(57)【要約】心機能を非観血式に測定するための方法および装置。信号が患者に装着された電極対間に加えられる。この信号は同時に複数の周波数で一定の交流電流を供給する。第２の電極対は電圧信号を測定する。高速フーリエ変換（ＦＦＴ）のような技術を用いて電流信号および電圧信号を復調することにより各周波数におけるインピーダンスをが得られる。ＦＦＴはインピーダンス値に変換される位相および振幅を与える。インピーダンス値はインピーダンス軌跡に依存する理論的周波数に適合され、そしてこのインピーダンス軌跡はゼロ周波数における値を得るために推定される。インピーダンスの時間変化プロットを得るためにこの工程が繰り返えされ、そして時間変化プロットから心機能の程度が算定される。
2006501903.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
（ｉ）患者から電気的に絶縁させた一定電流源から同時多重周波数における交流電流信号を発生させること、
（ｉｉ）患者に付着させた外側電極対に電流を付加すること、
（ｉｉｉ）患者に付着させた内側電極対を通る電圧信号を測定すること、
（ｉｖ）前記多重周波数の各々の信号を抽出するために電流信号および電圧信号を復調すること、
（ｖ）一定時間において各周波数におけるインピーダンスを測定すること、
（ｖｉ）各周波数におけるインピーダンスをインピーダンス軌跡に依存する理論的な周波数に適合させること、
（ｖｉｉ）一定時間におけるゼロ周波数でのインピーダンス値を得るためインピーダンス軌跡を推定すること、
（ｖｉｉｉ）インピーダンスの時間変化プロットを得るために工程（ｖ）〜（ｖｉｉ）を繰り返えすこと、
（ｉｘ）時間変化プロットから患者の心機能の状態を算定すること、
から成る患者の心機能の状態を測定する方法。
【請求項２】
同時多重周波数が少なくとも３つの刺激周波数からなることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
同時多重周波数が少なくとも５つの刺激周波数からなることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記周波数が２〜２０００ｋＨｚの範囲内であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記周波数が１０〜５００ｋＨｚの範囲内であることを特徴とする請求項1に記載の方法。
【請求項６】
交流電流信号の周波数および波形が選択可能であるかまたは固定されていることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
電流信号および電圧信号が高速フーリエ変換を用いて復調されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記電流信号および前記電圧信号の高速フーリエ変換がインピーダンスを測定するための位相値および振幅値を供給することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項９】
ＥＣＧを記録しそしてＥＣＧとインピーダンスの時間変化プロットとを互いに関連させるを工程を含む請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記患者の心拍出量を計算するためのインピーダンスパラメータを測定するためにインピーダンス値の時間変化および測定インピーダンス信号の変化率ｄＺ／ｄｔが使用されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記インピーダンス信号の時間微分がゼロ周波数（Ｚ０ ）または無限周波数（Ｚｉ ｎ ｆ ）における推定インピーダンスを用いて数学的に得られることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
理論的な周波数依存インピーダンス軌跡がコールコール分析であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
少なくとも１心拍周期を記録するために工程（ｉ）から（ｖｉｉｉ）が繰り返えされることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
心機能の状態が次の式を用いて計算することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【化１】
2006501903.tif 000009
ここで、ＳＶは１回拍出量であり、
（ｄＺ／ｄｔ）ｍａｘは収縮サイクルの始めに測定されるインピーダンスの最大変化率であり、
ＶＥＴは左室吐き出し時間である。
【請求項１５】
