(57)【要約】肢配線と、胸壁配線とを含むＥＣＧ装置を記述し、それぞれ、心臓の血行力学的活動と血管の機能を検出するために、そして、また、流体平衡を評価するためにも適している。これは、多重チャネルＥＣＧの少なくとも一部の電極が、例えば、電流と電圧、圧力、音の振動、光の物理的な放射と測定のための付加的な実施形態で開発されることと、電極が電流供給と、それぞれ胸郭上部開口での電圧測定のために提供されることと、において達成される。さらに、交流電界が、それぞれの電極の間に形成され、電極間の距離は、イオン導電体として使用される。したがって、従来のＥＣＧの書き込み時に、血液の加速、さらには心拍出量、弁の閉鎖と開放、および個々の循環部の力学、例えば、脈波通過時間、体の部位における血流で体組成なども登録することができ、ルーチンＥＣＧにより同時に出力できる。【選択図】図２
2016511032.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも肢部電極を有するＥＣＧ装置において、
少なくとも１つの電極は、特に電流、電圧、圧力、音、光、温度、位置の、追加の物理的な信号を、放射および／または受信するように設計され、前記電極は、人体において、互いに離間されて配置されるように設計されて、互いの間に交流電界を形成し、
胸郭上部開口、特に、頭部、頸部、頸部の背面、肩部、または腕部に配置可能な交流電流の供給および／または測定のために設計された少なくとも１つの電極を有し、
心臓に近位の少なくとも１つの部位と、心臓から遠位の少なくとも１つの部位とにおいて、心拍によるインピーダンスの変化も記録するようになされたことを特徴とするＥＣＧ装置。
【請求項２】
前記電極は、身体におけるイオン導電性を誘導するように設計されていることを特徴とする請求項１記載のＥＣＧ装置。
【請求項３】
前記ＥＣＧ装置は、ウィルソンにしたがった胸壁電極を含むことを特徴とする請求項１または２のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項４】
前記電極の配線は、電流供給が前記上部身体開口における電極と、遠位脚部電極との間で発生するように、ならびに、心拍によるインピーダンスの変化およびインピーダンスの測定が、前記上部身体開口における電極と、他の脚部上の遠位脚部電極との間で、または、両脚上の遠位脚部電極の間で発生するようになされていることを特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項５】
前記電極の配線は、それぞれが１本の脚部上にある２つの遠位脚部電極の間で電流供給が行われ、心拍によるインピーダンスの変化およびインピーダンスの測定は、前記上部身体開口における電極と、それぞれの場合において交互に１本の遠位脚部電極との間で行われるようになされていることを特徴とする請求項１ないし４記載のＥＣＧ装置。
【請求項６】
肢部電極は、上肢部に配置されることを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項７】
胸部開口における電極は共通キャリア（３７、３７ａ）上の双電極（１、３）として設計されることを特徴とする請求項１ないし６のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項８】
結合インピーダンス電極を形成し、そして分離させるために、前記電極に対する電流供給を交流にし、および／または、前記ＥＣＧ電極の少なくともいくつかのものを相互接続させるスイッチング装置（２）、例えば、マルチプレクサ（２）を有することを特徴とする請求項１ないし７のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項９】
交流電流は、いくつかの周波数において、好ましくは、１と１０ｋＨｚの間、３０と２００ｋＨｚの間、および、２００と１０００ｋＨｚの間において、前記電極に供給可能であることを特徴とする請求項１ないし８のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１０】
前記スイッチング装置（２）は、下肢部の電極、および、前記胸郭上部開口の電極に電流を供給し、前記インピーダンスの測定は、前記胸郭上部開口の電極と胸郭下部開口において配置可能な電極との間で行われ、
前記胸郭下部開口の前記電極は、好ましくは胸壁電極（Ｖ３−Ｖ６、Ｖ３ｒ−Ｖ６ｒ）として使用可能である請求項８または９記載のＥＣＧ装置。
【請求項１１】
少なくとも１つの電極本体（１１）、好ましくはいくつかの電極本体（１１）は、追加的な物理的測定信号に対するセンサーとして、例えば、機械的振動センサー（９）、特に、マイクロフォン（９ａ）もしくは加速度計（９ｂ）として、または、光センサー（８）、温度センサー（３５）もしくは位置センサー（３６）、あるいは光源（７）として設計されることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１２】
前記電極本体（１１）内にリセスが設けられ、前記機械式センサー（９）は、電気的導電性電極（２３）の反対側に非対称的に前記リセス中に収容されることを特徴とする請求項１１に記載のＥＣＧ装置。
【請求項１３】
前記機械式センサー（９）により提供される前記出力信号の評価のために、少なくとも１つの、好ましくは少なくとも２つの周波数フィルターが設けられ、少なくとも１つの、好ましくは少なくとも２つの前記出力信号のフィルターされた周波数範囲が個別に解析され、前記フィルターは、５０と１０００Ｈｚの間の周波数帯域を有する帯域通過フィルターとして、また、０．１Ｈｚと７０Ｈｚの間の周波数帯域を有する帯域通過フィルターとして設計されることを特徴とする請求項１１または１２記載のＥＣＧ装置。
【請求項１４】
少なくとも２つの機械式センサー（９）は、胸壁電極中に収容され、オプション的に、前記電極（例えば、Ｖ４ｒ、Ｖ５ｒ、Ｖ６ｒ）のうちの１つの信号は、他の胸壁電極（Ｖ１からＶ６）から得られた信号を訂正するために使用されることを特徴とする請求項１１ないし１３のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１５】
前記ＥＣＧ装置は、前記電極センサーによって決定された胸部および／または脚部におけるｄＺ／ｄｔから、ならびに／あるいは前記センサーによって取得された物理的測定信号から、収縮期および／または拡張期の機能および／または異常を計算して表示することを特徴とする請求項１ないし１４のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１６】
前記ＥＣＧ装置は、物理的性能、例えば、ＶＯ２ｍａｘ、最大ワット数を、回帰式とニューラル・ネットワークのそれぞれによって演算的に推定することを特徴とし、前記物理的性能は標準のパーセントにおいて、また、測定されたパラメータ、例えば、ＰＥＰ、ＬＶＥＴ、ｄＺ／ｄｔ ｍａｘからの最大負荷なしで、前記加速度計の前記パラメータ、例えば、Ａ２Ｏ、例えば、筋肉量から推定される、請求項１１ないし１５のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１７】
第１のプラグインコネクタ（２５、２６）、第２のプラグインコネクタ（４４）、および機械式センサー（９、９ａ、９ｂ）は、前記電極本体（１１）中に収容されることを特徴とする請求項１１ないし１６のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１８】
少なくともいくつかの前記電極は、真空電極として設計され、オプション的に、検出された物理的信号、例えば、機械的、音、電気的、または光の信号に関して、吸着電極における減圧のレベルを制御および／または最適化する装置が提供されることを特徴とする請求項１ないし１７のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１９】
テンプレート測定曲線を形成するために、前記電極によって検出されたいくつかの測定曲線が、演算ユニットによって、互いの上部に置かれることを特徴とする請求項１ないし１８のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２０】
前記ＥＣＧ装置は、少なくとも２つの身体部位において、心拍によりインピーダンスの変化を測定し、前記測定から、およびオプション的に、追加的な細胞外容量の測定から、例えば、体内総水分量に対する細胞外水分量の比、もしくは、細胞内水分量に対する細胞外水分量の比から、心拍出量と心不全のレベル、および／または心筋細胞の生体力学的ストレスのための生化学的パラメータ、および/または水の蓄積、および/または心房性ナトリウム利尿ペプチドの１つ、例えば、ＢＮＰ、ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ、またはアドレノメデュリンを計算することを特徴とする請求項１ないし１９のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２１】
演算ユニットは、心臓に近位および／または心臓から遠位の部位に対して、あるいは、全身に対して、それぞれ、低周波数および高周波数での部位インピーダンスから、それぞれの場合において全体重に基づいた、体脂肪率、体内総水分率（ＴＢＷ）、または除脂肪体重（ＬＢＭ）のパラメータと、細胞外水分量（ＥＣＷ）のパラメータとの関係、例えば、ＥＣＷ／ＴＢＷまたはＥＣＷ／ＩＣＷ比を計算し、標準値および／または回帰直線との関係における前記比を表示することを特徴とする請求項１ないし２０のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２２】
前記決定され、計算されたデータを記憶するためのメモリ（４０ａ）が設けられ、収集された電気的および物理的パラメータの現在の値と従前の値が数値としてディスプレイに時間にわたって、または、標準パネルにより視覚的に図示され、ならびに／あるいはプリンターにおいて印刷され、いくつかの測定期間が提供される場合、前記測定期間の結果は、好ましくは、別個の検査の間に傾向として視覚的に表示され、繰り返される実験の場合には、時間中の後の点において、異なる実験の測定期間はオーバーレイされ、時間表示とともに視覚的に図示されることを特徴とする請求項１ないし２１のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２３】
前記電極本体は、容易に取り外し可能な接合、例えば、押しボタン接合（４５）により提供され、接着電極（４６）またはクランプ電極（１）、または弾性バンド電極として設計される電極に配線され、前記電極本体は、吸着カップ（１５）に挿入され得ることを特徴とする請求項１ないし２２のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２４】
少なくとも１つの電気的導電性電極（２３）は、膨張可能カフ、機械式センサー（９）、例えば、加速度計（９ｂ）または圧力計を備えており、前記機械式センサー（９）の下に動脈が配置されるように開発され、前記機械式センサー（９）は、好ましくは、泡で満たされた液体（４２ａ）の中に設けられることを特徴とする請求項１ないし２３のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２５】
心臓に近位、および心臓から遠位のいくつかの部位、例えば、胸部、腹部、両脚、片脚部位に連続して位置する細胞外空間と細胞内空間のそれぞれと、体内総水分率との比に対するパラメータが計算され、データインターフェイスに表示または出力されることを特徴とする請求項１ないし２４のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２６】
