダンスの成分は、多数の連続的な時刻インスタンスで、決定される。新しい特性周波数が、（例えば、それぞれの連続的な時間瞬間とともに）心周期内で決定され、又は同じ特性周波数が、インピーダンス（又はインピーダンスの成分）の瞬間的な値が決定される心周期にわたって使用される。これらの瞬間的な値が、１つ又はそれ以上の心機能の兆候を決定するために使用される。
2010533040.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の心機能の測定値を決定する方法において、
（ａ）上記被験者のための特性周波数を決定するステップと、
（ｂ）上記特性周波数でのインピーダンス又はインピーダンスの成分を決定するステップと、
（ｃ）上記特性周波数で決定された上記インピーダンス又は上記インピーダンスの成分を用いて、心機能の測定値を決定するステップとを含む方法。
【請求項２】
上記被験者の上記特性周波数は、
（ａ）複数の周波数を有する電気信号を上記被験者に印加し、
（ｂ）上記複数の周波数のそれぞれでの瞬間的なインピーダンスの値を決定し、
（ｃ）上記複数の瞬間的なインピーダンスの値を周波数依存性の関数に適合させ、
（ｄ）上記関数を用いて上記特性周波数を決定することによって決定される請求項１記載の方法。
【請求項３】
上記特性周波数は、上記関数の近似の最大値から決定される請求項２記載の方法。
【請求項４】
上記周波数依存性の関数は、ヴェッセルプロット又はコールプロットに基づく関数である請求項２記載の方法。
【請求項５】
上記周波数依存性の関数は、多項式曲線適合である請求項２記載の方法。
【請求項６】
上記特性周波数は、２−１０，０００ｋＨｚの範囲内の複数の周波数を有する１つ又はそれ以上の電気信号を上記被験者に印加することによって決定される請求項１記載の方法。
【請求項７】
上記特性周波数での上記インピーダンス又はインピーダンスの成分は、近似的に上記特性周波数での周波数を有する上記被験者に印加された電気信号を、上記印加された電気信号に応答して上記被験者から受信された電気信号と比較することによって決定される請求項１記載の方法。
【請求項８】
上記特性周波数での上記インピーダンス又はインピーダンスの成分を決定する上記ステップは、瞬間的なリアクタンスを決定することを含む請求項１記載の方法。
【請求項９】
上記特性周波数での上記インピーダンス又はインピーダンスの成分を決定する上記ステップは、瞬間的な位相シフトを決定することを含む請求項１記載の方法。
【請求項１０】
１回拍出量は、上記心機能の測定値として決定される請求項１記載の方法。
【請求項１１】
上記１回拍出量は、心周期の間のリアクタンスの最大の変化に、上記被験者の身体的な特徴に基づく定数を含む１つ又はそれ以上の定数を乗算することによって決定される請求項１０記載の方法。
【請求項１２】
心拍出量は、上記心機能の測定値として決定される請求項１記載の方法。
【請求項１３】
上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数での上記インピーダンスを決定することによって決定される請求項１記載の方法。
【請求項１４】
上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数での上記リアクタンスを決定することによって決定される請求項１記載の方法。
【請求項１５】
上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数、及び上記特性周波数での上記インピーダンスを決定することによって決定される請求項１記載の方法。
【請求項１６】
被験者の心機能の測定値を決定する方法において、
（ａ）複数の周波数を有する電気信号を上記被験者に印加するステップと、
（ｂ）上記印加された信号に応答して上記被験者から電気信号を受信するステップと、
（ｃ）上記印加された電気信号と受信された電気信号とを比較することによって、上記被験者のための特性周波数を決定するステップと、
（ｄ）上記特性周波数でのインピーダンスの少なくとも１つの成分を決定するステップと、
（ｅ）上記特性周波数で決定された上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分を用いて心機能の測定値を決定するステップとを含む方法。
【請求項１７】
上記特性周波数はさらに、上記印加された電気信号と受信された電気信号とを比較して、瞬間的なインピーダンスの値を決定し、上記複数の瞬間的なインピーダンスの値を周波数依存性の関数に適合させることによって決定される請求項１６記載の方法。
【請求項１８】
上記特性周波数で決定された上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分は、上記特性周波数でのリアクタンスである請求項１６記載の方法。
【請求項１９】
上記心機能の測定値は、１回拍出量及び心拍出量からなるグループから選択される請求項１６記載の方法。
【請求項２０】
上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数での上記リアクタンスを決定することによって決定される請求項１６記載の方法。
【請求項２１】
上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数での位相シフトを決定することによって決定される請求項１６記載の方法。
【請求項２２】
上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数、及び上記特性周波数での上記インピーダンスの少なくとも１つの成分を決定することによって決定される請求項１６記載の方法。
【請求項２３】
被験者の心機能を解析するシステムにおいて、
被験者に取り付けられるように構成された複数の電極と、
上記複数の電極に接続されたプロセッサとを備え、
上記プロセッサは、
（ａ）複数の周波数を有する電気信号の上記被験者への印加を制御し、
（ｂ）上記印加された信号に応答して上記被験者から電気信号を受信し、
（ｃ）上記印加された電気信号と受信された電気信号とを比較することによって、特性周波数を決定し、
（ｄ）上記特性周波数でのインピーダンスの少なくとも１つの成分を決定し、
（ｅ）上記特性周波数で決定された上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分を用いて心機能の測定値を決定するように構成されたシステム。
【請求項２４】
プロセッサに接続され、上記被験者に印加される上記複数の電気信号を発生する信号発生器をさらに備えた請求項２２記載のシステム。
【請求項２５】
上記印加された複数の電気信号に応答して上記被験者からの上記複数の電気信号を検出する１つ又はそれ以上のセンサをさらに備えた請求項２２記載のシステム。
【請求項２６】
上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分に、上記被験者の身体的な特徴に基づく定数を含む１つ又はそれ以上の定数を乗算することによって、上記心機能の測定値を決定する処理論理をさらに備えた請求項２２記載のシステム。
【請求項２７】
上記プロセッサと通信して、上記被験者の身体的な特徴の少なくともいくつかを入力する入力装置をさらに備えた請求項２２記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