心機能の状態を次の式を用いて計算することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【化２】
2006501903.tif 000010
ここで、Ｓは１回拍出量であり、
（ｄＺ／ｄｔ）ｍａｘは収縮サイクルの初めに測定されるインピーダンスの最大変化率であり、
ＶＥＴは左室吐き出し時間であり、
Ｌ´ は対象の高さおよび体重から計算図表を用いて推定される胸郭の長さである。
【請求項１６】
内側電極間の距離を測定しかつ記録する工程を含む請求項1に記載の方法。
【請求項１７】
患者の身長、体重、性別および年齢を測定しかつ記録する工程を含む請求項１に記載の方法。
【請求項１８】
サンプルインピーダンスを得るためにインピーダンス信号をサンプリングする工程と、
変換されたインピーダンス信号を得るために周波数領域変換までの時間を前記サンプル信号に付加する工程と、各時間における各周波数のインピーダンスを測定するために変換されたインピーダンス信号をフィルタリングしかつ各周波数を分離する工程と、一定時間におけるインピーダンスを復調しかつ測定する工程から構成したことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１９】
患者に付着させた外側電極対に供給させる同時多重周波数における交流電流信号を発生させかつ患者から電気的に絶縁させた一定電流源と、
電圧信号を測定するための患者に装着される内側電極対と、
前記供給される電流信号と測定される電圧信号を一定時間での各周波数におけるインピーダンス信号に変換するための信号処理手段と、
複数の時間間隔におけるゼロ周波数（Ｚ０ ）および無限周波数（Ｚｉ ｎ ｆ ）におけるインピーダンス値を測定するための手段と、
前記インピーダンス値から前記患者の心機能の状態を算定するための手段と、
から構成した患者の心機能を非観血式に測定する装置。
【請求項２０】
前記外側電極対が漂遊電流から患者を保護するための遮蔽体を備えていることを特徴とする請求項１９に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明はヒトの細胞外液体などのような生物学的なパラメータを測定するための装置、特に、複数の刺激周波数を用いてインピーダンスを測定することによりヒトの心拍出量を正確に測定するための非観血式生体インピーダンス装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
心血管性疾病は先進国において全死亡原因の４０％以上を占める最も重要な健康問題である。人口の老齢化とともに、ヘルスケアシステムに対して、心血管疾病の主要構成要素である心臓病および脳梗塞は経済的に大きな影響を及ぼすようになり、何１０億ドルもの費用が心臓病患者の治療およびリハビリテーションに費やされている。
【０００３】
心電図（ＥＣＧ）は心臓の電気的な活動を測定し、そして心室の筋肉活動のシーケンス及びパターンに関する有益な情報を提供する。しかしながら、ＥＣＧはポンプとして心臓の効率を評価するものではない。つまり、心血管系を通してポンピングされる血液の量を示すものではない。
【０００４】
心拍出量（ＣＯ）、即ち血流の量的測定は心臓の能力を評価する上でもっとも有益なパラメータの1つであり、各心室によってポンピングされる毎分の血量を意味する。ＣＯは心拍数（ＨＲ）と１回の拍出量（１回の心室収縮で排出される血液量）とを掛け合わせることにより決定され、Ｌ／分で測定される。
【０００５】
ＣＯの評価は患者の退院した後の長期間にわたるリハビリテーションを含む多数の臨床的状況において必要である血行力学的監視の必須事項である。ＣＯはトレーニングを行う健康な個人（例えば、運動選手、軍人、消防士など）の心血管の健康の評価に使用される１つの表示器でもある。しかし、ＣＯは測定するのがもっとも難しいパラメータの１つである。
【０００６】
ＣＯを測定するための最も正確で信頼できる方法は極めて観血的でありかつカテーテルを使用して動脈血液循環に直接アクセスする必要がある。これらの技術は患者に痛みが伴い、また、感染の危険性、伝染、出血または血栓の危険を与え、さらにこれらの技術は高価で、時間がかかり、一般的には病院外で行うことができない。唯一の信頼できる非観血式方法は超音波を使用した心臓エコー検査である。しかし、この方法は大きな施設や、専門的な操作技術が必要であり、コストも非常に高価である。
【０００７】
インピーダンスカルジオグラフ診断法は非観血式の方法であり、患者に対して最小のリスクで心臓の機械的活動をモニタリングできる可能性を持っている。しかし、現在のインピーダンスカルジオグラフ診断法の方式は相対的に感度が低くかつ正確さに欠けるため、その応用が大きく制限されている。
【０００８】