胴体の下端に、または大腿部の近位の領域に配置可能な双電極を有し、前記双電極は、電流供給、ＥＣＧ記録、およびインピーダンス測定のために働く請求項１ないし２５のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２７】
弾力的に結合された電極の分岐を有し、分岐の１つは電流供給（３９ａ）、もう１つの分岐はＥＣＧの分岐、およびインピーダンス測定電極（３９ｂ）として開発され、２つの分岐の距離が、身体に適用された状態でのイオン導電体(４０)として開発されたことを特徴とする請求項１ないし２６のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、少なくとも肢部電極を有するＥＣＧ装置に関する。
【０００２】
外部のアクセプタにより、心臓の機械的動作と、血管の機能とをそれぞれ記録するための様々な試みが行われてきた。これらの方法が広く受け入れられてこなかった事実に対する主要な理由は、それらが十分に正確でなかったり、同時に、それらが保険会社の返還になり得ないということであり、医者は追加の資金調達がなされない検査方法を、彼らの医療や病院にそれぞれ導入するための時間をほとんど持てないからである。
【０００３】
本発明の目的は、上記の検査に対する支持の欠如や、保険会社による不十分な金銭的補償や、上記の検査における従来のＥＣＧ測定に加えて、医療スタッフに要求される追加の仕事量の不利益を克服した多重チャネルＥＣＧ装置を提供することである。更に、人体の心臓の機械的動作、および／または血管の機能を、担当者による任意の特定の動作が実行されることなく、また、検査される患者によって気付かれることなく検出できるようにすることである。特許ＡＴ５０２９２１において、この方向性における最初のステップは既に踏み出されたが、本発明はＡＴ５０２９２１にさらなる重要な改善をもたらすものである。本発明の目的は、例えば、多重周波数インピーダンスや、異なる周波数におけるサブコンポーネントの有効抵抗、リアクタンス性インピーダンス、および位相角度の解析、及び、心臓活動（例えば、Ｚ０、ｄＺ、ｄＺ／ｄｔｍａｘ）によるインピーダンス変化の解析ために、可能ならば既存のＥＣＧ電極だけを使用すること、さらには、様々なさらなる目的のために、機械、音響、光および温度の測定を出来るだけ少ない電極の追加で動作できるようにすることである。本発明によると、例えば、心音図、心尖拍動図、脈波通過時間、および／または、脈波解析は、電極にさらに取り付けられたセンサーによって測定されて、記録される。さらに、酸素飽和の測定や、例えばＰＥＰ、ＬＶＥＴ、Ａ２Ｏのような循環時間、および、体区画の正確な確認は、部位ごとのインピーダンス解析等を使用して実行することができる。
【背景技術】
【０００４】
心音図センサーとＥＣＧセンサーの組合せが少なくとも１９８６年から知られている（リトル、ＵＳ４６２８９３９、１９８６年）のと同様に、吸着装置と心音図センサーの組合せは、何十年にもわたって知られている（例えばバートランドＣＡらの血液循環８：４９〜５７ページ、１９５６年）。例えば、ベルの両端に設けられたＥＣＧのための電極を持つ電子聴診器も（ワトソン、ＵＳ２００１００３００７７、２００１年）に記述されている。ＵＳ７１１０８０４には、導電性ゲルを使用して空洞中でフォノセンサーと結合されたＥＣＧ電極についてバウアーが開示している。バウアーの応用であるＷＯ ２００６０２０７６４ Ａ３には、音響電気変換器が配置される吸着カップが開示されている。
【０００５】
ＷＯ ２００８/０３１０３０（バートニク）は、インピーダンス信号から生じる第１の曲線形から、心エコー検査法によって、または、脈波、もしくはパルスオキシメーターから得られる第２の曲線形を減算することによって、収縮期の時間間隔の生成を開示する。
【０００６】
ＵＳ２００５／００３３１９０（バウアー）は、ＥＣＧ電極における多軸加速度計を記述する。ＵＳ２００５／０２７３０１５（バウアー）は、ＥＣＧ電極のマイクロフォンのための真空チャンバを記述する。ＵＳ２００９／０２２７８８６（バウアー）は、音響センサーの共振周波数の近くで、連続的に「振動する」刺激を記述する。米国意匠特許ＵＳ Ｄ６７５７３８は、マイクロフォンを電極から切り離すことができる電極デザインを記述する。
【０００７】
ＷＯ ２００６０６３２５５Ａ２（バーンスタイン）は、胸部より上の、または、上腕動脈より上のインピーダンス信号からのストローク量の決定を開示する。
【０００８】
ＵＳ２０１３／００９６４４８（ブルックス）は、音響チャンバを有する共通キャリア上で結合されたＥＣＧ、ＩＣＧ、およびフォノ電極を記述する。これに対して、本発明では音響チャンバを何等必要としない。
【０００９】
ＵＳ８５２１２６４とＵＳ２０１０／０３２４４０４の文献は、すべて胸部に置かれる最大３つの結合されたＥＣＧ−ＩＣＧ電極の使用を記述する。
【００１０】
ＵＳ６３３９７２２（ヘーザー）は、心臓の活動に関する情報を得るために、胸部が２つの周波数において、２つの異なる測定距離を有する部位から測定されることを示唆する。ＵＳ６５６０４８１（ヘーザー）において、鎖骨より上の、また、胸骨の下の体の左側のインピーダンス測定のための電極位置が記述されている。ＵＳ７９０４１４１（オシプカ）では、ＬＶＥＴがインピーダンスの２つの測定値から、または、圧平眼圧測定から計算される。
【００１１】
ＵＳ ４８０７６３８（シュラーメク）とＷＯ８９／０３６５６Ａ１は、心臓より上部の、および末梢部の、２つのインピーダンス心拍動記録を用いて、血圧が計算されることを示唆している。
【発明の概要】
【００１２】
上記の刊行物に対して、本発明は、新しい生理的知見から、既存の多重チャネルＥＣＧ装置を使用して、上半身開口部での少なくとも１つの単電極によって、複雑な流体循環解析を行うことを可能にする。発明者の知見は、とりわけ、胸部上でのインピーダンス曲線の測定に加えて、心臓から遠位の肢のインピーダンス曲線の利用が、非常によりよく心拍出量と心臓の線維電圧の測定を可能にすることを意味しそれゆえに、また、例えば、ＢＮＰとその派生物のパラメータのような生化学パラメータを評価するのに最適である。さらに、心臓の近位と心臓の遠位に連続的に位置する体の部位において、少なくとも２つの周波数でインピーダンスを測定することが、流体オーバーロードのための、または、脱水症状のための良好なパラメータを提供すること、身体を６つの部位、すなわち、両腕部、両脚部、胸部、および腹部に断片化することによって、全身ＴＢＷ、ＥＣＷ、およびＩＣＷが良好に推定できること、およびそれらのパラメータが心拍出量と生化学心臓パラメータの測定に飛躍的に貢献することを発明者は理解している。胸部は心臓に近位の部位と呼ばれ、腹部と肢部は心臓から遠位の部位と呼ばれる。仮に、胸部と腹部が共同部位として検査されるならば、それらは心臓の近位の共同部位とみなされる。さらに、部位のインピーダンスを基に予測される体脂肪率、または体脂肪量（ＦＭ）、または体内水分率＝体内総水分量（ＴＢＷ）の関係、細胞外水分量（ＥＣＷ）と細胞内水分量（ＩＣＷ）との比率、すなわち、ＥＣＷ／ＩＣＷ比率、または、ＥＣＷ／ＴＢＷ比率に対する、総体重、もしくは「除脂肪体重」（ＬＢＭ）が、体の部位における、または全身における、体の水分過剰または水分不足に依存していることを発明者は初めて知見した。さらにまた、本発明を用いて、交流電界が及ばない体の部分をイオン導電体として使用することで方法のさらなる簡略化が可能で、電極、特に、２つに分れ伸縮自在に結合された分岐により形成されたクランプ電極の使用が可能となる。
【００１３】
以下において、頸部の領域、頸部の背面、頭部、肩部、および腕部、望ましくは上腕とともに、電極位置Ｖ１、Ｖ２を、胸郭上部開口として呼ぶことにし、下部肋骨アーチ、剣状突起、すなわち、ＥＣＧの胸壁電極を取り付けるための、通常の領域、例えばＶ４からＶ６や、例えばＶ４ｒからＶ６ｒとともに、胸椎と腰椎の間の境界を、胸郭下部開口として呼ぶこととする。骨盤の領域、臀部と近位の大腿部は、胴の下端としてみなされる。
【００１４】
以下に、図面を参照して、例示的な実施形態に基づき、本発明をさらに詳細に説明する。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】図１は、従来の多重チャネルＥＣＧと付加される電極の導線を示す。
【図２】図２ａからｌは、交流電源による電流供給の場所により場所人体に電界が形成される様子を概略的に示す。
【図３ａ】図３ａは、ＥＣＧとともに、心臓の機械的活動を記録することができるようにするための、電極の実施形態を示す。
【図３ｂ】図３ｂは、ＥＣＧとともに、心臓の機械的活動を記録することができるようにするための、電極のさらなる実施形態を示す。
【図４】図４は、本発明にしたがった吸着電極を示す。
【図５】図５は、本発明にしたがった吸着電極のさらなる実施形態を示す。
【図６】図６は、本発明にしたがった電極構成のさらなる実施形態を示す。
【図７】図７は、ＥＣＧの記録、および追加の物理的パラメータの出力および登録のための、共通電極のさらなる実施形態を示す。
【図８】図８は、押しボタン接合を有する一般的な電極を断面図で概略的に示す。
【図９】図９は、健康な人と病気の人の本発明を使用した測定結果を示す。
【図１０】図１０は、健康な人と病気の人の本発明を使用した測定結果を示す。
【図１１】図１１は、健康な人と病気の人の本発明を使用した測定結果を示す。
【図１２】図１２は、健康な人と病気の人の本発明を使用した測定結果を示す。
【図１３】図１３は、健康な人と病気の人の本発明を使用した測定結果を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
図１は、例えば、双極クランプ電極１として設計された双極電力１と、双極他方、流体平衡を調べるための胸壁導線（Ｖ１−Ｖ６、おそらくＶ４ｒ−Ｖ６ｒによって補われる）として知られている肢部電極からなる従来の多重チャネルＥＣＧの導線とを示し、個々の電極が電気または電子スイッチ２、例えば、マルチプレクサ２によって相互接続可能であり、それぞれ個別にも測定可能であり、電流供給電極および／またはインピーダンス測定電極として開発することができる。これに関し、半身の腕部電極６、近位の脚部の電極４、および遠位の脚部の電極５の詳細を、図１の左側の詳細な図面において矢印とともに示した。明瞭さのために、あらゆる図面中において、電極からの複数の電気配線３１を個別の線としてのみ描いた。単極または双極の頸部電極３を一つだけ追加し、マルチプレクサ２によって、一方にＶ４からＶ６を、他方にＶ４ｒからＶ６ｒを、相互接続することによって、インピーダンス測定を使用して、心拍（例えば、ｄＺ、ｄＺ／ｄｔ、ｄＺ／ｄｔ ｍａｘ）により、そのインピーダンス（ｚ０）と流体内容の変化に関して胸部を詳しく調べられることができる。明白であるように、例として、インピーダンス測定のための電極は、慣習的に手足には取り付けられていないが、遠位の前腕とともに、遠位の脛部には取り付けられている。双極の電極は、外部に位置する供給電極と内部に位置する測定電極を使ってインピーダンスの４点測定のために特に便利である。共通キャリア３７、３７ａへの収容は、取扱いを容易にするが、必ずしも要求されるわけではない。これに対する電流は、例えば、胸郭上部開口（頸部の背面、頭部のそれぞれ、または、肩部は、頸部電極を置くためにまた想定されるかもしれない）と腕部電極６との間、あるいは、近位の脚部の電極４、および／または遠位の脚部の電極５との間に流してもよい。双極頸部電極３とＶ４からＶ６の間の距離を測定して、左胸部の電気的インピーダンス、または、有効抵抗およびリアクタンス性インピーダンスをそれぞれ調べることができ、頸部電極３とＶ４ｒからＶ６ｒの間の距離を測定して、胸部の右半分の電気的インピーダンス、または、有効抵抗およびリアクタンス性インピーダンスをそれぞれ調べることができる。
【００１７】