本出願は、２００４年６月２１日に提出されたオーストラリア特許出願第２００４９０３３３４号、及び２００４年１０月２６日に提出されたオーストラリア特許出願第２００４９０６１８１号に対して優先権を主張する２００５年６月２１日に提出された国際出願ＰＣＴ／ＡＵ０５／０００８９３の国内段階である２００６年６月１５日に提出された米国特許出願第１１／６２９，８０４号の一部継続出願である。これらの出願のすべては、本参照によりそれらのすべてが本明細書に含まれる。
【０００２】
（技術分野）
本発明は、生物学的なパラメータをモニタする方法及び装置に関し、特に、生体電気インピーダンス、又は生体電気インピーダンスの成分を用いて被験者の心機能を測定する方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
本明細書における先行技術への参照は、確認ではなくかつ確認と解されるべきではなく、又は先行技術が一般的な周知事実の一部を形成することを示唆するものではなくかつ示唆するものと解されるべきではない。
【０００４】
冠状動脈性心臓病が、２０２０年までに世界で単独の最大の公衆衛生問題となるであろうことが推定されている。したがって、冠状動脈性心臓病、及び他の心臓血管疾患の処置は、今後数年のうちに世界中で、ますます大きな健康上の及び経済上の負担となる。
【０００５】
心拍出量（ＣＯ）は、（リットル／分で測定される）分ごとに心室によって駆出される血液の量として定義され得るが、身体の代謝要求によって支配され、したがって、循環系全体の状況を反映する。この理由のため、心拍出量の測定は、心臓疾患を有する患者、又は様々な形態の心臓血管疾患、若しくは他の医療処置から回復している患者の血行動態モニタリングの最も重要な態様である。
【０００６】
心機能を決定するために開発されてきた既存技術の１つは、インピーダンスカルジオグラフィ（ＩＣ）として知られている。インピーダンスカルジオグラフィは、皮膚表面に配置された一連の電極を用いて、被験者の身体の電気的なインピーダンスを測定することを含む。身体の表面での電気的なインピーダンスの変化は、心周期、したがって、心拍出量及び他の心機能の測定に関連する組織容量の変化を決定するために使用される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】国際公開第２００４／０３２７３８号パンフレット。
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】J．Xiang et al., "On the Adequacy of Identified Cole-Cole models", Computers & Geosciences 29, 2003, pp. 647-654.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
インピーダンスカルジオグラフィにおける問題は、胸部の基準インピーダンス（baseline impedance）が個人間で相当に異なり、成人のために引用される範囲が５０ｋＨｚ−１００ｋＨｚの間の周波数で２０Ω−４８Ωであることである。心周期によるインピーダンスの変化は、基準インピーダンスの比較的小さい（０．５％）部分であり、低い信号対雑音比を有する非常に脆弱な信号となる。
【００１０】
したがって、複雑な信号処理が、測定が解釈されることを保証するように要求される。
【００１１】
この例が、特許文献１に記載されている。この例では、印加された電流に対する患者の応答性が、図１に示される等価回路を用いてモデル化される。等価回路は、以下を仮定する。
・直流は、細胞膜のリアクタンスが無限大であろうことから、細胞外液のみを介して導通される。
・印加される交流は、印加される信号の周波数に依存する比で細胞外の経路及び細胞内の経路を介して導通される。
【００１２】
したがって、等価回路は、細胞内の経路における細胞膜のキャパシタンスを表すキャパシタンスＣと、細胞内液の抵抗を表す抵抗ＲＩとから形成される細胞内の分岐を含む。回路はまた、組織を介した導電性経路を表す抵抗ＲＥから形成される細胞外の分岐を含む。
【００１３】
特許文献１は、心周期は患者の胸部での細胞外液の量にのみ影響を与え、したがって、心機能は、細胞外のインピーダンスの成分における変化を考慮することによって導出され得るという仮定に基づいて動作する。これは、多数の様々な周波数の交流を印加することによって達成される。インピーダンスは、これらの周波数のそれぞれで測定され、その後、外挿されて、ゼロの印加周波数でのインピーダンス、したがって抵抗ＲＥに対応するインピーダンスを決定する。その後、これは、細胞外液の成分にのみ起因すると決定され、したがって、１回拍出量などの心機能の属性を決定するために使用され得る。
【００１４】
しかしながら、実際には、ゼロの周波数でのインピーダンスは、細胞外液のみに起因するものではなく、多数の他の要因に影響される。特に、細胞は、完全なキャパシタとして機能せず、したがって、細胞内液は、ゼロの印加周波数でのインピーダンスに寄与する。
【００１５】
特許文献１の別の成果は、処理が「コールモデル（Cole model）」を用いてゼロの印加周波数でのインピーダンスを決定することである。しかしながら、特許文献１は、再びシステムの理想的な動作を仮定しており、したがって被験者の生体インピーダンス応答を正確にモデル化しない。したがって、これらの技術を用いて決定される心臓のパラメータは、限定的な正確さしか備えない傾向がある。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本明細書で述べられるものは、１つ又はそれ以上の心機能の測定値を決定するための方法及びシステムである。一般に、これらの方法は、実際の特性周波数を決定することと、その特性周波数での瞬間的なインピーダンス又はインピーダンスの成分を測定することと、１つ又は複数の瞬間的なインピーダンス（又はインピーダンスの成分）の値を用いて、心機能の測定値を決定することとを含んでもよい。特性周波数は、本明細書でより詳細に説明されるように、様々な周波数での被験者の身体又は組織の生体電気応答を解析することによって決定されてもよい。インピーダンス（又はリアクタンス、位相シフト、振幅、抵抗などのインピーダンスの成分）は、直接的に測定される、又は導出されてもよい。特性周波数は、特定の被験者に対して１回、又は周期的に決定されてもよい。例えば、瞬間的なインピーダンスのそれぞれの測定が、新しい特性周波数で実行されてもよい。これは、以下で詳述される。
【００１７】
被験者の心機能の測定値を決定する方法の一変形例は、上記被験者のための特性周波数を決定するステップと、上記特性周波数でのインピーダンス又はインピーダンスの成分を決定するステップと、上記特性周波数で決定された上記インピーダンス又は上記インピーダンスの成分を用いて、心機能の測定値を決定するステップとを含んでもよい。
【００１８】
いくつかの変形例では、上記被験者の上記特性周波数は、複数の周波数を有する電気信号を上記被験者に印加し、上記複数の周波数のそれぞれでの瞬間的なインピーダンスの値を決定し、上記複数の瞬間的なインピーダンスの値を周波数依存性の関数に適合させ、上記関数を用いて上記特性周波数を決定することによって決定される。上記特性周波数は、上記関数の近似の最大値から決定されてもよい。例えば、上記周波数依存性の関数は、ヴェッセルプロット（Wessel plot）又はコールプロット（Cole plot）に基づく関数であってもよく、又は多項式曲線適合であってもよい。上記特性周波数は、任意の適切な周波数範囲にわたって決定されてもよい。例えば、上記特性周波数は、２−１０，０００ｋＨｚの範囲内の複数の周波数を有する１つ又はそれ以上の電気信号を上記被験者に印加することによって決定されてもよい。