携帯が可能で、正確かつ信頼性のおけるインピーダンスカルジオグラフ診断装置を、手ごろな価格で入手することができるならば、一般開業医は彼らの患者に対して完全な心臓の検査を実施し、直ちにかつ重要な生理学的データを得ることができる。現時点では、これらの情報は専門的な心臓ソノグラフ装置を有する病院または医療施設に、患者を送ることによってのみ得られ、これには数日または数週間が必要である。
【０００９】
ワン（Ｗａｎｇ）およびサン（Ｓｕｎ）名義の米国特許第５３０９９１７号明細書には、胸部インピーダンスおよびＥＣＧ信号を収集して処理するための連続的な心臓モニタリング装置および方法が示されている。電流注入用および記録用電極対が患者の皮膚に装着され、電流注入電極を通して、可変交流電流が患者に付加される。記録用電極は患者の電圧レベルを測定するために使用され患者の電圧レベルから胸部インピーダンスが測定される。
【００１０】
プレプロセッサは高周波数（１００ｋＨｚ）及び低振幅（最大４  ｍＡ  ＲＭＳ）の交流において電流注入電極を励起する。プレプロセッサは平均胸部インピーダンス信号（Ｚ０）と、胸部インピーダンス信号（デルタＺまたはデルタＺ）と、時間微分インピーダンス信号（ｄＺ／ｄｔ）と、心電図信号（ＥＣＧ）の４種類のアナログ信号を出力する。時間微分インピーダンス信号は心臓の情勢、１回拍出量、および心拍出量を測定するための周波数領域に変換される。
【００１１】
上述した方法および装置の主な欠点は電極でインピーダンスを測定するために単一の周波数を使用することにある。単一の高周波数（例えば、５０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚ）の指用はこの周波数の電流が細胞内液体と細胞外液体の両方を流れるので、心臓の活動および出力の測定において不正確さを発生する。血漿は純粋に細胞外液体である。
【００１２】
ヒーザー（Ｈｅｅｔｈａａｒ）等の名義の米国特許第６３３９７２２号明細書には、別の装置が示されている。上述した装置とは異なり、この特許明細書は異なる周波数の２種類の信号を発生させる電流源を用いて心拍出量などのような生物学的パラメータを測定する装置を開示している。電流源は刺激の高周波数における電磁放射により発生する混信作用を減少させるために装置の記録部分に関してガルヴァーニ電気分離を備えている。一定の振幅を有する刺激電流は２０００ｋＨｚまでの周波数範囲内の刺激の低周波数および高周波数で供給される。刺激される体領域内での電圧の変化は記録用電極対により記録され、測定された電圧は生体インピーダンス信号に変換される。低周波数電流は主に細胞外液体を通して伝送され、そして高周波数電流は細胞外液体と細胞内液体の両方を通して伝送されるために、２種類の刺激周波数を使用することによって独立した測定を行うことができる。この装置の低周波数電流は主に細胞外液体を通過するけれどもそれは細胞内成分も侵入するため、感度が制限される。また、単一の測定であるため、精度に限界があるという性質もある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
上述した装置に共通する欠点は電流注入電極における交流電流（ＡＣ）を発生させるために電流源を使用することである。高周波におけるＡＣの電流源発生器によって発生されるＡＣ電流信号は一般的に生体インピーダンス信号をマスクする大きなアーテファクト（人為結果）を有する。これは生体インピーダンス信号の測定を妨げる。
【００１４】
上述した装置の他の欠点は、記録される生体インピーダンス信号が血液量というよりはむしろ、細胞外液体と細胞内液体が組み合わさった値の測定であり、それにより心室からの血液の吐き出し（心臓血液搏出量）の測定精度が減少する。さらに、単一データポイント（単一の周波数において）から結果を得るために精度が制限される。
【００１５】
本発明の目的は専門的な操作技術を必要とせずかつ非観血技術を用いて心臓血液搏出量を正確かつ確実に測定する測定装置を提供することにある。
【００１６】
本発明の他の目的はヒトまたは動物において細胞外液体（血液量）を測定するための携帯可能な生体インピーダンス測定装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
１つの形態において、ただし、この形態のみに限るものではなく、また、実際に最も広い形態である必要がないけれど、本発明は次の工程を有する患者の心機能の程度を測定する方法にある。
（Ｉ）患者から電気的に絶縁させた一定電流源から同時多重周波数における交流電流信号を発生させること。
（ＩＩ）患者に付着させた外側電極対に電流を付加すること。
（ＩＩＩ）患者に付着させた内側電極対を通る電圧信号を測定すること。
（ＩＶ）前記多重周波数の各々の信号を抽出するために電流信号および電圧信号を復調すること。
（Ｖ）一定時間において各周波数におけるインピーダンスを測定すること。