このようにして、例えば胸水による胸部の左半分又は右半分の流体蓄積、あるいは、例えば、肺炎、無気肺または肺水腫の結果としての肺の領域の流体蓄積を、心拍に起因するインピーダンスの変化で検出し得る。また、胸壁電極のそれぞれを単体で使用して、頸部電極３と胸壁電極のうちの１つとの間のインピーダンスを測定することができるが、測定の再現性はもはや良好ではないだろう。これは、電極、例えば、Ｖ４，Ｖ５，Ｖ６が測定用に別個に使用された場合には、結果の平均化が起きるからである。このように、胸部全体のインピーダンスは、相互接続なしで数学的に計算されることもできる。あるいは、頸部電極の代わりに、導線Ｖ１からＶ３のうちの１つまたはいくつかのものを使用して、これらの導線と、導線Ｖ４からＶ６の間のインピーダンスを測定してもよいが、測定距離が非常に短くなるため、信号対雑音比が好ましくないことになるだろう。
【００１８】
上述したように、インピーダンス測定のための電流の導入は、一方で、片腕または両腕の電極６、および／または頸部電極３を介して、他方で、片脚または両脚の近位の電極４、および／または、遠位の電極５（吸着、接着、バンド、またはクランプ電極のいずれか）を介して、ＥＣＧ導線に対して有効に使用される。流体、または、それぞれ、２本の脚の流体変動を個別に調べるために、脚はマルチプレクサ２での相互接続または分離によって個別に、または共同で調べられることができ、また、それぞれ、左右の脚の総インピーダンスは、この場合においても、相互接続なしで計算することができる。有利なことに、腕部電極６はまた、例えば、双電極１としても、特定の場合においては双極クランプ電極１としても設計されることができる。しかし、電気導電体電極２３は図１で示すような双極クランプ電極１と同じ分岐に置かれる必要はないが、２本の電気導電体電極２３のうちの１本は双極のクランプ電極１とは逆の分岐に取り付けるべきである。
【００１９】
肢部、腕、または脚における心拍のインピーダンス変化の追加的な測定は、特に、これが胸部上のインピーダンス変化と共に使われる場合に、心拍の強度に対しての非常に良い評価を得ることが出来る。
【００２０】
頸部電極３、腕部電極６を付加することによって、近位の脚部電極４および遠位の脚部電極５とともに胸壁電極Ｖ３−Ｖ６、および／またはＶ３ｒ−Ｖ６ｒによって、体が６つの部分、すなわち、両腕、胸部、腹部、および、両脚に分けられるので、患者の流体平衡もまた、上記の配置により、良好に識別することができる。また、以下において図２中で言及することになる電極の配線は、近位の脚部電極４を使うことなく、６つの部分への分割を可能にする。解剖学的差異（例えば、空気を満たした肺小穴）によれば、それらが明確に身体組成の計算に組み込まれなければならないので、体の解析のための腹部部位と胸部部位の分離は非常に便利である。これらの個別の部位のそれぞれにおいて、交流電流抵抗（インピーダンス）、または有効抵抗（抵抗）、リアクタンス性インピーダンス（リアクタンス）が、いくつかの周波数において、可能なら全周波数掃引において解析され、ＥＣＷ、ＴＢＷ、および、ＩＣＷが、特に、ＥＣＷ／ＴＢＷまたはＥＣＷ／ＩＣＷの比
が、それらから解析される。少なくとも２つの周波数における部位の解析、例えば、１Ｈｚと１０Ｈｚの間の５Ｈｚ、１００Ｈｚよりも高い周波数、例えば、４００または８００Ｈｚ、あるいは周波数掃引における部位の解析が、特に有効であることが証明されている。なぜならば、このようにすると、検査されている部位の次元とは無関係に、細胞内流体に対する過剰分の割合が決定されるからである。心拍（ｄＺ、ｄＺ／ｄｔ ｍａｘ）でインピーダンス変化を判断するために、およそ４０ｋＨｚの周波数が通常使われる。この４０ｋＨｚまたは同程度の周波数が、血行力学的ＥＣＧ装置でも提供されなければならない。各々の場合における個別の部位への電流供給は、胸部測定の為に、例えば、検査されている部位の外側に位置する電極を通して、双極頸部電極３、または頭部電極、または腕部電極６と、近位の脚部電極４もしくは遠位の脚部電極５のような胸壁電極に対して離れた位置の電極のうちの１つとの間で行われ、一方、腹部部位測定のためには、腕部電極６、および／または頸部電極３と遠位の脚部電極５に供給し、さらに、遠位双極腕部電極６、および頸部電極３に供給することで腕部を測定発生する。測定される胸部部位は、近位の頸部電極と、１つもしくは複数の胸壁電極Ｖ４からＶ６、または、Ｖ４ｒからＶ６ｒの間に位置する。胸部での心拍によるインピーダンス変化を測定するためには、腹部はｄＺ／ｄｔに貢献しないので、近位の脚部電極４が使用されてもよい。簡素化、のためには例えば、近位の脚部電極４を単電極としてもよい。もちろん、通常の徐細動保護もまた想定される。測定モジュールが、患者ケーブルを有する拡張アームが取り付けられる中心ロッドの近くに位置すると想定されるので、患者ケーブルは、拡張アームに沿って延びなければならず、その末端は、使用のために自由に垂れ下がっているべきである。それらがもつれないために、スペーサーが拡張アームの末端に提供されることが示唆され、スペーサーは体におけるそれらの位置に依拠して、患者ケーブルを空間的に切り離す。
【００２１】
さらなる簡略化、例えば、測定の特定の簡略化もまた提供され、ここでは、大腿上の２つの電極は省略されてもよく、体は依然として６つの部分、すなわち、胸部、腹部、２本の脚と腕のそれぞれにおいて、肢部の電極と胸壁の電極だけで解析することができる。多くの場合において、電流供給が別の場所で行われるのであれば、ＥＣＧ電極として単極の電極を測定ポイントに使用しても十分であろう。
【００２２】
図２ａ〜２ｌにおいて、電流供給の場所は交流電源で図示され、さらに、電気的な交流電界３９はドット領域として概略的に示される。測定距離は、ここでは、通常のシンボルＶで示される。続いて、最低限必要とされる電極として、各部分図ａ−ｊには双電極をＤ、単電極をＳとして示す。高い細胞外および細胞内イオン濃度による体の電解質は、交流に対して特に良好な導電体を構成するので、電界が形成されない人体の部分は、電気的導電体４０、より正確にはイオン導電体としてのみ使用される。この点に関し、細胞内水分を通る交流電流の伝導を安全に確実にするべく、心拍によりインピーダンスとその変化を測定するために一般的に用いられる４０ｋＨｚより高い何らかの値を使用することが有用であることが証明されよう。図２は、好ましくはＥＣＧ電極を使用して、さらなる可能性ある電流供給場所と、インピーダンス測定のための場所とを示す。例えば、接地電極（通常は右足の黒い電極）と片腕または両腕が、電流供給のために使用される（図２ａ）。接地電極は、このためにすぐに使用でき、他方、腕部上のＥＣＧ導線電極は電流を供給するのに使用されるべきでないことから双電極は腕部に対して有用であることがわかる（図２ａ）。これに対して、ＥＣＧ電極は、インピーダンス、または、サブコンポーネントの抵抗とリアクタンスを測定するために使われる。ここで、たとえサブコンポーネントと心拍によるインピーダンスの変化（ｄＺ、ｄＺ／ｄｔ ｍａｘとさらなる特徴）がこれによって意味されるとしても、インピーダンスだけが常に言及される。例えば、頸部電極３の間のインピーダンスと、ウィルソンの不関電極にしたがった中央端末としての相互接続のために電極が使用されず、すなわち、電極Ｖ１からＶ６、例えば、Ｖ４からＶ６の１つが、心拍により、インピーダンス、および／または、その変化を測定するために使用されてもよく、この場合において、片腕と片脚だけでも十分であっても、例えば両腕と両脚を介して電流を供給してもよい（図２ｂ）。個別の胸壁電極、すなわち、ウィルソンの不関電極不関電極に対して相互接続することができないものの間のインピーダンスも、測定されてもよい。例えば、Ｖ１とＶ６（Ｖ４またはＶ５もまたあり得る）の間、または、任意に相互接続されたＶ１、Ｖ２の間、あるいは、任意に相互接続されたＶ６、Ｖ６ｒ（Ｖ４ｒとＶ５ｒによるＶ４またはＶ５もまたあり得る）の間で測定されてもよい（図２ａ）。この場合において、電極Ｖ１、Ｖ２は、胸郭上部開口として割り当てられることになる。右室導線は、追加的なオプションにすぎず、心臓の活動の完全な解析と人体の流体分布はこれらなしで実行されてもよい。右室導線は、左の胸部がインピーダンスに関して右の胸部と比較されることができ、同時に、ＥＣＧ中の後壁心筋梗塞の診断が楽になるという利点を有する。Ｎｅｈｂ導線またはフランク導線のような追加的な導線が、同様に可能である。
【００２３】
これらは単に例に過ぎず、ウィルソンの不関電極で相互接続されない、他の電極の相互接続も想定される。ウィルソンの不関電極に対して提供される２つの電極の間に、すなわち左と右の腕の電極６の間に位置する１つだけの単極のさらなる電極を使用して、測定距離がより長くなり、それゆえに、信号対雑音比がより良好になるため、アイントホーフェン導線Ｉ（従来のＥＣＧの赤と黄色の電極）で、心拍によるインピーダンスとその変化は特に正確に測定することができる。この電極は、最終的に頸部３、頸部の背面、胸郭上部開口または頭蓋に位置することになる。この場所のために双電極３を使用することによりおそらく、電流が供給され得るだけでなく、インピーダンスもまた測定できる（図２ｃ）。近位脚部電極４、または遠位脚部電極５において、内部頸部電極と胸壁電極との間で電圧の測定が発生し、これにより、左および右の胸部はＶ５；Ｖ６，Ｖ５ｒ，およびＶ６ｒを相互接続することにより、ならびに／あるいは、例えば、一方でＶ４−Ｖ６を介して、他方でＶ４ｒ−Ｖ６ｒを介して右のみ、左のみでも、全体として測定されるべきであるとする場合、胸部部位を測定するために、一方で外側頸部電極に、および／または他方で腕部電極６において、供給が発生しえる（図２ｃ）。胸部部位を測定するために、（右脚の上の、黒い）接地電極だけによって、または、両脚、すなわち、接地電極とウィルソンの不関電極のために相互接続した３本の電極を通してだけ電流が供給されて、アイントホーフェンにしたがった導線Ｉのために使われないか否かは重要ではない。この理由は、たとえ供給が１つの脚（図２ｃ）を通してだけ起こる場合でも、胴の電界がすでに非常に均質であるということである。胸部の測定は、一方１本の腕への、あるいは片脚または両脚への電流供給により可能でき、電圧の測定は、近位の脚部電極４が提供された場合、それぞれの反対側の腕と胸壁電極の間で可能である（図２ｉ）。この場合において、図２ｉの反対側の腕部は、電流導電体としてのみ動作するだろう。これに対して、胸部の心拍による容量変化と、肢部の容量変化との間の分化が可能でないために、頸部電極３と遠位の脚部電極５との間での胸部上のｄｚ／ｄｔの測定は不都合である。しかしながら、さらに、細胞内外の流体の割合を考慮に入れる場合に、胸部における、および肢部における容量変化、例えばｄｚ／ｄｔｍａｘの測定は、心拍出量を評価することに特に適している。これらの３つの複合パラメータから、心拍出量の制限または改善が、特に良好に検出し得る。
【００２４】