【００１９】
いくつかの変形例では、上記特性周波数での上記インピーダンス（又はインピーダンスの成分）は、（近似的に上記特性周波数での周波数を有する）上記被験者に印加された電気信号を、上記印加された電気信号に応答して上記被験者から受信された電気信号と比較することによって決定される。決定されるインピーダンスの成分は、リアクタンス、位相（例えば、位相シフト）、又は振幅であってもよい。例えば、特性周波数で測定されたリアクタンスの値、又は位相シフトの値は、特徴的な心機能を測定する（又は推定する）ために使用されてもよい。一般に、上記インピーダンス又はインピーダンスの成分についての複数の（「瞬間的な」）値は、心周期の過程において決定されてもよい。
【００２０】
１回拍出量及び心拍出量を含む任意の適切な心機能の測定値は、特性周波数を用いて決定されてもよい。例えば、１回拍出量は、心周期の間のインピーダンスの最大の変化に、上記被験者の身体的な特徴に基づく定数を含む１つ又はそれ以上の定数を乗算することによって決定されてもよい。上述したように、上記心機能の測定値は、多数の連続的な時点で、上記特性周波数でのインピーダンス（又はインピーダンスの成分）を用いて決定されてもよい。例えば、瞬間的なリアクタンスの値が、全体の（又は部分的な）心周期の間に取得されてもよい。同じ特性周波数が、上記心機能の測定値を決定するために使用される上記瞬間的なインピーダンスの値を決定するために使用されてもよく、又は上記特性周波数が、それぞれの時点又は時点の部分集合について、繰り返して決定されてもよい。例えば、上記心機能の測定値は、多数の連続的な時点で、上記特性周波数、及び上記特性周波数での上記瞬間的なリアクタンスを決定することによって決定されてもよい。
【００２１】
また、本明細書で述べられるものは、被験者の心拍出量の測定値を決定する方法であって、複数の周波数を有する電気信号を上記被験者に印加するステップと、上記印加された信号に応答して上記被験者から電気信号を受信するステップと、上記印加された電気信号と受信された電気信号とを比較することによって、上記被験者のための特性周波数を決定するステップと、上記特性周波数でのインピーダンスの少なくとも１つの成分を決定するステップと、上記特性周波数で決定された上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分を用いて心機能の測定値を決定するステップとを含む方法である。上述したように、上記特性周波数は、上記印加された電気信号と受信された電気信号とを比較して、瞬間的なインピーダンスの値を決定し、上記複数の瞬間的なインピーダンスの値を周波数依存性の関数に適合させることによって決定されてもよい。上記特性周波数で決定された上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分は、リアクタンス、位相（例えば、位相シフト）、振幅、又は抵抗であってもよい。
【００２２】
１回拍出量及び／又は心拍出量を含む任意の適切な心機能の測定値が決定されてもよい。例えば、心機能の兆候（indicia）は、まず、上記特性周波数を識別し、その後（例えば、完全な心周期の間の）多数の連続的な時点で、特性周波数での瞬間的なリアクタンスの値を決定することによって決定されてもよい。心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数での瞬間的な位相シフトの値を決定することによって決定されてもよい。上述したように、上記心機能の測定値は、心周期の間の多数の連続的な時点で、上記特性周波数、及び上記特性周波数での上記インピーダンスの少なくとも１つの成分を決定することによって決定されてもよい。
【００２３】
さらに、本明細書で述べられるものは、被験者の心機能を解析するシステムである。これらのシステムは、被験者に取り付けられるように構成された複数の電極と、上記複数の電極に接続されたプロセッサとを含む。上記プロセッサは、複数の周波数を有する電気信号の上記被験者への印加を制御し、上記印加された信号に応答して上記被験者から電気信号を受信し、上記印加された電気信号と受信された電気信号とを比較することによって、特性周波数を決定し、上記特性周波数でのインピーダンスの少なくとも１つの成分を決定し、上記特性周波数で決定された上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分を用いて心機能の測定値を決定するように構成されてもよい。いくつかの変形例では、上記システムはまた、プロセッサに接続され、上記被験者に印加される上記複数の電気信号を発生する信号発生器を含む。上記システムはまた、上記印加された複数の電気信号に応答して上記被験者からの上記複数の電気信号を検出する１つ又はそれ以上のセンサを含んでもよい。
【００２４】
いくつかの変形例では、上記システムはまた、上記インピーダンスの上記少なくとも１つの成分（例えば、リアクタンス、位相シフト）に、上記被験者の身体的な特徴に基づく定数を含む１つ又はそれ以上の定数を乗算することによって、上記心拍出量の測定値を決定する処理論理を含んでもよい。上記処理論理は、ソフトウェア、ハードウェア、又はそれらの任意の組み合わせによって実装されてもよい。したがって、上記プロセッサは、上記処理論理を実行するように構成されたマイクロプロセッサであってもよい。
【００２５】
本明細書で述べられる任意のシステムはまた、上記プロセッサと通信して、上記被験者の身体的な特徴の少なくともいくつかを入力する１つ又はそれ以上の入力装置を含んでもよい。例えば、上記システムは、入力を受信するためのキーパッド、マウス、メモリ、無線接続などを含んでもよい。身体的な特徴は、身長、性別、体重、脈拍数、年齢、民族性などを含んでもよい。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】生体組織の伝導特性をモデル化するために使用される等価回路の例の概略図である。
【図２】心機能を決定するための処理の例のフローチャートである。
【図３Ａ】血流が血液細胞の方向に与える影響の例の概略図である。
【図３Ｂ】血流が血液細胞の方向に与える影響の例の概略図である。
【図４】生体組織の伝導特性をモデル化するために使用される等価回路の第２の例の概略図である。
【図５】心機能を決定するための装置の例の概略図である。
【図６Ａ】心機能を決定するための処理の第２の例のフローチャートである。
【図６Ｂ】心機能を決定するための処理の第２の例のフローチャートである。
【図６Ｃ】心機能を決定するための処理の第２の例のフローチャートである。
【図７】インピーダンスの測定のために、周波数に対してプロットされたインピーダンスのグラフの例である。
【図８】コンダクタンスに対してプロットされたサセプタンスのヴェッセルダイアグラム（Wessel diagram）の例である。
【図９】胸部の時変インピーダンス、心機能に起因するインピーダンス変化のレベル、及びＥＣＧを示す３つのプロットの例である。
【図１０】心機能を決定するための処理の例の例示的なフローチャートである。