（ＶＩ）各周波数におけるインピーダンスをインピーダンス軌跡に依存する理論的な周波数に適合させること。
（ＶＩＩ）一定時間における周波数０でのインピーダンス値を得るためインピーダンス軌跡を推定すること。
（ＶＩＩＩ）インピーダンスの時間変化プロットを得るために工程（Ｖ）〜（ＶＩＩ）を繰り返えすこと。
（ＩＸ）時間変化プロットから患者の細胞外液体量を算定すること。
【００１８】
好適な形態において、一定時間におけるインピーダンスを測定および復調する工程はサンプルインピーダンスを得るためにインピーダンス信号をサンプリングする工程と、変換されたインピーダンス信号を得るために周波数領域変換までの時間を前記サンプル信号に付加する工程と、各時間における各周波数のインピーダンスを測定するために変換されたインピーダンス信号をフィルタリングしそして各周波数を分離する工程とを備えている。
【００１９】
好ましくは、時間経過によるインピーダンス値の変化および測定インピーダンス信号ｄＺ／ｄｔの変化率は前記患者の心臓血液搏出量を算定するためのインピーダンスパラメータを測定するために使用される。
【００２０】
本発明の別の態様において、患者の心機能を非観血式に測定するための装置を提供するものであり、該装置は患者に付着させた外側電極対に供給される同時多重周波数における交流電流信号を発生させかつ前記患者から電気的に絶縁させた一定電流源と、電圧信号を測定するために患者に装着される内側電極対と、前記供給電流信号と測定電圧信号とを一定時間での各周波数におけるインピーダンス信号に変換するための信号処理手段と、複数の時間間隔においてゼロ周波数（Ｚ０ ）と無限周波数（Ｚｉ ｎ ｆ ）とにおけるインピーダンスの値を求めるための手段と、前記インピーダンス値から前記の患者の心機能の程度を算定するための手段とから構成されている。
【００２１】
好ましくは、前記インピーダンス信号の時間微分はゼロ周波数（Ｚ０ ）または無限周波数（Ｚｉ ｎ ｆ ）における推定インピーダンスを用いて数学的に得られる
【発明を実施するための最良の形態】
【００２２】
本発明の目的において、用語「患者」はヒトまたは動物を意味する。
【００２３】
好ましい態様において本発明は、１回拍出量、心拍出量、心係数、心拍数、前吐き出し時間、左室吐き出し時間のような心機能の状態を測定するための生体インピーダンス装置に関して説明する。しかし、本発明によって、胸部体液量、吐き出し分画、肺動脈尾根圧力、および収縮時間比率のような体液に関するその他の生物学的パラメータを測定することも実現され得る。
【００２４】
心機能を検査するために有効であるいくつかの観血式方法があるが、それらの多くは心室に挿入するかまたは心室に非常に近いところに設置する静脈または動脈カテーテルの使用を伴う（例えば、熱希釈法、色素希釈法）。
【００２５】
インピーダンスカルジオグラフ診断法は１拍ごとの心臓のポンピング能力を測定することのできる完全に非観血式の技術である。この技術は、重病患者、老人、子供、または妊婦のような実質的にすべての対象グループに使用することができる。しかし、他の技術との相関関係および協定があまりよくないと報告されており、そして一般的に心拍出量を多く見積もる傾向があり、特に、臨床的な対象でこの傾向が高くなる（スピーリング氏等の“拍出量を測定するためのインピーダンスカルジオフラフ診断法と色素希釈法との比較”、心臓、１９９８年、第７９巻及び第７５巻、第４３７頁及び第４４１頁「Ｓｐｉｅｒｉｎｇ  ｅｔ  ａｌ，“Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  ｏｆ  ｉｍｐｅｄａｎｃｅ  ｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ  ａｎｄ  ｄｙｅ  ｄｉｌｕｔｉｏｎ  ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  ｏｕｔｐｕｔ”，Ｈｅａｒｔ，１９９８；７９（５）：４３７，４４１」。）
生体電気インピーダンスの背景にある理論は導電性シリンダに関して説明することができる。導電性シリンダのインピーダンスは導体の長さ、断面積、および信号の周波数に関連している。一定信号周波数を使用して、インピーダンスは次式により与えられる。
【００２６】
【化３】
2006501903.tif 000003
【００２７】
ここで、Ｚはインピーダンス（Ω）であり、
ｐは媒体の抵抗（Ωｃｍ）であり、
Ｌは導体の長さ（ｃｍ）、
Ａは断面積（Ｃｍ２ ）である。
Ｖ＝容積（Ｃｍ３ ）＝Ａ×Ｌを用いてＡを削除すると、
Ｖ＝ｐＬ２ ／Ｚが
【００２８】
【化４】
2006501903.tif 000004
【００２９】
生じる。
【００３０】