腹部測定のためには、片腕または両腕の電極６（代わりに、一方で頸部の電極）と遠位の脚部電極５のうちの１つの間の電流供給が可能であり、１つまたは複数の相互接続された胸壁電極と電流供給に対して想定されていないそれぞれ反対側の近位の脚部電極４または遠位の脚部電極５との間のインピーダンス測定が可能である（例えば、図２ｄ）。腹部を測定するために、例えば、片脚と片腕もしくは両腕との間に電流を供給してもよく、電圧の測定は、それぞれの場合において、反対側の脚部と胸壁の電極の間において可能である。脚部部位を測定するためには、例えば、常に、２つの遠位の脚部電極５のうちの外側の電極の間で電流供給が行われ、インピーダンス測定は、それぞれの場合において、検査されている脚の内側の遠位の脚部電極５と胸壁および／または頸部および／または腕部電極６の間で可能である（例えば、図２ｇ）。さらに、腕部を測定するために、外側腕部電極６と外側頸部電極３の間で電流がこのように供給されてもよく、電圧は、内側頸部電極と内側腕部電極６の間で放電される（図２ｅ）。これは鏡像化および類似の方法において左腕の測定に応用され、当然ながら他の供給点もまた可能である。腕部及び胸部のさらなる測定を図２ｊに図示した。おそらくは頸部電極３も省略することができ、さらなる単純化が可能である。腕部部位を測定する目的で、対象の腕を解析するために、両腕の間で電流は供給され、電圧は、前記腕と、胸壁電極Ｖ４からＶ６、またはＶ４ｒからＶ６ｒ、または近位の脚部電極４もしくは遠位の脚部電極５の間で測定されることになる。図２ａから２ｌの異なる組み合わせが可能であることは明らかである。近位の脚部電極４が省略される場合、図２ｇと２ｈの供給を組み合わせることにより、特に実用的で好ましい形態が可能となる。このようにする際に、図２ｇに示したように、脚部を測定するために、頸部電極またはいくつかの胸壁電極を代わりに使用してもよい。図２ｇにおいて、（図示していないが）脚部のインピーダンス測定のために、脚部とともに、腕部もまた使用してもよい。一方、遠位の脚部電極５と体の上半分に位置する電極のうちの１つとの間に交流電流を供給することも可能であり、これにより、１本の脚だけに交流電流が流れることになり、他方の脚は電気的イオン導電体４０として使用されるだろう（図２ｊおよび図２ｋ）。このようにして、６つの部位のそれぞれのものを解析することが、頸部電極の有無にかかわらず、肢部電極と胸壁電極を用いるだけで可能となる。しかしながら、測定の精度は、頸部電極３と近位の脚部電極４を追加的に使用することによって、さらに改善することができる。最初の検査に対して、特に対象となる肢部電極と胸壁電極を有する完全なＥＣＧは、肢部導線についての情報で心臓病がないことが分るであろう。このように、上体開口部（例えば、頸部電極３、肩部電極６ａ）における電極と、遠位の脚部電極の間で電流が供給され、頸部電極と他の脚の遠位電極の間でインピーダンスが測定されるならば、心臓に近い部位のｄｚとｄｚ／ｄｔを測定することができる（図２ｆ）。２つの遠位の脚部電極５の間に電流が供給され、胸郭上部開口の電極または胸壁電極と、遠位の脚部電極との間でインピーダンスが測定された場合、心臓から遠い部位のｄｚとｄｚ／ｄｔを測定することができる（図２ｇ）。アイントホーフェンに従う導線Ｉのための右と左腕の間の肢部電極が、肩部電極６ａとして設計されるならば、胸郭上部開口でインピーダンスを測定する機能をこれらの電極に仮定することもでき、頸部電極３は電流供給のための単電極としてのみ設計されることができ、それぞれ、遠位の腕部電極は当然ながら省略されてもよく（図２ｋ）、それによって、体容積の約７％しか占めない腕部の解析は、もはや必要としない。この配置は、エルゴメーター負荷のためにも特に合理的である。図２ｌは、胸郭上部開口、すなわち両方の肩の上における双電極（例えば、接着または吸着電極）の配置を示し、一方でこれを介して、肢部導線のＥＣＧ書き込みが起き、インピーダンス測定のための電流がこれらの場所において供給され得る。これは、従来のＥＣＧに対する小規模改訂の１つである。図２ａ〜２ｌの異なる変形の組合せが、当然ながら想定される。この点に関し、インピーダンス測定の結果が電流供給と電圧測定の位置にかなり依存し、この理由のために共通キャリア上の双電極は有利であることが強調される。電極、例えば胸壁電極を相互接続しないこと、図８においては明瞭さのために、これらの測定距離のうちの１つだけが常に表示されているとは言え、それぞれの場合において個別に、頸部からＶ４，Ｖ５，Ｖ６へと心拍によりインピーダンス測定とその変動を測定することや、測定値を平均することによって、さらに正確な結果を得ることが有利であることが再び強調される。図２ｅに示したように、特に運動力測定のために、そして、同時に心拍による胸部インピーダンス（ｄＺとｄＺ／ｄｔ ｍａｘのそれぞれ）の変更のために、主にアドレナリンによって引き起こされる運動力測定における心臓の加速変化を検出するために、（腕部および脚部電極５の代わりに）肢部導線は、最大４つの双電極、または、そうでなければ背面の単電極とともに実装することができる。このようにして、いわば、ｄＺまたはｄＺ／ｄｔ ｍａｘにおける増加が健康な人よりも明白でない場合に、従来の運動力測定の感度をさらに増加させることができる。運動力測定のために用いられる胸壁電極は、当然ながら、図２ｅのこの背面図の中では不可視である。供給電極が頸部上で使われる場合、背面の下端の双電極は最小限のものとして十分であり、供給のための頸部電極がなくなっている場合、背面の胸郭上部開口の１つまたは２つの双極の電極はまた、この目的のために使われてもよい。したがって、腕部と脚部は自由に動かすことができる。図２ｅには腕の測定もまた表示されているが、これは、背面の測定と同時には発生しない。
【００２５】
説明した図面では、例えば、２点測定も想定されるが、外部的に位置する電流と内部的に位置する電圧電極を有する４点測定の原則が実装される。示した例をさらに修正してもよいことが理解され、インピーダンスの消散が電流の印加から離れて発生するときはいつでも、それぞれの印加または消散の位置において、単極の電極で十分であることが理解される。また、異なる供給ポイント、例えば、頸部および腕部の組み合わせが、例えば、胸部上の電界をより均質にさせることになる。電界は、示したように均質にすることはできないことも明白である。
【００２６】
図１、図３から図８に示したように、クランプ電極１、弾性吸着カップ１５、または接着電極４６の電極本体１１上に、例えば、温度センサー３５のような追加のセンサーも、または、例えば、ＬＥＤおよび光センサー８のような光源も収容することが可能である。ＬＥＤ７は、例えば、光センサー８と反対側に、例えば、クランプ電極の反対の分岐に取り付けることができる（図１）。光源７と、光センサー８は、並んで位置させることもでき、動脈血化された血を通しての光の反射とその波動を測定できる。この場合において、また、一方で吸着電極があってもよく、他方で、クランプ電極または弾性ヒモが電極を周知の方法で固定するために使用されてもよい。電極Ｉ、ＩＩ、およびＩＩＩはウィルソンの不関電極に、および接地電極にそれぞれ相互接続することができるので、これは、電極Ｉ、ＩＩ、およびＩＩＩに適用される。この場合においても、機械式センサー９、例えば、加速度計９ｂが、胸部の外部での心拍により、血流の衝撃波、血流、および、容量変化を記録するために、また、ｚ０、ｄＺ、およびｄＺ／ｄｔ ｍａｘの変化を記録するのと同時に脈波も記録するために、役に立つことがわかる。このようにして、例えば、循環器障害を簡単に発見することができ、そして、それぞれ、個々の電極の間の脈波速度もまた測定することができる。電極本体１１の分量が少ない場合、例えば、胸壁電極の場合には、加速度計は、例えば、電極本体１１に固定的に接合することができ、電極本体１１の質量が大きい場合、例えば、クランプ電極１の場合には、例えば、膜１３を介して電極上に機械式センサー８を移動可能に取り付けることが有利である。電極本体１１の質量が第一に少ないことから、接着電極４６、例えば、点接着電極４６で、または、バンド接着電極で、または、弾性バンドで低く保持される電極では、この問題が起こらないものと理解される。温度センサー３５では、例えば、異なる電極位置の間での温度の差異は、例えば、循環器障害によって引き起こされるので、これらを自動的に検出してもよい。位置センサー３６では、例えば、電磁気ベースで、それぞれ、循環時間、または、無線干渉測定、または、三角測量の測定により、別個のセンサー間の距離、または、空間中におけるセンサーの位置がまた検出し得る。頸部電極３または胸壁電極Ｖ１−Ｖ６またはＶ１−Ｖ６ｒから、対象となる近位の脚電極４、または、遠位の脚電極５までの距離が、機械式センサー９の脈波通過時間、またはインピーダンス測定の支援による容量波循環時間または光センサー８を用いた血流循環時間を自動的に検出するためのものであり、距離測定はまた部位の長さに対するインピーダンス値の正規化を支援する。
【００２７】
追加的に取り付けられた圧力変更可能な膨張式のカフ１０によって、血流中の特定の狭窄または障害も識別することができ、ここで例えば、血流中に狭窄が存在する場合、健康な状態におけるよりも低いカフ圧力においてのみ、脈波または容量波が出現する。すべてのこれらの記録が、通常のＥＣＧの実現の間に、同じ時間内に起こるので、機械的心臓活動と血管の機能に関するさらなる大量の情報を、それぞれ、例えば、リズムストリップの記録の間に取得することができる。すべての示された電極は、接着性電極４６、吸着電極、またはクランプ電極として設計されてもよく、弾性バンドによって体に固定されてもよい。例えば、図１の中の頸部電極は、共通キャリア３７、例えば、共通接着フィルム３７ａ上の双極のスポット電極３として設計される。頸部電極３が頸静脈より上に取り付けられる場合、静脈パルス曲線も記録することができる。これは、例えば、心臓麻痺と心膜炎の場合に役に立つことがわかる。また、いくつかの相互接続したスポット電極は、左側と右側の首に、簡単に取り付けることができる。いくつかのセンサーが電極に取り付けられる場合、電極に対するいくつかの電気的供給線、潜在的には、ケーブルの移動性を制限するかもしれない選別された供給線が要求される。これを予防するために、取得された信号を、無線通信を介して、さらなる評価のためにＥＬＭＩＴ２７、およびＣＰＵ２７に対して送信することができる。ＥＣＧ電極の外側にも、追加的センサーが取り付けられることが想定される。したがって、光エミッターと、光センサーが、例えば、パルスオキシメーター３８の形態で、少なくとも１つの領域において、酸素飽和と脈波、また、脈波の形状を解析することが想定される。腕部、大腿部、または、脛部に配置される、少なくとも１つの膨張可能カフとの組み合わせで、血流、またはこれらの障害は、さまざまな肢において、例えば、足関節・上腕血圧指数の形態でも知られた方法で、解析されることができる。
【００２８】
また、心音図または、それぞれ、機械的励起を記録するのに適切な、胸壁における１つあるいは複数の電極、すなわち、ウィルソンの不関電極に対して相互接続されない電極で、従来のＥＣＧのさらなる改善が達成される。例えば、くさびクッションで容易にされることができる、およそ３０度の左側位置が、最適の信号のために役立つことが分かる。
【００２９】
この文脈において、ＥＣＧに加えて、また、心臓の機械的活動を記録するために、これらの電極がどのように設計されなければならないかを、図３に示した。符号１１により、電極本体１１は、対称的または非対称に、おおよそ円形、または、卵型であり、その内部に機械式センサー９、例えば、加速度センサー９ｂが収容されるよう特徴付けられる。前記機械式センサー９は、例えば、加速度計９ｂであってもよく、図３の上部及び下部に示したように、連続的な電気導電体電極２３によって、完全に覆われていてもよい。他方、機械式センサー９、例えば、加速度計９ｂは、図３の右の中心において示すように、例えば、電極本体１１の質量による減衰を経験しないように、電気導電体電極２３のうちの開口部２４内に、できるだけ少ない減衰効果とともに、可撓膜１３に取り付けられる。前記加速度計９ｂは、例えば、心尖拍動、心音図、または、例えば、心音と心雑音のような心臓から発せられる音振動を記録することができる。いくつかの機械式センサー９が異なる胸壁電極Ｖ１−Ｖ６内に取り付けられる場合に、例えば心臓発作の後に、心臓の機能しない領域の結果として発展したかもしれない１つのセクタから別のセクタへの心臓の動きの減速もまた、記録することができる。心音図のために、そして、心臓の動きを記録するのに機械式センサー９、例えば、加速度計９ｂを使用可能にするために、少なくとも１つの電子的フィルターが、信号を処理するために提供されなければならない。心音図を記録するために、一方で約５０〜７０Ｈｚ望ましくは約７０Ｈｚと、他方で約１０００Ｈｚとの間の周波数を通す、高域パスフィルタが適当である。心尖図において使用するためには、一方で約０．１と、他方で約２０〜７０Ｈｚ望ましくは約３０Ｈｚとの間での周波数を通す低域パスフィルタが適当である。両方の周波数部分が並列に、できれば異なって、再作動し得るように、少なくとも２つの電子的に測定された距離が特に有利である。例えば、収縮期機能測定としてＰＥＰ、ＬＶＥＴが、拡張期機能の測定としてＡ２Ｏのような収縮期および拡張期の時間間隔が、そして、心臓麻痺の場合には、第３の心臓音が同時に観察され、心尖拍動図、心音図から欠陥により発生した特徴的な心雑音が検出し得る。