【図１１】心機能を決定するための処理の例のもう１つの例示的なフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
被験者に関する心機能のパラメータを決定する処理の例が、図２を参照して説明される。
【００２８】
特に、ステップ１００において、複数の交流電気信号が多数の様々な周波数ｆｉで被験者に印加され、ステップ１１０において、被験者を通過する複数の電気信号がそれぞれのｆｉで検出される。印加される信号及び検出される信号の性質は、後述されるような実装に依存するであろう。
【００２９】
ステップ１２０において、第１の時刻インスタンスｔｎでの、それぞれの周波数ｆｉでのインピーダンスＺｉが決定される。ステップ１３０において、インピーダンスは、時刻ｔｎでの細胞内のインピーダンスパラメータを決定するために使用される。１つの例では、これは、以下で詳述されるＣＰＥ（ｃｏｎｓｔａｎｔ  ｐｈａｓｅ  ｅｌｅｍｅｎｔ）モデルなどの適切なモデルを用いて達成される。
【００３０】
これは、ステップ１４０において完全な心周期が解析されたことが決定されるまで、多数の連続的な時刻インスタンスｔｎ，ｔｎ+１，ｔｎ+２に対して実行される。これは、適切なＥＣＧ信号をモニタすることによって、又は代替として、単純に、心周期が検出されたことを保証するのに十分な時刻インスタンスを処理することによって、達成されてもよい。
【００３１】
ステップ１５０において、細胞内のインピーダンスパラメータ、及び１つの例では、細胞内のインピーダンスパラメータの変化が、心臓のパラメータを決定するために使用される。
【００３２】
この技術は、心周期の間の胸部のインピーダンスの変動が、血液量の変化、及び血液自体のインピーダンスの変化の両方に依存することを考慮する。
【００３３】
血液は、高い抵抗率を有する赤血球、及び血漿と呼ばれる伝導性の液体中の他の細胞の懸濁液である。静止血液（stationary blood）の赤血球は、図３Ａに示すように、ランダムに向いており、したがって、静止血液の抵抗率は、等方性である。その両凹形状により、赤血球は、図３Ｂに示すように、流れている血液において、軸を流れの方向と平行にして整列する傾向がある。したがって、流れている血液の抵抗率は異方性である。
【００３４】
抵抗率の異方性は、血管と平行に流れる電流と比較して、血管の軸に垂直に流れる電流についてより長い効果的な経路長に起因する。結果として、細胞内液の抵抗は、赤血球の方向に依存して変化し、したがって、血液の流れに依存する。
【００３５】
さらに、赤血球の方向は、流れている血液の粘性力によって影響されるので、異方性の程度は、剪断率に依存する。結果として、抵抗率はまた、流速に依存する。
【００３６】
したがって、従来技術のように細胞外のインピーダンスパラメータを使用することとは対照的に、細胞内のパラメータに基づいて心機能を決定することによって、上記のことを考慮することができる。したがって、これは、図１に示した等価回路を用い、かつインピーダンスの測定を用いて、細胞内の分岐のキャパシタンスＣ及び抵抗ＲＩに基づいてインピーダンスパラメータを決定することによって達成される。
【００３７】
したがって、この場合、インピーダンスの測定は、例えば、Ｒ０及びＲ∞の値を決定し、その後、それらの値を使用して、適切な数学的な技術を用いてコール方程式（Cole equation）を解くことによって、細胞内の抵抗ＲＩ及びキャパシタンスＣの値を決定するために使用されてもよい。
【００３８】
しかしながら、この場合、定数値として抵抗率をモデル化することは、被験者のインピーダンス応答を正確に反映せず、特に、赤血球の方向の変化、又は他の緩和効果を正確にモデル化しない。
【００３９】
血液の電気伝導性をよりよくモデル化するために、改善されたＣＰＥベースのモデルが、図４に関して説明されるように、使用されてもよい。
【００４０】
この例では、特性インピーダンスを正確に決定し、かつインピーダンスへの心臓の効果の寄与を正確に解釈するために、図４に示されるような自由コンダクタンス並列モデル（free conductance parallel model）に基づいた等価回路が使用される。このようなモデルは、直列の形式でも生成されることができ、本明細では、並列モデルは説明のために示される。
【００４１】
この例では、回路は、細胞外液を介する電流のコンダクタンスを表す細胞外のコンダクタンスＧ０を含む。細胞内の伝導経路は、周波数依存性コンダクタンス及び周波数依存性キャパシタンスの直列接続として表される一定位相素子（ＣＰＥ）を含む。
【００４２】
以下の２つの式は、一般的なＣＰＥを定義する。
【００４３】
【数１】
2010533040.tif 000003
【００４４】
【数２】
2010533040.tif 000004
【００４５】
ここで、ＹＣＰＥは、ＣＰＥのアドミタンスであり、
【数３】
2010533040.tif 000005
は、ＣＰＥの位相である。
【００４６】
この式で、τは、周波数のスケールファクタを表し、ωτは、無次元である。
【００４７】
パラメータｍは、ＣＰＥのアドミタンスＹＣＰＥ、及び周波数のスケールファクタτの周波数依存の程度を定める。生体組織に対して、ｍは、０≦ｍ≦１の範囲であることが知られている。
【００４８】
１つの例では、ＣＰＥの他の形式も使用され得るが、ＣＰＥは、フリッケ（Fricke）の法則（ＣＰＥＦ）に従う。フリッケのＣＰＥについて、指数のシンボルα（ｍ＝α）を用いることが、恒例である。
【００４９】
緩和論理と互換性のあるモデルを作成するために、直列の理想の抵抗は、特徴的な時定数τｚが依存性のパラメータとなるように、自由な抵抗パラメータＲｖａｒに変更される。
【００５０】
結果として、回路のコンダクタンスが以下のように表される。
【００５１】
【数４】
2010533040.tif 000006
【００５２】
【数５】
2010533040.tif 000007
【００５３】
ここで、τＹｍは、新しい特徴的な時定数である。下付き文字ｍは、前の変数から新しい変数を識別するために使用され、かつ当業者に周知の用語と一致する。
【００５４】
名目上の固定値を時定数τＹに入れることにより、以下の式を用いてＲ１を計算することにより、ＣＰＥに追随することができる。
【００５５】
【数６】
2010533040.tif 000008
【００５６】
この場合、可変の抵抗パラメータＲｖａｒは、赤血球の方向に依存し、結果として、Ｒｖａｒの変化は、被験者内の血液の流れの速度を決定するために使用されることができる。したがって、心拍出量などに関する情報を決定することができる。
【００５７】
被験者の生体電気インピーダンスを解析して、心機能を決定するのに適した装置の例は、図５を参照して説明されるであろう。
【００５８】
図のように、装置は、バス２４を介してともに接続されたプロセッサ２０、メモリ２１、入力／出力（Ｉ／Ｏ）装置２２、及びインターフェース２３を有する処理システム１０を含む。処理システムは、図のように、信号発生器１１、及びセンサ１２に接続される。使用時には、信号発生器１１、及びセンサ１２は、図のように、それぞれの電極１３，１４，１５，１６に接続される。
【００５９】
使用時には、処理システム１０は、制御信号を発生するように適合され、この制御信号は、信号発生器１１に、電極１３，１４を介して被験者１７に印加される交流信号を発生させる。その後、センサ１２は、被験者１７を通過する電圧又は電流を測定し、適切な信号を処理システム１０に伝送する。