図１には生体組織を表示する簡単な等価回路が示されている。細胞外電流経路が単純に抵抗体であるのに対して、細胞内電流経路は細胞膜に起因する結合されたキャパシタンスを有している。交流電流（ＡＣ）の細胞外成分と細胞内成分の相対的な大きさは周波数に依存する。ゼロ周波数において、コンデンサは絶縁体として機能し、すべての電流は細胞外液体を通過する。このため、ゼロ周波数において測定されたインピーダンスＺ０ は細胞外液体のインピーダンスである。高周波数において、コンデンサは有限インピーダンスを有し、電流は並列回路モデルの両方の経路を通過することになる。従って、これらの非ゼロ周波数において測定されたインピーダンスは細胞外液体の量と細胞内液体の量の両方に依存する。
【００３１】
式１の量は導電性媒体の量を表している。心臓領域の血液量が連続的に変化するように、時間の経過とともに導電性媒体の量が変化する場合、導電性媒体の量の変化は、ニューヨーク州に所在のジョン  ウィレイ  アンド  ソン発行、１９８９年、ゲデス氏等の“生体医用計測適用の原理”（“Ｇｅｄｄｅｓ  ｅｔ  ａｌ  ｉｎ  Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ｏｆ  ａｐｐｌｉｅｄ  ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ”：Ｊｏｈｎ  ＷＩＬＥＹ＆Ｓｏｎｓ，１９８９，Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ）に示された以下の式によりインピーダンスの変化と関連している。
【００３２】
【化５】
2006501903.tif 000005
【００３３】
デルタＶ＝血液量の変化
ｐ＝血液の抵抗
Ｌ＝測定電極の間隔
ＺＢ ＝ベースラインインピーダンス値
デルタＺ＝インピーダンスの変化（１回拍出量に起因する）
インピーダンスカルジオグラフ診断装置で一般的に使用される周波数は通常では７０ｋＨｚ〜１００ｋＨｚとの間で選択されている。
【００３４】
心機能の重要なパラメータは１回拍出量（ＳＶ）（１回の心室収縮中に吐き出される血液量）である。１回拍出量はクビセク氏等の“インピーダンス心拍出量装置の発展と評価”、大気圏と宇宙の医学、１９９６年、第３７巻、第１２０８頁乃至第１２１２頁（Ｋｕｂｉｃｅｋ  ｅｔ  ａｌ．ｉｎ“Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ  ａｎｄ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａｎ  ｉｍｐｅｄａｎｃｅ  ｃａｒｄｉａｃ  ｏｕｔｐｕｔ  ｓｙｓｔｅｍ”，Ａｅｒｏｓｐａｃｅ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，１９６６；３７：１２０８−１２１２）に示されているように式１を決定され得る。１回拍出量は次式で現わされる。
【００３５】
【化６】
2006501903.tif 000006
【００３６】
ここで、ＳＶは１回拍出量
（ｄＺ／ｄｔ）ｍ ａ ｘ は収縮サイクルの始めに測定されるインピーダンスの最大変化率
ＶＥＴ＝左室吐き出し時間を表す。
【００３７】
この技術はヒトに装着された内側電極間の距離の正確な測定と血液の抵抗を求めるために、ヘマトクリット値の測定をも必要とする。このアルゴリズムへの変形は、ヘルンステイン  デー  ピ氏の“胸部電気生体インピーダンス用の１回拍出量の新しい方程式、理論と理性、危機的看護医学、１９８６年、第１４巻、第９０４頁乃至第９０９頁（Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎ  ＤＰ，Ａ  Ｎｅｗ  ｓｔｒｏｋｅ  ｖｏｌｕｍｅ  ｅｑｕａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｔｈｏｒａｃｉｃ  ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｂｉｏ  ｉｍｐｅｄａｎｃｅ：ｔｈｅｏｒｙ  ａｎｄ  ｒａｔｉｏｎａｌｅ”,Ｃｒｉｔｉｃａｌ  Ｃａｒｅ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，  １９８６；１４：９０４，９０９）によって導かれている。現在、インピーダンスカルジオグラフ診断装置の多くがこの関係を利用している。
【００３８】
【化７】
2006501903.tif 000007
【００３９】
ここで、Ｌ´ は計算図表を用いて対象の高さおよび体重から、推定される胸部長である。また、Ｌ´ は血液の抵抗の根拠ともなる。
【００４０】