【００３０】
加速は、機械式センサー、たとえば、加速度計９ｂへと電気的導電性電極２３を通して伝えられるので、加速度計９ｂが使用される場合、電気的導電性電極２３における開口２４は省略されてもよい。この電極本体１１が（これは標準的なので、図示していない）接着フィルム、または、おそらくは、吸着電極による周知の方法のいずれかによって、人体に取り付けられることが想定される。吸着電極では、弾性吸着カップ１５を１５によって示し、真空が吸着電極内で生成しえるように、検査されている人体上の電極本体１１の周りに密封リップ１６を形成する。
【００３１】
あり得る最高の信号を得るために、完全に振動のない真空が非常に有利である。弾性吸着カップ１５は、例えば、吸着配線１７を介して吸着ポンプの減圧源１８に接合され、ここで、減圧源１８は、大容量の真空タンクにおける場合では、第１に、完全に振動のない真空であってもよく、または、少なくとも１つの適切なサイズの強力な減衰等化管１９、もしくは、潜在的に直列に接合されたフック数の等化管１９が提供される。加えて、弾性吸着カップ１５と、真空ポンプが作動しない場合だけ開放される等化管１９との間に弁２０がある。したがって、完全に振動のない減圧を常に生成することができ、電気的、機械的、光学的アクセプタの信号品質は、再生成可能な方法で適応された最適の減圧を有するであろう。その際、電気的、光学的、機械的、および温度のセンサー３５の前記圧力、信号品質、信号対雑音比の下で最適になるように、減圧は調節される。真空を速くなくすための排出弁２１が提供されてもよく、当然ながら、排出弁２１は弁２０と結合されてもよい。
【００３２】
体に装着されない電極の減圧が確実に失われないようにするために、電極本体１１が人間または動物の皮膜に装着される場合、吸着チャンバ１５ａで体に装着された状態においてのみ、電極本体１１と弾性吸着カップ１５の間で、減圧を行うことができるように吸着電極は設計される。この目的のために、電極を体に押し付ける必要性があり、これにより、１９８４年（ルンドバーク、ＵＳ４６４６７４７, １９８４年）に既に記述されているように、密封リップ２２は電極本体１１と弾性吸着カップ１５との間で開かれる。電極が体から除去されるとすぐに、密封リップ２２はその固有の弾力のために電極本体１１を取り囲み、減圧は装着および非装着電極の吸着配線１７の中に残る。
【００３３】
電気導電体電極２３、例えば、塩化銀電極が、例として、機械式センサー９、例えば、マイク９ａまたは加速度計９ｂに対する非対称の開口２４を有する場合、皮膚との電気的接触のための、より大きな閉じた電極面が提供される利点を含む。他方で、たとえ弾性吸着カップ１５の主要部が結局人体の肋骨より上にあることになるとしても、機械式センサー９が結局人体の肋骨の間にあることになるような方法で回転することのみにより、機械式センサー９は電極の位置を変化させることなく体に置かれることができる。心音または心臓運動が起こらない場所における胸部のさらなる電極、例えば、Ｖ４ｒからＶ６ｒにおいて、さらなる機械式センサー９を配置することによって、胸部の背景雑音または背景運動を記録することもでき、この障害のために役に立つ信号が修正される。
【００３４】
電気導電体電極２３からの、または、それぞれ機械式センサー９および／または温度センサー３５からの電極本体配線２９は、メスコネクタ２６、例えばメス多重極コネクタ２６に、そして、それぞれの接触３０を介してコネクタ２５、例えば多重極コネクタ２５に、あるいは、直接複合ＥＣＧ、光、機械、およびインピーダンスと温度解析器、または、ＥＬＭＩＴ ２７、ＣＰＵ ２７として略称されるものに、それぞれ直接延びる。明瞭さのために、たとえ１つ以上の電気配線３１が機能のために要求される場合でも、多くの場合、電気配線３１を単極の配線としてのみ特定した。また、個別の要素の間の電気的接続は、図面の中で明らかであるので、すべての配線に番号３１を付していない。汗、髪または皮膚片のような皮膚からの残渣が吸着配線１７に確実に入らないようにするために、弾性吸着カップ１５が取り外された後に取り替えることができ、生物学的残渣と湿気が通過するのを防ぐ通気性スラッシュ２８が提供される。電極本体１１内で電極本体配線２９へ向けてメス多重極コネクタ２６による多重極コネクタ２５の接触は、弾性吸着カップ１５、電極本体１１、また、多重極コネクタ２５が適切な減圧が構築され得るように比較的小さく出来るよう工夫されている。それにもかかわらず、必要に応じて法律による電気的に安全な距離は、接触部３０の間で保たれなければならない。したがって、電気的導電性パイプ３２が、多重極コネクタ２５のまわりに取り付けられることが想定され、パイプは追加の電気的接触部として働き、同時に、減圧の伝送媒体として働き、弾性吸着カップ１５に向けて吸着配線１７を密封し、これにより、弾性吸着カップ１５および／または電極本体１１が、容易に取り換えられることを可能にしている。このようにする際に、電気的導電性パイプ３２は、例えば、絶縁体３３によって多重極コネクタ２５から分離される。当然ながら、パイプ内の真空は、例えば、絶縁体３３中の穴３４を介して、弾性吸着カップ内の吸着配線１７と連絡していることが確実にしなければならない。図３の下部において、電極本体１１内での、接触部３０を有する吸着配線１７、多重極コネクタ２５、メス多重極コネクタ２６の形態が、電極本体１１を９０度だけ回転させて表示した。電気的導電性パイプ３２は図面の部分図には位置していないので、電気的導電性パイプ３２を斜線にて示した。電極が、電極本体１１における任意の追加のセンサーなしに、電気的導電性電極２３としてのみ開発される場合、多重極コネクタ２５は、当然ながら必要とされず、単極の接合コネクタ２５だけが必要とされる。コネクタ２５とメスコネクタ２６は、それぞれ、弾性吸着カップ１５も容易に取り換え可能になるように働く。コネクタ２５とメスコネクタ２６は、電気的もしくは電子的スイッチ、例えば、マルチプレクサ２に対する電気配線３１の任意の場所に位置していてもよい。しかしながら、この場合では、電気配線３１が、弾性吸着カップから、電極本体１１と結合したコネクタ２５またはメスコネクタ２６に連結され、固定的に接合されるように、すなわち、それに取り付けられたケーブルとのそれぞれの吸着カップ単体、または、電極本体１１単体が、容易に取り換えできるように、コネクタ２���はまた、非常に薄く設計されなければならない。すなわち、図３中で、コネクタ２５の外径は、その中に電気的導電性パイプ３２が差し込まれる、弾性吸着カップ１５中のリセス１５ｂよりも実質的に大きくしてはならない。
【００３５】
心臓活動に変化が起きない間も、すべての測定および計算されたパラメータのテンプレート（モデル）を生成して記憶することが想定される。検査が後の時間において繰り返される場合、パラメータ中の変化を傾向として数値的および視覚的に記録し得る。例えば、個別のパラメータに対する標準パネルを使用することも想定される。単一の実験の間に、例えば、生理学または薬理学的干渉と、例として、同じパラメータのいくつかのテンプレートが発生した後、いくつかの検査期間が共にリンクされる場合、心血管活動における変化の一時的パターンを解析することができ、傾向を記録できる。検査がしばらくしてから繰り返される場合、時間中の異なる時点で発生した個別の検査の傾向は、上書きでき、検査の個別の時間の間の心血管活動の変化を容易に識別できるように、日付情報とともに視覚的に図示され得る。この場合にも、個別のパラメータに対する標準的パネルを使用することが想定される。挙げられる例は、ＳＴ距離における、または運動ストレステストの間のｄｚ／ｄｔの変化である。期間の最初および最後に対する信号は、手動で、または、異なる装置、例えば、エルゴメーターからのいずれかで入力され得る。特に、「電気的交代」だけでなく、「機械的交代」もまた生成および解析されるように、したがって、よりよく心筋の機能障害を確認できるように、交互心音を別個のテンプレートで解析することが想定される。心拍による胸部の容量における変化は、主に、右心室により引き起こされ、肢部における変化は左心室によってのみ引き起こされるからである。胸部だけでなく、少なくとも１つの肢における容量の変化の測定（ｄＺまたはｄＺ／ｄｔ）が、右および左の心室の交代の調和または不調和を決定することを可能にする。特に、検出された期外収縮は、それによってその後に引き起こされた交代性を発見するのにも使用されることになる。交代性を引き起こすために、例えば、すべての信号、例えば、心臓の時間間隔、脈波通過時間、ｄｚ／ｄｔ等による容量加速、例えば、体の運動もしくは医薬によるストレスからの回復期間の間の心拍数における増加のような、循環のための刺激方法の使用や一般的な分析のために、考慮され、このようにして、循環のより良い評価が可能になる。
【００３６】
得られたすべてのデータは、患者に割り当てられたメモリ４０ａに永久に記憶し得る。このように、患者は長手方向断面検査期間中、継続して検査され、前の調査結果との比較における変化は、記録および確認されることができ、それぞれ、数値または視覚的形態の調査結果として、例えば、プリンター４０ｂにより発行される。当然ながら、Ｐ波、ＲスパイクとＴ波ベクトル、Ｐ波の例外、心室複合、および変動する再分極化、ＰＱ時間、心室刺激の期間、Ｔ波の高さ、ＱＴ期間、ＱＴ分散の変化とＥＣＧの他の変化のような電気的特性だけに適用されるわけではなく、加えて、心拍によるインピーダンスの変化、他の全ての上記のパラメータ、例えば、心拍出量、心臓麻痺クラス（例えば、ＮＹＨＡクラス）、予想心房性ナトリウム利尿ペプチド、例えば、ＢＮＰ、ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ、溶解性ＳＴ２レセプター（ｓＳＴ２）、カルジオトロフィン、アドレノメデュリン、および／または、心筋の繊維電圧のための、および、それぞれ、生体力学的ストレス、収縮期機能、拡張期機能、心臓弁欠損、細胞外水分量、細胞内水分量、体内総水分量、筋肉量、脂肪量、細胞外/細胞内水分比率と、それぞれ、体内水分量とその下位構成要素の分布と個々の部位の互いに対するその比率のための予想生化学パラメータがこのような方法で識別され、上記のパラメータの変化の結果としての患者に対する脅威が一目で検出することができるように、時間にわたっての傾向として数値または視覚的形態の調査結果で出力される。なお、望ましいパラメータを計算するために、互いに複雑な計算、例えば、複数の回帰式に組み込まれることによって、得られた生のデータは、部分的に処理されなければならない。挙げられる例は、拡張された細胞外水分量（ＥＣＷ）の検出による異なる体部位におけるｄＺ／ｄｔ ｍａｘ中の変化、例えば、細胞内水分量（ＩＣＷ）に関する、もしくは、体内総水分量（ＴＢＷ）に関する、増加したＥＣＷ、すなわち増加したＥＣＷ／ＩＣＷもしくはＥＣＷ／ＴＢＷ比率、または、収縮期および拡張期の時間間隔の変化とともに、心尖図曲線の変化の組み合わせだけであるが、速い緩和時間、すなわち、分散拡張機能を検出するためのＡ２Ｏ時間もまた、心尖拍動図から心音を検出することにより決定される。例えば、「中央の収縮期のふくらみ」のような、心尖拍動図における変化もまた、心臓麻痺を診断するためのＥＣＧ変化に加えて使用することができる。心膜の欠陥、例えば心膜炎、心臓弁欠陥、例えば、大動脈弁狭窄は、それぞれ心尖拍動図におけるａからｅ−ｏ波の関係に基づいて識別されてもよい。また、心尖拍動図の最初の導出は、心機能の特に正確な評価を可能にする。しかし、訓練状態と心血管性能の改善を、例えば、ＶＯ２ｍａｘ達成されるべき最大ワット数といった最大負荷なしで、回帰式によって示されたパラメータからすぐに計算することができ、物理的な性能は、標準の割合において、例えば、複数の回帰式と、ニューラル・ネットワークによって推定され、アスリートと病気の人々の訓練のカウンセリングに役立つ。個別の体の部位のおよび全身の筋肉量の変化はまた、得られたデータによって検出できる。