【００６０】
したがって、処理システム１０は、適切な制御信号を発生し、かつ電圧データを解釈して、これによって被験者の生体電気インピーダンスを決定しかつオプションとして心臓のパラメータを決定するのに適した、任意の形式の処理システムであってもよいことが認識されるであろう。
【００６１】
したがって、処理システム１０は、ラップトップ、デスクトップ、ＰＤＡ、スマートフォンなどの適切にプログラムされたコンピュータシステムであってもよい。代替として、処理システム１０は、専用ハードウェアから形成されてもよい。同様に、Ｉ／Ｏ装置は、タッチスクリーン、キーパッド、及びディスプレイなどの任意の適切な形式のものであってもよい。
【００６２】
処理システム１０、信号発生器１１、及びセンサ１２は、共通のハウジングに統合されてもよく、したがって、統合装置を形成してもよいことが認識されるであろう。代替として、処理システム１０は、有線接続又は無線接続を介して、信号発生器１１及びセンサ１２に接続されてもよい。これは、処理システム１０が、信号発生器１１及びセンサ１２に遠隔で提供されることを可能にする。したがって、信号発生器１１及びセンサ１２は、被験者１７の近くのユニット、又は被験者１７によって着用されるユニットで提供されてもよく、一方、処理システムは、被験者１７の遠隔に位置する。
【００６３】
実際には、外側のペアの電極１３，１４は、被験者の胸部及び頸部に配置され、交流信号が、２−１０，０００ｋＨｚの範囲で、複数の周波数（２つで十分であるが、少なくとも３つが好ましく、５つ又はそれ以上が特に有利である。）で同時に又は順次印加される。しかしながら、印加される波形は、この範囲の外側のより多くの周波数成分を含んでもよい。
【００６４】
好ましい実装では、印加される信号は、クランプされた（clamped）電圧源からの周波数に富んだ電圧（frequency rich voltage）であり、したがって、許容可能な患者の最大補助電流（the maximum allowable patient auxiliary current）を超えない。信号は、電流が測定されて許容可能な患者の最大補助電流を超えない、定電流、インパルス関数、又は定電圧信号であってもよい。
【００６５】
電位差及び／又は電流は、内側のペアの電極１５，１６の間で測定される。得られる信号、及び測定される信号は、印加される周波数のそれぞれでの信号、及びＥＣＧなどの人体で生成される電位の重ね合わせであろう。
【００６６】
オプションとして、内側のペアの電極間の距離が測定され、かつ記録されてもよい。同様に、身長、体重、年齢、性別、健康状態などの被験者に関する他のパラメータが記録されてもよく、かつ現在の投薬などの他の情報がまた記録されてもよい。
【００６７】
得られた信号は、復調されて、印加された周波数でのシステムのインピーダンスを得る。復調のための１つの適切な方法は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを用いて、時間領域のデータを周波数領域に変換することである。測定された信号のウィンドウイング（windowing）を要求しない別の技術は、スライディングウィンドウＦＦＴである。他の適切なデジタル復調技術及びアナログ復調技術が、当業者に既知であろう。
【００６８】
インピーダンスの測定、又はアドミタンスの測定は、記録された電圧と電流信号とを比較することによって、それぞれの周波数での信号から決定される。復調アルゴリズムは、それぞれの周波数での振幅信号、及び位相信号を生成するであろう。
【００６９】
被験者の生体電気インピーダンスを測定し、その後、それを解釈する処理の例は、図６Ａから図６Ｃを参照してより詳細に説明されるであろう。
【００７０】
ステップ２００において、処理システム１０は、信号発生器１１に、時間期間Ｔにわたって多数の周波数ｆｉで被験者１７に複数の電流信号を印加させる所定の複数の制御信号を発生する。被験者１７に印加される複数の電流信号は、複数の周波数ｆｉで順次、又はそれぞれの対応する周波数ｆｉで多数の信号を重ね合わせることによって、同時に提供されてもよい。
【００７１】
制御信号は、典型的に、メモリ２１に記憶されたデータにしたがって発生され、かつこれは、Ｉ／Ｏ装置２２又は、別の適切なメカニズムを用いて選択が行われて、多数の様々な電流のシーケンスが使用されることを可能にすることが理解されるであろう。
【００７２】
ステップ２１０において、センサ１２は、被験者１７を通過する電圧を測定する。これに関して、電圧信号は、典型的にアナログ信号であり、センサ１２は、アナログデジタルコンバータ（図示せず。）を用いて、これらをデジタル化するように動作するであろう。
【００７３】
ステップ２２０において、処理システム１０は、信号発生器１１及びセンサ１２からの信号をサンプリングして、それによって、被験者１７を通過した電流及び電圧を決定する。
【００７４】
ステップ２３０において、オプションとして、フィルタが電圧信号に適用されて、呼吸の影響を除去する。呼吸の影響は、典型的に、患者の呼吸の速度に合わせて、非常に低い周波数成分を有する。フィルタリングは、実装に依存して、センサ１２又は処理システム１０によって達成されてもよいことが理解されるであろう。
【００７５】
ステップ２４０において、オプションとして、ＥＣＧベクトルが電圧信号から抽出される。これは、ＥＣＧ信号が、典型的に、０Ｈｚから１００Ｈｚまでの範囲の周波数を有する一方、インピーダンス信号が、５ｋＨｚから１ＭＨｚまでの範囲の周波数を有するので、達成される。したがって、ＥＣＧ信号は、復調、又はフィルタリングなどの任意の適切な技術によって抽出されてもよい。
【００７６】
ステップ２５０において、信号はまた、追加の処理を受ける。これは、例えば、信号をさらにフィルタリングして、印加した複数の周波数ｆｉでの信号のみがインピーダンスの決定で使用されることを保証することによって実行され得る。これは、雑音の影響を低減することに役立ち、かつ要求される処理の量を低減することにも役立つ。
【００７７】
ステップ２６０において、電流信号及び電圧信号が時刻ｔｎでサンプリングされて、それぞれの周波数ｆｉでのインピーダンスＺｉを決定する。
【００７８】
ステップ２７０において、関数が複数のインピーダンスの値に適合させられる。
【００７９】
この例が、図７に示される。図７は、周波数に対してプロットされたときの、インピーダンスのデータ、及び関数の外観の例を示す。プロットは、例示の目的のためのみのものであり、実際には、処理システム１０は、必ずしもプロットを生成しなくてもよいことが理解されるであろう。図７に示す周波数対インピーダンスのプロットの場合、関数は、典型的に多項式であり、特に、この例では、６次の多項式である。
【００８０】
代替として、図８に示すように、ヴェッセルプロットが使用されてもよく、以下で詳述される。
【００８１】
実際には、雑音除去が、関数をデータに正確に適合させるために必要であるかもしれない。１つの例では、ある周波数での雑音の除去は、始めに、関数を測定されたデータに適合させ、その後、データセットから外れ値のポイントを系統的に取り除き、関数を削減されたデータセットに再び適合させることによって、実行される。
【００８２】
したがって、ステップ２８０において、処理システム１０は、外れ値のポイントが存在するかどうかを決定するように動作する。外れ値のポイントは、決定された関数から所定の距離より大きく離れたポイントと考えられている。
【００８３】