胸部全体のインピーダンスは対象によって変化する。例示範囲は周波数５０〜１００ｋＨｚ間の周波数で２０〜４８Ωである。心搏周期に起因する胸郭インピーダンスの変化は胸部全体のインピーダンスの約１％である（クリッチレイ  エル  エイ  エッチ氏の“インピーダンスカルジオグラフ診断法、新技術の衝撃”、１９９８年、麻酔、第５６巻、第５７７頁乃至第６８４頁「ＣＲＩＴＣＨＬＥＹ，Ｌ．Ａ．Ｈ．ｉｎ“ｉｍｐｅｄａｎｃｅ  ｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ，ＴＨＥ  ｉｍｐａｃｔ  ｏｆ  Ａ  Ｎｅｗ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ”，１９９８，Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ  ５３：６７７−６８４」）。これは信号とノイズの比が低い非常に弱い信号を導く。
【００４１】
ｄＺ／ｄｔｍ ａ ｘ および心室吐き出し時間の両方を正確に測定しようとする場合に、インピーダンス信号の正確な識別が重要である。前述したとおり現在のシステムではノイズに対する信号の比が非常に低く、これらのパラメータを測定しても正確な値が得られない。患者が動いたり、運動していたりすると、問題はさらに悪化する。信号は刺激によるアーテファクト（人為結果）によってマスクされ得るため、刺激によるアーティファクトを最小に電流注入および記録用電極の正確な位置決めが必要である。
【００４２】
胸郭電気生体インピーダンスの測定における精度に関する最も重要な問題は測定した生体インピーダンス信号の信号処理にある。
【００４３】
生体インピーダンスのデータから１回拍出量を測定する方法は図２に概略的に示されている。多重周波数における一定電流信号が患者の胸部および頚部領域に位置付けされた外側電極対に付加される（工程１）。
【００４４】
信号は２〜２０００ｋＨｚの範囲における多数の周波数が同時に付加される（少なくとも３種類有益的には５種類以上）。オーストラリア標準に準拠する場合、付加される信号は１０ｋＨｚで最大電圧３２Ｖおよび最大電流１００μＡである。この電流の限度は１０００ｋＨｚで１ｍＡの上方しきい値まで増大する。
【００４５】
電位差（電圧）は内側電極対間において測定される（工程２）。得られる信号は電流信号で付加されたそれぞれの周波数を重ね合わせた信号になる。付加された信号と測定した信号は記録され（工程３）、そして各周波数における付加および記録信号を得るために復調される（工程４）。
【００４６】
内側電極対間の距離が測定されそして記録される。患者の身長、体重、年齢、および性別も記録することができる。
【００４７】
適切な復調方法の1つは時間系列データを周波数領域に変換するために高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを使用することにある。その他のデジタルおよびアナログ復調技術は当業者には周知である。
【００４８】
インピーダンスの測定値は測定電圧信号と付加電流信号を比較することによって各周波数における信号から求められる（工程５）。ＦＦＴアルゴリズムは付加された信号と比較した測定信号の位相および振幅を発生させる。この位相および振幅は各周波数における抵抗（Ｘ＝ｚｓｉｎΦ）およびリアクタンス（Ｒ＝ｚｃｏｓΦ）を計算するために使用される。複合インピーダンスＺを得るためには振幅の適切な校正が必要である。
【００４９】
抵抗Ｒ（ｆ）およびリアクタンスＸ（ｆ）は、コールコール（Ｃｏｌｅ−Ｃｏｌｅ）の関係によって依存する周波数である。
【００５０】
【化８】
2006501903.tif 000008
【００５１】
ゼロ周波数Ｚ０ および無限周波数Ｚｉ ｎ ｆ におけるインピーダンスは各周波数で測定された抵抗およびリアクタンスを理論軌跡に適合させることによりコールコールプロット（図３参照）から測定できることが知られている（工程６）。この軌跡はその後Ｘ軸におけるＺ０ およびＺｉ ｎ ｆ を得るために推定される（工程７）。
【００５２】
このプロセス（工程１〜７）は十分なインピーダンスのデータが集められるまで、少なくとも１心拍周期を記録するまで、繰り返す（工程８）。実際には、正確な分析には複数回の心拍周期が必要である。
【００５３】
最後の工程（工程９）では、１回拍出量および／または心機能のその他の状態を測定することにある。これは式３または式４の計算を用いて行われる。得られたデータは図４に例示される方法で都合良く表示される。
【００５４】
インピーダンスはサンプリングの関数として図４の４１でプロットされている。図４のサンプリング速度は１００サンプル／秒であるため、Ｘ軸は２秒間のデータに相当する。
【００５５】
時間との相関関係を示すため、ＥＣＧ４３が記録されかつ表示されている。図４の図形は約２心拍周期を含んでいることが明らかである。中間の図形４２はインピーダンス図形４１の時間微分ｄＺ／ｄｔである。ｄＺ／ｄｔデータは１回拍出量（ＳＶ）および心機能のその他の状態を測定されるために使用される。