【００３７】
過多もしくは過小水和を検出するために、ＴＢＷまたはＥＣＷまたはＩＣＷの逸脱の計算、あるいは回帰直線からのＥＣＷ／ＩＣＷ比率は一方で、ＦＭ／ｋｇ体重、ＴＢＷ／ｋｇ体重、または、ＥＣＷ／ｋｇ体重、それぞれの間で決定され、健康な人のＥＣＷ／ＩＣＷは特に役に立つことがわかる。すべての信号の信号品質を最適化するために、例えば、演算増幅器により周知の方法で、センサーに対してできる限り近くで信号増幅できるように、演算増幅器は潜在的な散在と変造を補償し、すべての配線は、必要に応じてアクティブ・スクリーンを備えており、さらに、センサーの近くで信号の早期のデジタル化も必要に応じてなされ、これは信号品質に関する潜在的な問題をなくすのを助ける。
【００３８】
図４は吸着電極の別の実施形態に示し、ここでは、２つの異なるコネクタ（＝プラグ接合）２５、４４は弾性吸着カップ１５で取り囲まれる電極本体１１中の電気導電性電極２３との接触を受ける。すなわち、安全の理由で、電気導電性電極２３に、機械式センサー９につながっている電極本体配線２９の間で、標準規格で規定される大きな安全距離を保たれなければならない。さもなければ、これは実現しがたい。コネクタとメスコネクタが本出願で言及されるときは、常に当業者は２つの用語が交換可能であると理解し、このためにタームプラグ接合２５が導入された。例えば、円錐コネクタ４３は、メスコネクタ２６に電気的接触を確立する。また、円錐コネクタ４３の金めっき面による大規模な設計は、たとえば、湿気に起因する円錐コネクタ４３の腐食が生じた場合でも、良い電気的接触を確実にする。電気導電性パイプ３２中の穴３４は、これによって吸着チャンバ１５ａへの接合を確立する。第２のコネクタ４４、例えば、ジャックプラグは、メスコネクタ２６に対する複数の接触部３０が電極本体１１中に取り付けられ、機械式センサー９への接合を確立する。弾性吸着カップ１５中の２つのリセス１５ｂは、吸着カップ１５に対する２つのコネクタ２５、４４を通して、導線に封をする。当業者は、電極本体１１中で第２のコネクタ４４の代わりに、メスコネクタ２６が取り付けられてもよく、第２のコネクタ４４は、リセス１５ｂを通して吸着カップ１５へと導入し得ることが理解できる。しかしながら、実際に示した設計は、吸着カップ１５の置換の場合において、第２のコネクタ４４が電極本体１１の弾性吸着カップ１５への導入の間に、前者をリセス１５ｂにガイドする働きをするという利点を有する。図３と図４の比較は、図４の設計がどれだけ単純であるかを既に示し、電気配線の間に法定で要求される安全距離が保たれ得ることで、どれだけより安全になるかを既に示した。特に、電気導電性流体が同様に吸着配線１７に入るのを防ぐことがほとんどできない状況の下において、このことは既知の方法で電気導電性電極２３と皮膚の間で電気的接触を改善するのに役に立つ。例えば、簡単に取り替え可能な、通気性のスラッシュ２８は、減圧源１８に対する限り、流体の侵入を妨げてもよい。当然ながら、プラグインコネクタ２５、４５、２６はまた、検査されている体の反対側の吸着カップ１５の表面上に位置するリセス１５ｂによって実現されてもよい。
【００３９】
図５に示したさらなる実施形態は、電極本体１１の円周のまわりを、これを密封しているエラストマーにより緊密に取り囲んでおり、電極本体１１が検査されている体と逆方向を向いている側上の吸着カップ１５から任意に突出することができるように、吸着カップ１５を設計することにあり、プラグインコネクタ２５、４５、２６は検査されている体の反対側の電極本体１１の露出された側に取り付けられる。理想的には、コネクタ２５と第２のコネクタ４４は、スペーサー４５ａによって共通に固定され、直角プラグとして設計される。また、この場合、安全な距離を適切に保つことができる。図示されていない、前記吸着電極の他の実施形態は、電気導電性電極２３と機械式センサー９、例えば、加速度計９ｂに、直接電極本体線２９を電気的につなぐことにあり、さらに、それぞれ、電気配線３１を電極本体１１または弾性吸着カップ１５で接合可能にすることにある。弾性吸着カップのどのリセス１５ｂも、エラストマーで提供されなければならないわけではないので、吸着カップが図５にしたがって設計される場合、この解決法は特に便利である。
【００４０】
さまざまな他の電極構成も試されており、それらの研究において、例えば、１つの分岐は、供給電極として使用されており、他の分岐は測定電極として使用されている、反対側に位置する個別の分岐の上で、各々１つの単極の電気導電性電極２３をサポートする個別の電極のような、共通キャリア上に置かれない電極もまた、同様の結果を生むこと（図６）が明らかになった。この場合には、点状に描かれた電界３９は、実際には測定電極に対して完全には拡張しないことになるが、４点インピーダンス測定の原則は維持され、図２に示した場合とちょうど同様にこの場合においても、有機体における高イオン濃度が良好な電気的導電体を構成するので、測定電極に対する欠け距離がイオン導電体４０として使用される。
【００４１】
図７は、ＥＣＧの記録、および、さらなる物理的パラメータ（例えば、電流、電圧、圧力、音、光、温度、位置の１つまたは複数のパラメータ）の放射と記録のための共通電極のさらなる実施形態を示す。発明の機能の範囲によると、符号４１は、圧力を発するＥＣＧ電極、すなわち、膨張させることができる手首カフ４１を図式的に示し、Ｖｅｌｃｒｏ（登録商標）ファスナーが４２で示される。符号２３で、ＥＣＧ記録のために、そして、インピーダンス測定のために使用される電気導電性電極が示され、電極ジェルを供給されて、カフの膨張によって適切に手首に押しつけられる。脈波分析の装置を９で示す。例えば、これは、例えば、液体を満たした泡４２ａの壁に取り付けられる、例えば、機械式センサー９や圧力センサー、加速度計９ｂであってもよい。膨張させて使用する手首カフ４１を正確に置くことが必要でなく、それでも脈波を記録することができるように、機械式センサー９、または異なる圧力センサーが脈波を記録することができる領域を、この泡は増やす。他の信号とともに、脈波通過時間、増加インデックス、または、ワットとブルスにしたがう近位と遠位のコンプライアンス（Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ ４０： １７１−１７６、１９７６年）、および、他の方法を記録し、解析することができ、さらに、短い間隔で、または、準連続的に、例えば、既知のオシロメートル方法によって、動脈圧を決定することができる。非膨張性カフは、Ｖｅｌｃｒｏ（登録商標）ファスナー４２または別のファスナーによってセンサーの十分な接触圧を発生させることもでき、オシロメートル法の血圧測定だけは省略される。
【００４２】
吸着電極が衛生的な懸念のために使用できず、一方向の電極が要望される国では、吸着電極の代わりに接着性電極を使うことが役に立つことが分かるだろう。肢部電極のために、一般の接着フィルム３７ａのどちらの双極の電極でも図１の場合のように頸部の上で使われるかもしれず、そうでなければ、１つ、または２つの個々の接着性電極４６が使われるかもしれない。
【００４３】
電極構成のさらなるバージョンを図８に示した。これは、吸着電極として、または、接着性電極としても、あるいは、クランプ電極としても設計されてもよい普遍的電極である。１１により、加速度計９ｂと除細動保護５０を含む電極本体を示し（概略的に図示され、レジスターとコンデンサのようなすべての必要な構成要素を含む）、電極本体線２９は押しボタン式接合４５によって電気導電性電極２３に固定されることができる。生産が簡単な、他の任意のタイプの分離可能な接合（例えば、プラグ接合、クランプ接合、スライド接合、強力なクランプ等）を、押しボタン式接合４５の代わりに使用することもできる。図８に示したように、電気導電性電極２３は、例えば、電極ジェルがしみ込んだ、外部的に位置する接着性表面４８を有する、または円周の弾性吸着カップ１５付きの吸着電極を有する、スラッシュ４７を含む接着性電極４６である。電極本体は、吸着電極に挿入されることもでき、または従来の接着性電極４６、またはクランプ電極４、５、６にも固定されることができるが、それらが肢部電極に対して用意されているので、他方で弾性吸着カップ１５が当然ながら省略される。利点は、除細動保護５０と機械式センサー９９ａを含んでいる１つの電極本体１１だけで、例えば、加速度計９ｂ、頸部電極、胸壁電極ならびにクランプ電極が操作され得るということであり、他方、ケーブルの製造の間に１つの部品中の板に例えば、キャストされて、電極本体１１は製造されることができる。さらに、使用とともに劣化する電気導電性電極２３を、使い捨ての接着性電極４６と同等に簡単に吸着設計の場合にも取り替え可能である。基板５１は、電気導電性電極を補強するために提供されてもよい。周囲の湿気に対して押しボタン式接合４５に封をするために、シーリング、例えば、Ｏリング５２が提供されてもよい。除細動保護５０、加速度計９ｂ、押しボタン式接合４５のような必要なすべての部品は、共通の小さい板５３の上に簡単に収められることができ、板のへりを点線で描いた。吸着配線１７が自動的に吸着チャンバ１５ａに取り付けられることができるように、エラストマー５４の溝は電気配線３１を受けるために弾性吸着カップ１５中に提供されてもよく、これを点線で描いた。
【００４４】
第１の、第２の、または、第３の心音によって、または、欠損において観察されるような関心のある心雑音を介してもたらされた胸壁の機械的振動の電極への伝送ができるだけ慣性なく確保され、機械式センサー９はまだ繰り返し再使用できる。電気配線３１は、機械式ＥＣＧインピーダンス装置２７に、電気信号と他の全ての物理的な信号を送る。また、１２チャネルＥＣＧの１０本の電極のうちの２本だけが、すなわち、例えば、一方で胸壁電極、例えば、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ４、他方で肢部電極が加速度計９ｂを保持し、心音と脈波が記録できたならば、循環時間と、例えば、脈波通過時間のような、他の重要な循環パラメータとの良好な解析をもたらす。
【００４５】
例えば、体の表面にある動脈より上に、例えば、橈側動脈、または側頭筋動脈または大腿部動脈、脚奥部筋動脈または足背動脈上に正確に適用される電極が、脈波を記録するのに適しており、したがって、数学的モデル、例えば、ワットとブルスにしたがったウィンドケッセルモデル（Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ ４０： １７１−１７６、１９７６年）によって、または、増加インデックス（Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ ４０： １７１−１７６、１９７６年）によって、その解析を実行して、脈波通過時間を計算するのに適している。インピーダンスによる容量波の、および加速度計を使用した圧力波の同時の記録は、例えば、血管のコンプライアンス、または充填状態のような血管の特性に追加の洞察を可能にする。
【００４６】
右脚電極がインピーダンス測定のために使用されるとき、「右脚ドライブ」を使用した結果として何らかの変造が発生しないようにするために、電流源の設計時点で電気技術者に周知の適切な措置を採らなければならない。
【００４７】
胸部インピーダンス測定の再現性を改善するために、このように、長期ケア患者の異なる検査時における検査の場合、特に個々の胸壁電極の位置における、避けることができない変化が補償されることもできることから、好ましくは、個別のテンプレートの等しい重み付けにより、各々、平均化を通して胸郭上部開口と個々の胸壁電極の間の微分だけによって得られる個別のテンプレートから、共通のテンプレートを決定することは役に立つことがわかる。したがって、簡単に定義可能な位置が周辺電極のために決定されることが望ましく、それらは、たとえば、手首の近位や、足首とともに、鎖骨上である。