使用される関数、及び外れ値のポイントの決定は、標準的な数学的な技術を利用して達成されることが理解されるであろう。
【００８４】
外れ値のポイントが存在することが決定された場合、ステップ２９０において、それらがデータセットから取り除かれ、かつ新しい関数が残りの値に適合させられる。ステップ２９０において、処理システム１０は、適合が改善されるかを決定し、改善される場合、ステップ３１０において、外れ値のポイントが恒久的にデータセットから排除され、新しい関数が評価される。これは、データに影響するすべての外れ値が取り除かれるまで、繰り返される。
【００８５】
ステップ３００において、適合が改善されないことが決定された場合、ステップ３２０において、外れ値が保持され、かつ前の関数が使用される。
【００８６】
外れ値がない場合、又は外れ値がデータセットから排除された場合、プロットは、決定された関数を用いて、Ｒ０及びＲ∞からの値を決定するために使用される。
【００８７】
１つの例では、関数は、Ｒ０及びＲ∞を計算するために使用される。代替として、これは、特性周波数でのインピーダンスを決定するために使用されることができる。当業者には明らかであるが、特性周波数は、この手順（例えば、周波数範囲での最大のリアクタンス）から明らかである。
【００８８】
例えば、図７に示された関数の場合、Ｒ∞は、図７の曲線上の疑似プラトー、すなわち相対的に平坦な部分の開始におけるインピーダンスを発見することによって決定される。例示的な実施形態では、疑似プラトーは、ルールベースのアプローチを用いて識別される。
【００８９】
このアプローチでは、関数が解析されて、インピーダンス（Ｚ）が２５ｋＨｚの周波数の増加とともに１％未満だけ変化（ΔＺ）する周波数を発見する。この周波数で測定される抵抗又はインピーダンスＺは、Ｒ∞として識別され、かつ無限に高い周波数が印加された場合の回路の抵抗を表す。この疑似プラトー領域を決定する他の方法は、当業者に既知であろう。
【００９０】
同様に、ゼロの印加周波数でのインピーダンスＲ０は、関数のｙ軸切片の値として決定される。
【００９１】
図８に示すように、「ヴェッセル（Wessel）」プロットタイプの関数が使用される場合、このアプローチは弧を使用し、弧は特性インピーダンスが決定されることを可能にする。この例では、複素ヴェッセル平面における弧の頂点は、もはやτＹの名目上の値に対応せず、上式によって与えられるτＹｍに対応する。いくつかの変形例では、特性周波数（特性インピーダンスでの周波数）は、ピークに対するコール−コールモデル（Cole-Cole model）を解くことによって決定されてもよい。したがって、特性周波数は、（例えば、曲線の適合から外挿することによって、）直接的に決定されてもよく、又は数値的に決定されてもよい。非特許文献１は、特性周波数を決定するために使用されてもよいコール−コールモデルを数値的に決定する方法を記述している。
【００９２】
さらに、αは、Ｒ０からＲ∞までの弓形の軌跡によって範囲を定められた角度から決定される。これをサセプタンスデータから決定されるｍと比較することによって、生体物質の緩和現象のためのフリッケの基準が満たされても満たされなくても、これが許容される。これらが等しい、又は互いの所定の範囲内である場合、ヴェッセルダイアグラムの方法は、合理的な正確さを伴って適用されてもよい。ｍ及びαが値として十分に接近していない場合、上述した関数適合アプローチが、自由コンダクタンスモデル（free conductance model）のための対象量を決定するより適切な方法である。
【００９３】
ステップ３４０において、処理システム１０は、式（５）とともにＲ０からＲ∞の値、又は特性インピーダンスを使用して、この例では細胞内の可変抵抗パラメータＲｖａｒである細胞内のインピーダンスパラメータを決定する。
【００９４】
Ｒ０、Ｒ∞、又は特性インピーダンスＺｃの値を決定する代わりとして、式（５）が、代替として、例えば、様々な周波数ｆｉでの多数の様々なインピーダンスの値を用いて、多数の連立方程式を解くことによって、数学的に解かれてもよい。これらの値は、適合させられた関数から定義される値であり、これによって印加された複数の周波数ｆｉの範囲にわたってインピーダンス応答を考慮することが望ましいが、直接的に測定される値に基づいてもよい。
【００９５】
ステップ３５０において、完全な心周期が完了したかが決定され、かつ完了していない場合、処理は、ステップ２４０に戻り、次の時刻インスタンスｔｎ+１を解析する。
【００９６】
ステップ３６０において、完全な心周期が完了すると、処理システム１０は、心周期にわたる細胞内の抵抗パラメータＲｖａｒの変化を決定するように動作し、その後、ステップ３７０において、それを用いて、心臓のパラメータを決定する。
【００９７】
本方法によって得られる時変インピーダンスの典型的なプロットが、図９に示される。
【００９８】
図９では、一番上のグラフに、処理前のインピーダンスデータが、（サンプル数によって測定された）時刻に対してプロットされている。このグラフは、血液量の変動、血液細胞の方向の変動、及び呼吸に起因する変化における変動を含む、胸腔でのすべての時変インピーダンス成分からのインピーダンスを含む。
【００９９】
図９の中央のグラフは、患者の心機能に起因するインピーダンスの変化率を示す。グラフは、一番上のグラフから、低い周波数成分を除去し、残りのデータからインピーダンスの変化率を得ることによって生成された。
【０１００】
当業者には理解されるように、追加の測定がまた、本方法に組み込まれてもよく、又は同時に実施されてもよい。例えば、内側の電極がまた、ＥＣＧベクトルを記録するために使用されてもよい。より多くのＥＣＧベクトルを生成するためには、より多くの内側の電極の組み合わせが要求される。外側の電極がまた、ＥＣＧベクトルを記録するために使用されてもよい。処理ユニット又はオペレータは、自動的に又は手動で、最も適切なＥＣＧベクトルを選択してもよい。外部のＥＣＧモニタがまた接続されてもよく、又は代替として、別のモジュールが、追加の複数の電極とともに本発明に組み込まれて、ＥＣＧベクトルを計算してもよい。
【０１０１】
ＥＣＧは、有利に、心イベントの決定に役立つように使用されてもよい。ＥＣＧ出力の例が、図９の下のグラフに示される。
【０１０２】
インピーダンスの波形から、ある心臓のパラメータを計算するために、基準点がまた、適切に識別されなければならない。ＥＣＧデータ及び／又は他の適切な生理学的な測定技術が、この処理に役立つように使用されてもよい。
【０１０３】
心周期において基準点を識別することを支援するために使用される他の生理学的なパラメータは、観血式血圧／非観血式血圧、パルス酸素濃度計、末梢の生体インピーダンスの測定、超音波技術、及び赤外／無線周波数分光法を含む。これらの技術が、単独で又は複数で使用されて、心イベントのタイミングを最適に決定してもよい。
【０１０４】
１つの例では、生理学的な測定の他の方法と組み合わせたコンダクタンスの測定によって識別される心イベントを決定する人工ニューラルネットワーク、又は加重平均は、これらの点を識別する改善された方法を提供する。本例では、左心室駆出の始点及び終点が、図９のグラフ上の縦線で示される。これらの点の間の時間は、左心室駆出時間（ＬＶＥＴ）である。
【０１０５】
これらの基準点は、対象のインピーダンスの値を得るために使用されてもよい。例えば、図９の中央のグラフ上で示される左心室駆出における細胞内の抵抗値Ｒｖａｒの最大の変化率は、以下の式で表される。