【００５６】
図２の方法を実施するのに適した装置が図５に略図的に示されている。信号発生器５１は工程１に関して同時多重周波数における一定電流信号を発生する。電流は患者５０の頚部５０Ａおよび胸部５０Ｂに取付けられた一対の外側電極５６ａと５６ｂを用いて患者５０に供給される。
【００５７】
電圧は工程２に関して一対の内側電極５７ａおよび５７ｂを経由して信号受信機５２によって記録される。デジタルプロセッサ装置５３は信号処理ユニット５４に適当な形状の電流波形および電圧波形を供給するためにデータ処理を行う。信号処理ユニット５４は、図２の方法の工程３〜７を実行する。
【００５８】
１つの実施態様において、信号発生器５１によって発生された信号は固定されている。本発明者は選択可能な複数の周波数を発生させるために、信号発生器５１は制御可能であることが好ましい実施形態であることを認識している。つまり、異なる信号の数および各信号の周波数は選択可能であることが望ましい。選択はデジタルプロセッサ装置５３によって好都合に制御することができる。
【００５９】
インピーダンスのデータは表示および分析ユニット５５によって図４の方法で表示される。分析には図２の工程８および９が含まれる。データは将来の分析に備えて保存することもできる。
【００６０】
信号発生器５１（工程１）の詳細は図６に概略的に示されている。波形発生器６２は選択周波数範囲（２〜２０００ｋＨｚ）の範囲でシヌソイド信号を発生する。信号は電極に供給される交流電流信号を発生させるために広帯域幅電流源６５に付加される。
【００６１】
電流制御装置６３は波形発生器６２からの電流を制御し、そして一定電流を維持する。絶縁変圧器６４は信号発生器５１の何らかの電気的な障害から患者５０を保護する。
【００６２】
外側電極５６ａおよび５６ｂは各種の周波数における電流を患者５０に効率的に供給するための回路を構成する。患者５０に電極５６ａおよび５６ｂの装着を容易にするために、クリップが備えられている（図示せず）。電極５６ａおよび５６ｂは漂遊電流から患者５０を隔離するための遮蔽体も備えている。ケーブルは低電流レベルにおける周波数の範囲を搬送できるに十分な帯域幅を有し、そして容量性漏洩を最小にするために駆動遮蔽体を備えている。
【００６３】
内側電極５７ａおよび５７ｂは外側電極５６ａおよび５６ｂから患者５０の胸部５０ｂの組織を通って加えられる電流によって生じる電位差を測定する。内側電極５７ａおよび５７ｂは心臓に対して反対側に装着するのが好ましい。
【００６４】
内側電極５７ａおよび５７ｂは記録した電圧を増幅するために信号受信機５２の高入力インピーダンス増幅器７４に接続されている（工程２）。増幅器７４からの信号出力は絶縁変圧器７３を通してアナログ／デジタル変換器７２に供給される。好ましくはアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器７２は１４ビット、４チャンネル、チャンネルにつき２．５ＭＳ／ｓのＡ／Ｄ変換器のような高ビット、高速ＡＤ変換器であることが望ましい。デジタル化信号は記録され（工程３）、そしてその後、信号処理ユニット５４に入力される。信号処理ユニット５４は信号発生器５１からの入力も受信する。
【００６５】
インピーダンス信号が復調される前に（工程４）、これらの信号は帯域フィルタ８２およびサンプラー８３を通過する。信号はその後に高速フーリエ変換（ＦＦＴ）プロセッサ８４によりインピーダンス周波数領域に変換される。ＦＦＴプロセッサ８４は、サンプリングされた生体インピーダンスデータの短時間ブロックについてＦＦＴ分析を実行し、そして各時間ブロックにおける各周波数のインピーダンスを測定するためにそれぞれの周波数が分離される。信号は時間変数と周波数変数の２次元関数に変換される。
【００６６】
処理ユニット８５はＦＦＴ周波数信号を受信し、そして測定インピーダンスを校正するために校正係数を用いてアルゴリズムを実行する。本装置の電源および電位電極を校正するために使用する公知のインピーダンス回路の校正カードを備えることができる。処理ユニット８５によって供給される信号はデジタルフィルタ８６によってデジタル式にフィルタリングされる。
【００６７】
心臓活動のカルジオグラフ信号を得るために、心電図（ＥＣＧ）電極（図示せず）が患者５０の胸部５０ｂに装着することもできる。ＥＣＧ信号は信号処理ユニット５４に供給される。ＥＣＧはインピーダンス信号によって供給される情報を増幅させるため心拍周期の電気的なタイミングを測定するために使用される。ＥＣＧ信号は心室の血液吐き出しの前およびその期間中に記録されたデータ時間ブロックを識別することによってデータ分析の時間を短縮する。ＦＦＴ分析が実施される時間は拍動のＲ波のピーク（心室収縮）の直前に始まることが好ましい。