【００４８】
既に述べたように、電極Ｖ１−Ｖ６によって心音と心雑音を記録する間に、「雑音」を除くために、例えば、心臓から遠い電極位置Ｖ４ｒ−Ｖ６ｒを使用し得る。すなわち、心臓から遠いセンサーの信号は、心臓活動の信号から抽出される。信号の一時的なシフトが存在する場合には、好ましくは、心臓信号を伝送している部位を省略する間に、最初に２つの信号の相互相関を実行することができ、一致が最高になり、相関係数が最大になるまで、２つの信号は互いにシフトし得る。その後、心臓の信号雑音ができるだけ除かれて、できる限り有効な信号だけが残るように、再び完全な２回連続の減算が実行されるべきである。冠状動脈性心臓病を発見において、エルゴメトリーの感度を改善し、両極性の胸壁導線、例えば、ＣＭ５、ＣＭ５−、ＣＣ５を微分するために、胸部上の心臓から遠位の電極、特にＶ５ｒと頸部電極が、既知の方法でも使われてもよい（Ｃｈａｉｔｍａｎ等、Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９７８年;５７：７１−７９）。
【００４９】
図９〜１３において、本発明を使用した、健康な人と病気の人、およそ１２０人の測定結果を示し、ここで、検査された人の一部がランダム化された方法で、較正集団として、また評価集団の一部として使用される。回帰式を確立するために、そして、現在の方法を較正するために、いわゆる「ゴールド・スタンダード・メソッド」が使用され、例えば、ＢＮＰ決定、内径短縮率、ＥＦ、ＴＡＰＳＥ、Ｅ／Ａ、ｅ`のような心エコーのパラメータ、ジュウテリウム希釈剤、臭化ナトリウム希釈剤、全身ＤＸＡ等が使用される。患者は、心血管疾患を患っている患者、特に、慢性心臓機能不全ならびに障害のある流体平衡、例えば浮腫、胸の浸出、腹水をもつ患者である。
【００５０】
図９は、健康な人および心臓麻痺患者の胸部および脚部で得られたテンプレートを例証する。ここで、ＥＣＧテンプレートは黒で、ｄＺ／ｄｔの胸部テンプレートを濃灰色で、ｄＺ／ｄｔの脚部テンプレートを淡灰色で例示する。また、容量通過時間のために脚部のために遅ればせながら観察されるピーク時間に注意すべきである。
【００５１】
図１０は、複数の回帰式によって予測されるＢＮＰ（脳ナトリウム利尿ペプチド）値を表す。ＢＮＰの分布が対数関数的分布に対応するため、ＢＮＰ値は対数化される。この点について、以下の複数の回帰式の結果は、例えば、心臓に近い部位と、心臓から遠い部位とが、すなわち、胸部部位と、腹部部位と、腕または脚部位とがそれぞれ、部位として評価されたときに、特に有用であることが分かる。  
Ｌｏｇ ＢＮＰ ＝ ｆ（ｄｚｔ／ｄｔ 胸部） ＋ ｆ（ｄｚ／ｄｔ 脚部または腕部） ＋ ｆ（ＥＣＷ／ＩＣＷ 体部位または全身それぞれ)
【００５２】
図面の左の部分に、計算のために使われない未知のテスト集団（ＵＮＫＮＯＷＮ）に対して予測が行われ、図面の右の部分において、ＬＯＯＣＶ（「１個抜き交叉検証」）方法が未知のテスト集団に同様に適用された。見受けられるように、非常に良好な医療的に利用可能なＢＮＰおよび心臓麻痺の予測が成立する。ＢＮＰの対数が、正確な数に再変換することができる。左側および右側の心臓麻痺が生じた両方の場合において、収縮期および拡張期の両方の場合においてＢＮＰが増加するので、ＢＮＰは特に興味深い。挿入物は、既知のブランド−オールトマンプロットを常に示す。健常対照者はＮＯＲＭで指され、患者はＰＴＳで指される。
【００５３】
表１は、心臓麻痺のない患者の集団に比して、対応する感度と特異度でロジスティック回帰を用いた心臓麻痺の予測を示す。ＳＰＳＳプログラムからの元の表を示す。この場合においても心臓麻痺の非常に良好な予測が行える。
【表１】
2016511032.tif 000003
【００５４】
切り取りデータは０．５００である。
ステップ１：ｄＺ／ｄｔ胸部、ｄＺ／ｄｔ脚部
【００５５】
ドイツ心臓協会とその他によって要求されるような、心エコー検査としてのゴールド・スタンダード・メソッドは、これらの診断に熟練した心臓病専門医と、少なくとも２０〜３０分の検査時間を必要とする。
【００５６】
もちろん、ＢＮＰの代わりに、心拍出量を推定するために役立つ他のすべてのマーカー、例えば、他の生化学的マーカーに対するパラメータもまた（例えば、ＮＴ−プロＢＮＰ、アドレノメデュリン、ノルアドレナリン、レニン、アンギオテンシン、ＡＤＨ、アルドステロン、エンドセリン等が既に使用されているか、まだ使用されていないかどうかにかかわらず）使用することができる。末梢血管の評価の複雑な循環分析により、例えば、ＣＲＰ、ＴＮＦ−α、インターロイキン等のような炎症マーカー、または物理的マーカーを予測することが可能であってもよく、心エコー検査から（例えば、ＥＦ、短縮率、ＳＶ、Ｅ／Ａ、Ｅ`、ＰＥＰ、ＬＶＥＴ、テイ・インデックス、ＴＡＰＳＥ等）や、心音図から、および／またはパルス曲線（例えば、ＰＥＰ、ＬＶＥＴ）からそれらが決定されるためである。加えて、傾きや間隔のようなＩＣＧ信号から抽出された他のパラメータも、式に含まれてもよい。また、例えば、ＰＥＰとＬＶＥＴのような心音図から決定された循環時間は、加えて、式に組み込まれてもよく、それぞれの場合に、高度に有意な予測因子（Ｐ ＜０．０１）だけが式中に含められる。同様に、例えば、患者の最大の性能、例えば、ワット、ＶＯ２ｍａｘ、好気性または、それぞれ、無酸素性作業閾値は、複数の回帰式により非常に正確に推定することができ、ここで、この場合には、様々な身体部位、特に脚部の筋肉量、ｄＺまたはその派生物に加えて、回帰式に含まれることができる。
【００５７】
例えば、次のようにこれらの回帰式を読み取ることがある。
ＶＯ２ｍａｘ（または最大ワット、または乳酸ターニングポイントＩもしくはＩＩ）＝
ｆ（安静時のｄＺ／ｄｔ）＋ｆ（準最大負荷の間のｄＺ／ｄｔ増加）＋ｆ（脚部の筋肉量）＋ｆ（体重）＋ｆ（性別、数値）＋ｆ（年齢）等、ここで、この場合にも、予測の向上に大きく貢献したパラメータだけが回帰式に含まれる。
【００５８】
末梢循環障害を診断するために、心拍と肢部（腕、脚）のインピーダンスの変化は非常によく使用されてもよい。レオグラムの形状（＝肢部のインピーダンスの変化）は、ピーク高さが変化する限りにおいて、末梢動脈閉塞性疾患（例えば、ＰＡＶＫ、閉塞性血栓血管炎）の場合には脚において特に変化することが知られており、（急勾配の開始から計算される）ピーク時間が、時間的に別の時点で発生ピークが丸くなると重拍波の損失を観察することができる。すべてのこれらの変化は、例えば、容量波のフーリエ解析により算出し、検出することができる(例えば、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ Ｂｉｏｍｅｄ Ｅｎｇ ３０: ３８７−９１. １９８３年, Ｅｕｒ Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ ８９: ３８４−８６, ２００３を参照のこと)。
【００５９】
またもちろん、肢部における血管の容量増加に対抗する、減少した心拍出量と血管硬化は、容量波を変化させることに留意すべきである。この場合には、アテローム性動脈硬化症のためにそれぞれ減少した心拍出量に対する容量波の数学的補正は、より良くＰＡＶＫを識別するのに役立つであろう。例えば、より迅速な容量波の通過時間は、心臓における、および肢部におけるインピーダンス曲線の上行脚隆起段階の開始時の時間差に起因するので、アテローム性動脈硬化症を識別するためにも使用することができる。その後、胸部での、および脚部でのｄＺの上行脚隆起の波の始まりの間の時間遅延を、カバーされている距離に対して正規化するために、メートル／秒で、または他の単位で、脈波通過時間を出力することができるようにするために、（例えば、また、電極間の通過時間計測によって）胸壁電極と脚の上部との間を満たす距離を測定することが有用であることがわかる。アテローム性動脈硬化症および血管の硬化が提供される場合、肢部における容積信号のピーク高さは、当然、その高さが減少する。例えば、膝関節の下に、（例えば、接着性又はクランプ電極の）追加の電極を適用することによって、脛部または大腿部が閉塞性疾患の影響を受けているかどうかを区別することができる。
【００６０】
例えば、末梢脈波解析に対してワット及びビュルスによって記載されるように、容量波を分析するさらなる可能性は、数学的モデル、例えば、ウィンドケッセルモデルである。
【００６１】
ＴＢＷに対するＥＣＷの比は、低周波のベースインピーダンス（基本インピーダンス）（コールコールプロットから決定される）、理論的には０キロヘルツと、例えば１０ｋＨｚの間、一例として５ｋＨｚの、より高い周波数（例えば、コールコールプロットを介して決定された、１００ｋＨｚ以上、最大、理論的には∞ｋＨｚ、例えば４００ ｋＨｚ）との比から決定される。例えば、５ｋＨｚから約４００ｋＨｚの範囲内における離散周波数は、同様にＥＣＷ／ＴＢＷまたはＥＣＷ／ＩＣＷ比を計算するために十分である。これは、細胞内水分量（ＩＣＷ）は、体内総水分量（ＴＢＷ）と細胞外水分量（ＥＣＷ）の間の差から決定されることが知られている。インビボ比の真の値に近づくために、ＥＣＷ、ＩＣＷおよびＴＢＷのそれぞれの特定の抵抗、抵抗率が、さらに式に含まれ得る(Ｚｈｕ Ｆ 等、 Ｊ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓｉｏｌ. ２００６年；１００:７１７−２４)。
【００６２】
図１１はまた、前記比率が、心不全（ＣＨＦ）、肺水分、胸水（ＰＥ）とともに、男性（Ｍ）と女性（Ｆ）の腹水（ＡＳＣ）を、予測するために非常によく適しており、さらに本出願の診断的価値を向上させることを示す。また、腹部の有害内臓脂肪と、脚の片側又は両側の流体の蓄積、例えば、心不全やネフローゼ症候群の場合の、リンパ浮腫、両側の脚の下肢浮腫における静脈血栓症も、十分に識別することができる。この目的のために、経験的に決定された回帰式、または数学的モデルによって決定された回帰式を、それぞれの解剖学的寸法、縦方向および横方向の直径または、それぞれの円周または、それぞれの領域または、大きさ、体重および性別（例えば、Ｍ ＝ １、Ｆ ＝ ２）を考慮に入れて、同様に使用することができる。このように、全身または身体部位におけるサルコペニアも非常によく推定することができる。この場合においても、非常に有意な予測因子（Ｐ ＜０．０１）だけが、常に式に組み込まれる。もちろん、両方の演算例において、例えば、神経ネットワークのような他の非線形方法を予測のために使用することができる。
【００６３】
ＥＣＷ／ＴＢＷまたはＥＣＷ／ＩＣＷ比を計算することの他に、身体区画の特筆すべき予測、例えば、図１２に例示するように、体内総水分量（ＴＢＷ）、「除脂肪体重」（ＬＢＭ）または 「脂肪量」（ＦＭ）のＥＣＷとＩＣＷ、または、それぞれの標準からの変形も、部位多重周波数解析を用いて首尾よく達成することができる。健康（ＮＯＲＭ）と、例えば、心不全、肝臓および腎臓疾患の場合のような塩分と水分の平衡における深刻な変化を有する病気の患者（ＰＴＳ）の合計１２０人以上がこれらの研究のために使用されている。これに関連して、回帰式は、例えば、次のようになる。
【００６４】
ＴＢＷ（または体重の％でのＴＢＷ）またはＥＣＷ（またはＥＣＷ体重の％で）、または所望の値からのＴＢＷ偏差、または所望の値からのＥＣＷ偏差、または筋肉量（または体重の％での筋肉量）、または脂肪量（または体重の％での脂肪量）＝ ｆ（低周波、例えば、０または５ｋＨｚにおいて、および／または高周波数において、例えば、ｚ４００ｋＨｚもしくはコールコールプロットから理論的に決定された ∞ｋＨｚにおいて、Ｚ０）胸部 ＋ ｆ（５および／または４００ｋＨｚにおいてＺ０）腹部 ＋ ｆ(５および／または４００ ｋＨｚあるいは∞ｋＨｚにおいてＺ０）腕部 ＋ ｆ（ｆ（低周波数、例えば、０または５ ｋＨｚの、および／または高周波数で、例えば、Ｚ ４００キロヘルツまたは∞ｋＨｚにおいてＺ０）においてＺ０）脚部 ＋ ｆ（低周波数、例えば、０もしくは５ｋＨｚにおいて、および／または高周波数、例えば、ｚ４００ｋＨｚまたは∞ｋＨｚにおいてＺ０））全身、および／または性別のｆ（Ｍ＝１、Ｆ＝２）、および／またはｆ（体重）、および／またはｆ（サイズ）、ここで、各々の場合において、非常に重要な予測因子（Ｐ ＜０．０１）だけが式中に組み込まれる。