【０１０６】
【数７】
2010533040.tif 000009
【０１０７】
心機能の測定値は、その後、このデータから決定される。例えば、以下の方法が、血流速度及び１回拍出量を計算するために使用されてもよい。本例は、インピーダンスの測定を使用して、心拍出量を計算する。しかしながら、同じ機能が、アドミタンス又は２つの組み合わせを用いて記述される。以下の式は、心拍出量を計算するために使用される。
【０１０８】
【数８】
2010533040.tif 000010
【０１０９】
ここで、
ＣＯは、心拍出量（リットル／分）を示す。
【数９】
2010533040.tif 000011
は、図９に示されるものである。
ｋ１は、少なくとも身長及び体重などであるが、電極間の距離及び年齢も含んでもよい１つ又はそれ以上の被験者のパラメータに基づいた、オプションの集団ごとの補正係数である。
ｃ１は、（本方法を実装するために使用されるそれぞれのモニタ装置のための製造で独自に定義されてもよい）オーム単位からリットルに単位を変換するために使用される、オプションの較正係数である。
Ｚ０は、特性周波数で測定されたオプションの基準インピーダンスである（１０オームと１５０オームとの間である。）。
ＴＲＲは、（ＥＣＧ、又はインピーダンス、又はコンダクタンスデータから発見される）ＥＣＧから得られる２つのＲ波の間の間隔である。
ＴＬＶＥは、（コンダクタンス、又はインピーダンス曲線、又は好ましくは他の生理学的な測定技術の組み合わせのいずれかから測定される）左心室駆出時間である。
ｎ（−４＜ｎ＜４の範囲）、及びｍ（−４＜ｍ＜４の範囲）は、オプションの定数である。
【０１１０】
当業者は、本方法が適用される患者及び状況に依存するこれらの定数のための適切な値を決定することができるであろう。
【０１１１】
上述した例は、心臓の心拍出量を決定することを提供する文脈で説明されたが、本発明の実施形態は、心臓の機能の他の測定値を決定することに適用されてもよい。心臓の機能の他の測定値は、１回拍出量、心係数、１回拍出係数、体血管抵抗／係数、加速度、加速度係数、速度、速度係数、胸部液体容量、左心室駆出時間、前駆出時間、収縮時間比、左心仕事量／係数、心拍数、及び平均動脈圧を含むが、これらに限らない。
【０１１２】
簡潔に上述したように、心臓の機能、及び心機能の測定値はまた、特性周波数を用いて決定されてもよい。したがって、特性周波数は、複数の周波数を有する電気信号（又は様々な周波数での複数の電気信号）を印加し、印加された信号に応答して電気信号を検出し、（例えば、ＥＣＧ及び他の信号などの望ましくない成分を除去するために）検出された信号を処理し、それぞれの周波数で印加された電気信号をそれぞれの周波数での応答信号と比較し、信号を特性周波数がそれから決定されてもよい関数に適合させることによって、心周期の間に決定されてもよい。上述したように、図６Ａ及び図６Ｂは、これを示している。この例では、瞬間的なインピーダンスの値が、時刻t０でそれぞれの周波数ｆｉについて決定され２６０、（図８に示したヴェッセルプロットなどの）関数に適合させられる２７０。特性周波数は、関数から識別されてもよい。例えば、ヴェッセルプロットからの特性周波数は、アーチの頂上での周波数（例えば、最大のリアクタンスを有する周波数）である。実際には、特性周波数は、印加された周波数の範囲にわたって最大のリアクタンスを近似することによって決定されてもよい。
【０１１３】
被験者に印加される１つ又は複数の信号は、複数の周波数成分を有する１つの信号（又は複数の信号）、又は様々な周波数での一連の信号であってもよい。１つ又はそれ以上の電気信号を印加した後、被験者から測定される応答信号が、身体の電気的な特性によって発生する。この応答は通常、応答信号と呼ばれる。応答信号はまた、誘発応答又は誘発信号と呼ばれることがあり、典型的に、受動的な応答である。例えば、応答は通常、電気的に能動的な組織からの再生式の誘発（例えば、能動的な）応答を含まない。
【０１１４】
特性周波数が決定されると、この特性周波数は、特性周波数での電気信号を印加し、その周波数での応答電気信号を受信することによって、心機能を決定する比較的正確な手段を提供することができる。この電気的な刺激、及びサンプリングは、完全な又は部分的な心周期の間、繰り返されてもよい。それぞれの時点で、刺激信号及び応答信号が、（例えば、フィルタリング、又は他の信号処理の後に）比較されて、瞬間的なインピーダンス、又は抵抗、リアクタンス、位相、及び振幅などの瞬間的なインピーダンスの任意の成分を決定してもよい。当業者には周知であるように、抵抗、リアクタンス、インピーダンス、及び位相は、すべて数学的に関係しており、任意の２つを用いて、他の２つを計算することができる。さらに、当業者には周知であるように、任意のこれらの成分は、印加信号及び応答信号から決定されることができる。
【０１１５】
例えば、図６Ｃでは、Ｒｖａｒが、それぞれの時点で、複数の周波数での瞬間的なインピーダンスの値を計算することによって、繰り返し決定される。図１０及び図１１は、代替として（複数の周波数で刺激する）特性周波数を決定し、かつこの特性周波数を用いて、瞬間的なインピーダンス（又は瞬間的なインピーダンスの成分）を決定することによって、心機能の測定値を決定する代替の方法を記述している。特性周波数を決定するステップは、それぞれの時点ｔｉではなく、心周期の間に一度のみ、又は心周期の間に周期的にのみ実行されてもよい。
【０１１６】
図１０は、被験者の心機能の測定値を決定する１つの方法をさらに説明する概略的なフローチャートである。まず、被験者のための特性周波数が決定される１００１。上述したように、特性周波数は、複数の周波数を有する電気信号（又は複数の信号）を被験者に印加し、被験者から１つ又は複数の応答信号を受信し、複数の周波数のそれぞれで瞬間的なインピーダンスの値（又はインピーダンスの成分）を決定し、これらの値を関数（例えば、周波数依存性の関数）に適合させ、その関数を用いて特性周波数を決定することによって、決定されてもよい。２ｋＨｚから１０，０００ｋＨｚの間の周波数（例えば、２ｋＨｚ−２００ｋＨｚなど）を含む任意の適切な周波数の範囲が使用されてもよく、任意の適切な周波数の数（例えば２、８、１６、５０、１００など）が使用されてもよい。瞬間的なインピーダンスの値は、それぞれの時点で決定されてもよいが、いくつかの変形例では、組み合わせられたインピーダンスの値ではなく、瞬間的なインピーダンスの値の成分（例えば、リアクタンス及び／又は抵抗）がそれぞれの時点で決定される。いくつかの変形例では、位相が用いられる。
【０１１７】
次に、インピーダンス、又はインピーダンスの成分が、全体の又は部分的な心周期の間の様々な時点で決定される１００３。上述したように、細胞内の抵抗が、インピーダンスから計算されてもよい。いくつかの変形例では、インピーダンスのリアクタンス成分が、特性周波数で電気信号を印加することによって、心周期の様々な時点で決定される。したがって、少なくとも１つの時点リアクタンス（reactance time point）が、この特性周波数で決定されてもよい。この時点リアクタンスは、この時点での瞬間的なリアクタンスと呼ばれてもよい。いくつかの変形例では、特性周波数を用いてそれぞれの時点で決定されるインピーダンスの成分は、位相、振幅（又はそれらの両方）である。いくつかの変形例では、瞬間的なインピーダンスは、それぞれの時点で、特性周波数を用いて決定される。
【０１１８】