【００６８】
デジタル方式でフィルタリングされた信号は工程６で示されるようにコールコールプロット（８７）上にプロットされる。公知の理論的円形軌跡を適合するために周波数範囲のインピーダンスデータが形成される。ゼロ周波数Ｚ０ および無限周波数Ｚｉ ｎ ｆ におけるインピーダンス値は、インピーダンススペクトルから推定される。図３はコールコールプロットの例である。
【００６９】
Ｚ０ は図３に示したようにＤＣ信号に対する理論的なインピーダンスであり、そして細胞外液体もしくは水分（ＥＣＷ）のインピーダンスに対応している。ＥＣＷのインピーダンス値は時間に関してプロットすることができ、そしてＥＣＧ信号と互いに関連され得る。
【００７０】
コールコール分析８７は時間経過によるインピーダンスＺの変化、心臓の収縮サイクルにおける測定インピーダンスの変化率、インピーダンスパラメータＺ０ （ベースラインインピーダンス）を求めるためのｄＺ／ｄｔ、ｄＺ／ｄｔｍ ａ ｘ およびＬＶＥＴも導き出す。
【００７１】
心拍出量（１回拍出量×心拍数）は前述の工程６および７で得られたパラメータを用いて式３または４のいずれかを計算することにより得られる。式は心臓の１回拍出量の値を提供する。しかし、前述のパラメータは吐き出し分画のような心臓の活動を示すその他の心拍出量パラメータを測定するためにさらに処理され得る。すべてのデジタルデータはデータ保存装置８８に保存することができる。
【００７２】
コールコール分析法が有用であることは明確ではあるが、本発明はこの方法に限定されるものではない。そのほかの技術、例えばボーデ分析、アルガン分析なども適している。
【００７３】
本発明はインピーダンスを測定しかつ各時間ブロックにおいて細胞外液体量（血液量）の変化を算定するために多重周波数を用いて心拍出量を測定するための生体インピーダンス装置を提供する。
【００７４】
本発明は基本的な実施例について説明したが、本発明の範囲および精神を逸脱することなくその他の実施例も考えられ得る。
【００７５】
本発明のインピーダンスカルジオグラフ装置の利点は次のとおりである。
（ｉ）非観血式技術であり、このため、患者のリスクを低減し、痛みおよびストレスを減少させることができる。
（ｉｉ）本装置は携帯可能であり、このため、地方や、隔離されている場所に容易に運ぶことができる。
（ｉｉｉ）本装置の操作に、専門的な技術を必要としない。
（ｉｖ）心電図と共に本装置を使用すれば、患者の完全な心臓の検査になり、また、結果を直ちに得ることができる。
（ｖ）重病患者、老人、子供、または妊婦など、実質的にすべての対象グループに実施することができる。
（ｖｉ）臨床病院においても、一般診療外科においても使用することができる。
（ｖｉｉ）本装置の使用および実施によって国民医療費を劇的に減らすことが期待される。
【図面の簡単な説明】
【００７６】
【図１】生体組織をモデル化する電気回路図である。
【図２】本発明の実施例による生体インピーダンス信号を求めそして細胞外液体を測定するためのプロセスを表すフローチャート図である。
【図３】周波数の範囲に対するインピーダンス信号データのコールコールプロット。
【図４】時間に対するインピーダンスのパターン、インピーダンスパターンの時間微分ｄＺ／ｄｔ、対応するＥＣＧのパターン。
【図５】本発明の実施例に基づき、生体インピーダンス信号を求め、細胞外液を測定するための装置の模式図。
【図６】信号発生器の構成要素のブロックダイアグラム。
【図７】信号受信機の構成要素のブロックダイアグラム。
【図８】信号処理装置の構成要素のブロックダイアグラム。
【符号の説明】
【００７７】
５０      患者
５０ａ    頚部
５０ｂ    胸部
５１      信号発生器
５２      信号受信機
５３      デジタルプロセッサ装置
５４      信号処理ユニット
５５      表示及び分析ユニット
５６ａ    外側電極
５６ｂ    外側電極
５７ａ    内側電極
５７ｂ    内側電極
６２      波形発生器
６３      電流制御装置
６４      絶縁変圧器
６５      広帯域電流源
７２      アナログ／デジタル変換器
７３      絶縁変圧器
７４      増幅器
８２      帯域フィルター
８３      サンプラー
８４      高速フーリエ変換プロセッサ
８５      処理ユニット
８６      デジタルフィルター
８７      コールコール分析
８８      デジタルデータの保存
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【国際調査報告】
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