図１０では、特性周波数でのインピーダンス（又はインピーダンスの成分）は、完全な心周期の間の離散的な複数の時点で決定される１００５。心周期内の任意の数の時点（例えば、心周期内の多数のサンプル点）がとられてもよい。本明細書で述べたほとんどの方法は、完全な心周期にわたる測定を行うが、心周期の一部分、又は複数の心周期がまた使用されてもよい。簡潔に上述したように、特性周波数を用いて心周期の間に決定されたこれらの瞬間的な値は、記憶されて、１回拍出量又は心拍出量などの心機能を決定するために使用されてもよい。
【０１１９】
上述したように、新しい特性周波数が、図１０の破線１０１１によって示されるように心周期の間に決定されてもよい。例えば、新しい特性周波数が、それぞれの時点について、又は複数の時点のいくつかの部分集合について決定されてもよい。
【０１２０】
最後に、心機能の測定値は、前のステップにおいて特性周波数で決定された１つ又は複数の瞬間的なインピーダンス（又はインピーダンスの成分）の値を用いて決定されてもよい１００７。例えば、特性周波数で測定された瞬間的なインピーダンスの値は、１回拍出量及び／又は心拍出量を決定するために使用されてもよい。インピーダンスの最大の変化（ｄｚ／ｄｔ）ｍａｘは、１回拍出量に比例し、かつ心拍出量にも比例する。例えば、１回拍出量は、下式のように表されてもよい。
【０１２１】
【数１０】
2010533040.tif 000012
【０１２２】
ここで、ＳＶ＝１回拍出量、（ｄｚ／ｄｔ）ｍａｘ＝収縮期の周期の最初での測定されたインピーダンスの最大の変化率、ＶＥＴ＝左心室駆出時間、及びＬ’＝ノモグラムを用いて被験者の身長及び体重から推定された胸部の長さである。Ｌ’はまた、血液の抵抗率を説明する。ＺＢは、基準インピーダンスの値である。したがって、心周期ごとに決定されてもよい要素（例えば（ｄｚ／ｄｔ）ｍａｘ）の観点から１回拍出量を表す定数が組み合わせられてもよい。心拍出量は、１回拍出量に関係する（例えば、心拍出量＝ＳＶ×心拍数である。）。
【０１２３】
１つの例では、特性周波数での瞬間的なリアクタンスが、心機能の測定値を決定するために使用されてもよい。例えば、特性周波数での瞬間的なリアクタンスは、特性周波数で被験者を刺激することにより、心周期の間のそれぞれのサンプル点で測定されることができる。リアクタンスの変化（ｄＸ／ｄｔ）ｍａｘはまた、１回拍出量及び心拍出量に比例し、したがって、これらの心機能の測定値を決定するために（適切なノモグラムとともに）使用されてもよい。図１１は、この例示的な方法を示す。
【０１２４】
被験者の心機能を解析するシステムは、上述した任意の要素を含み、かつ本明細書で述べた手順を実行する１つ又はそれ以上のプロセッサも含んでもよい。例えば、システムは、複数の周波数を有する電気信号の被験者への印加を制御するプロセッサ（例えば、マイクロプロセッサ）を含んでもよい１１０１。したがって、プロセッサは、刺激のために被験者に接続されるべき信号発生器及び複数の電極に接続されてもよい。コントローラはまた、印加された信号に応答して、被験者から電気信号を受信する複数の電極に接続されてもよい１１０３。入力信号はまた、コントローラに送信されてもよく、入力信号及び出力信号の両方が、デジタル化され、フィルタリングされ、又はそうでなければ調整されてもよい。上述したように、プロセッサはさらに、印加された電気信号と受信された電気信号とを比較することによって、特性周波数を決定してもよい１１０５。
【０１２５】
特性周波数は、その後、瞬間的なリアクタンス、又は位相を含む任意の他の適切なインピーダンスの特性を決定するために使用されてもよい１１０７。例えば、システムは、決定された特性周波数で電気信号を印加し、応答信号の位相を印加された信号と比較することによって、完全な心周期又は部分的な心周期の間に離散的な複数の時刻で、注入された信号と応答信号との間の相対的な位相シフト
【数１１】
2010533040.tif 000013
を検出してもよい。上述したように、いくつかの変形例では、特性周波数が、心周期の間に一度（例えば、測定の開始時に）決定されてもよく、又は図１１の破線１１１７によって示されるように、新しい特性周波数が、それぞれの時点でインピーダンスの成分（例えば、リアクタンス又は位相シフト）を決定する前に、決定されてもよい。いくつかの変形例では、新しい特性周波数は、いくつかの数のデータ点（又は心周期の一部分）の後、再計算されてもよい。
【０１２６】
特性周波数で決定されたこれらの瞬間的なインピーダンスの値（例えば、瞬間的なインピーダンス、瞬間的なリアクタンス、瞬間的な位相シフトなど）は、システムによって記憶されてもよい。例えば、プロセッサは、メモリを含んで、これらの値を記憶してもよい。いくつかの変形例では、すべての値は記憶されないが、稼働中の値（例えば、最大値、複数の値の和、複数の値の積など）のみが記憶される。これらの記憶された値は、心機能の測定値を決定するために使用されてもよい１１１１。例えば、位相シフト
【数１２】
2010533040.tif 000014
の値は、１回拍出量及び／又は心拍出量を決定するために使用されてもよい。例えば、上述したように、位相シフトは、大動脈での血流の変化に比例することがある。したがって、１回拍出量は、下式のように表されてもよい。
【０１２７】
【数１３】
2010533040.tif 000015
【０１２８】
ここで、ＶＥＴは、心室駆出時間であり、かつＣ’は、（身長、体重、性別、年齢などを含む）個々の患者の特性に基づく定数である。上述したように、ＶＥＴは、心周期ごとに決定されてもよい。例えば、ＥＣＧが、ＶＥＴが推定されるための、それぞれの心拍の長さ、駆出の開始、及び駆出の終了を決定するために使用されてもよい。心拍数（したがって、心拍出量）がまた、位相情報から決定されてもよい。
【０１２９】
決定された心機能の測定値が、表示され、記憶され、又は伝送されてもよい。したがって、本明細書で述べた心機能を解析する任意のシステムは、ディスプレイ（例えば、スクリーン、プリンタなど）、又はテレメトリ（無線、ＬＡＮなど）などを含んでもよい。本明細書で述べたシステムはまた、被験者の情報を入力するためのキーボード、マウス、タッチスクリーンなどの１つ又はそれ以上の入力を含んでもよい。
【０１３０】
当業者は、多数の変形例及び改良が明らかであることを理解するであろう。当業者に明らかなすべてのこのような変形例及び改良は、本発明が幅広く上述した精神及び範囲の内のものであると考えられるべきである。
【図１】
2010533040.tif 000016
【図２】
2010533040.tif 000017
【図３Ａ】
2010533040.tif 000018
【図３Ｂ】
2010533040.tif 000019
【図４】
2010533040.tif 000020
【図５】
2010533040.tif 000021
【図６Ａ】
2010533040.tif 000022
【図６Ｂ】
2010533040.tif 000023
【図６Ｃ】
2010533040.tif 000024
【図７】
2010533040.tif 000025
【図８】
2010533040.tif 000026
【図９】
2010533040.tif 000027
【図１０】
2010533040.tif 000028
【図１１】
2010533040.tif 000029
【国際調査報告】
2010533040.tif 000030
2010533040.tif 000031