【００６５】
図１２において、健常対照者を黒丸で示し（ＮＯＲＭ）、病気の人「患者」（ＰＴＳ）を白丸で示した（ＰＴＳ）。病人の大部分は、浮腫または脱水症と水分補給に重大な障害を示した。被験者の体重は、拒食症の場合の３７キロから病的な肥満症の場合の１５５キロの間にわたった。それらの病的状態を考慮に入れるにもかかわらず、ＴＢＷを決定するためのこのような重水素希釈および全身ＤＸＡ（ＴＢＷ−ＷＢ ＤＸＡ）と、ＥＣＷを決定するための臭化希釈ナトリウムのような、ゴールド・スタンダード・メソッドを用いて我々は実証することができ、優れた予測を行うことができる。ｙ軸上で、部位のインピーダンスを用いて予測したＴＢＷを（ＰＲＥＤ ＴＢＷ（ＳＥＧ ＩＭＰ））見つけることができる。また、病気の人のための分散は健常対照者よりも然程大きくない。臨床の日々のルーチンのためのこの方法の重要性を実証する病気の人のためのこのような良好な結果は、文献から知られていない。
【００６６】
図１３は、体重の割合として表された部位インピーダンス＝「脂肪量」（ＦＭ）から予測される体脂肪との関係をＸ軸上で示し、本明細書に提示されるように、前記パラメータは既に部位インピーダンス測定を用いて排他的に計算される。ｙ軸上に、心臓から遠い部位、例えば、左脚、「左脚」（ＬＬ）内のＥＣＷ／ＩＣＷの比が図示されている。図１３中の左側に示すように、健康な男性（ＮＯＲＭ Ｍ）は黒丸として表示し、健康な女性（ＮＯＲＭ Ｆ）は白丸として表示した。図から理解されるように、健康な女性は高い割合の体脂肪を有するので、明らかに、この図では大きいＥＣＷ ／ ＩＣＷ比を有する。図において、ＮＯＲＭは健康＝正常の略である。有意な回帰直線も描かれている。図の右側の部分に、慢性心不全、「慢性心臓麻痺」（ＣＨＦ）を患っている男性および女性患者を、白い三角形で示した。図から理解されるように、そして予想されるように、これらの患者の高い割合の者が、細胞外空間でかなりの「流体過負荷」があり、一部には、治療の過程で「乾燥重量」に達している。回帰直線の垂直距離Ｄは、過剰または脱水症状の程度を示す。Ｄ１は非常に大きく水分過剰の患者を示し、Ｄ２およびＤ３は、通常の「乾燥重量」を有する２人の患者を示している。これによって、例えば、Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３のＥＣＷの過不足リットルへの転換は、また可能となる。
【００６７】
このように、生物の水分過剰または脱水症状の検出は明らかに初めての成功であり、このことは、以前は、インピーダンス解析でも、他の方法でもいずれも可能でなかった。これは、例えば、ＣＨＦ、腎臓の場合、慢性腎不全、透析患者、肝疾患、妊娠中毒症や、また脱水の状態の患者の治療のために非常に重要である。もちろん、脂肪量の代わりに、逆の、すなわち、体内総水分量（ＴＢＷ）の体重の割合、除脂肪体重（ＬＢＭ）のような「非脂肪量」のパラメータを、この図のｘ軸上で使用することができるため、回帰は、もちろん、正を示さずに、負の勾配を示す。
【図１】
2016511032.tif 000004
【図２】
2016511032.tif 000005
【図３ａ】
2016511032.tif 000006
【図３ｂ】
2016511032.tif 000007
【図４】
2016511032.tif 000008
【図５】
2016511032.tif 000009
【図６】
2016511032.tif 000010
【図７】
2016511032.tif 000011
【図８】
2016511032.tif 000012
【図９】
2016511032.tif 000013
【図１０】
2016511032.tif 000014
【図１１】
2016511032.tif 000015
【図１２】
2016511032.tif 000016
【図１３】
2016511032.tif 000017
【手続補正書】
【提出日】平成27年10月19日(2015.10.19)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも肢部電極を備えるＥＣＧ導線を有するＥＣＧ装置において、
前記ＥＣＧ導線電極の少なくとも１つは、ＥＣＧ導線機能に加えて、特に電流、電圧、圧力、音、光、温度、位置の、追加の物理的な信号を、放射および／または受信するように設計され、前記ＥＣＧ導線電極は、人体において、互いに離間されて配置されるように設計されて、互いの間に交流電界を形成し、
前記ＥＣＧ導線に加えて、胸郭上部開口、特に、頭部、頸部、頸部の背面、肩部、または腕部に配置可能な交流電流の供給および／または測定のために設計された少なくとも１つの電極を有し、
前記ＥＣＧ装置は、心臓に近位の少なくとも１つの身体部位と、心臓から遠位の少なくとも１つの身体部位とにおいて、心拍に相関したインピーダンスの変化も記録するように構成され、
前記ＥＣＧ導線電極の少なくとも１つは、加速度計（９ｂ）として構成される機械的振動のためのセンサー（９）を有する電極本体（１１）を備えるＥＣＧ装置。
【請求項２】
前記電極本体（１１）内にリセスが設けられ、前記機械的振動のためのセンサー（９）は、電気的導電性電極（２３）の反対側に非対称的に前記リセス中に収容されることを特徴とする請求項１記載のＥＣＧ装置。
【請求項３】
前記機械的振動のためのセンサー（９）により提供される前記出力信号の評価のために、少なくとも１つの、好ましくは少なくとも２つの周波数フィルターが設けられ、少なくとも１つの、好ましくは少なくとも２つの前記出力信号のフィルターされた周波数範囲が個別に解析され、前記フィルターは、５０と１０００Ｈｚの間の周波数帯域を有する帯域通過フィルターとして、また、０．１Ｈｚと７０Ｈｚの間の周波数帯域を有する帯域通過フィルターとして設計されることを特徴とする請求項１または２のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項４】
前記ＥＣＧ装置は、前記電極によって決定された胸部および／または脚部におけるｄＺ／ｄｔから、ならびに／あるいは前記機械的振動のためのセンサー（９）によって取得された物理的測定信号から、収縮期および／または拡張期の機能および／または異常を計算して表示することを特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項５】
前記ＥＣＧ装置は、物理的性能、例えば、ＶＯ２ｍａｘ、最大ワット数を、回帰式とニューラル・ネットワークのそれぞれによって、演算的に推定することを特徴とし、前記物理的性能は、標準のパーセントにおいて、また、測定されたパラメータ、例えば、ＰＥＰ、ＬＶＥＴ、ｄＺ／ｄｔ ｍａｘからの、または、前記加速度計の前記パラメータ、例えば、ＰＥＰ、ＬＶＥＴからの筋肉量のような推定パラメータからの最大負荷なしで推定される請求項１ないし４記載のＥＣＧ装置。
【請求項６】
前記電極は、身体におけるイオン導電性を誘導するように設計されていることを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項７】
前記ＥＣＧ装置は、ウィルソンにしたがった胸壁電極を含むことを特徴とする請求項１ないし６のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項８】
前記ＥＣＧ装置は、電流供給を前記上部身体開口における電極と、遠位脚部電極との間で切り替えるように、ならびに、心拍に相関したインピーダンスの変化およびインピーダンスを、前記上部身体開口における電極と、他の脚部上の遠位脚部電極との間で、または、両脚上の遠位脚部電極の間で測定するように構成されていることを特徴とする請求項１ないし７のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項９】
前記ＥＣＧ装置は、１本の脚部上にある遠位脚部電極と、もう片方の脚部上にある遠位脚部電極との間で電流供給を切り替えるように、ならびに、心拍に相関したインピーダンスの変化およびインピーダンスを、前記上部身体開口における電極と、交互に１本の前記遠位脚部電極との間で測定するように構成されていることを特徴とする請求項１ないし８記載のＥＣＧ装置。
【請求項１０】
胸部開口における電極は共通キャリア（３７、３７ａ）上の双電極（１、３）として設計されることを特徴とする請求項１ないし９のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１１】
交流電流は、いくつかの周波数において、好ましくは、１と１０ｋＨｚの間、３０と２００ｋＨｚの間、および、２００と１０００ｋＨｚの間において、前記電極に供給可能であることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１２】
前記スイッチング装置（２）は、下肢部の電極、および、前記胸郭上部開口の電極に電流を供給し、前記インピーダンスの測定は、前記胸郭上部開口の電極と胸郭下部開口において配置可能な電極との間で行われ、
前記胸郭下部開口の前記電極は、好ましくは胸壁電極（Ｖ３−Ｖ６、Ｖ３ｒ−Ｖ６ｒ）として使用可能である請求項１１記載のＥＣＧ装置。
【請求項１３】
少なくともいくつかの前記電極は、真空電極として設計され、オプション的に、検出された物理的信号、例えば、機械的、音、電気的、または光の信号に関して、吸着電極における減圧のレベルを制御および／または最適化する装置が提供されることを特徴とする請求項１ないし１２のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１４】
テンプレート測定曲線を形成するために、前記電極によって検出された、いくつかの測定曲線が、演算ユニットによって、互いの上部に置かれることを特徴とする請求項１ないし１３のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１５】
前記ＥＣＧ装置は、少なくとも２つの身体部位において、心拍に相関したインピーダンスの変化を測定し、前記測定から、およびオプション的に、追加的な細胞外容量の測定から、例えば、体内総水分量に対する細胞外水分量の比、もしくは、細胞内水分量に対する細胞外水分量の比から、心拍出量と心不全のレベル、および／または心筋細胞の生体力学的ストレスのための生化学的パラメータ、および/または水の蓄積、および/または心房性ナトリウム利尿ペプチドの１つ、例えば、ＢＮＰ、ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ、またはアドレノメデュリンを計算するように構成されていることを特徴とする請求項１ないし１４のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１６】
演算ユニットを備え、
前記演算ユニットは、心臓に近位および／または心臓から遠位の部位に対して、あるいは、全身に対して、それぞれ、低周波数および高周波数での部位インピーダンスから、それぞれの場合において全体重に基づいた、体脂肪率、体内総水分率（ＴＢＷ）、または除脂肪体重（ＬＢＭ）のパラメータと、細胞外水分量（ＥＣＷ）のパラメータとの関係、例えば、ＥＣＷ／ＴＢＷまたはＥＣＷ／ＩＣＷ比を計算し、標準値および／または回帰直線との関係における前記比を出力するように構成されている請求項１ないし１５のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１７】
前記ＥＣＧ装置は、前記決定され、計算されたデータを記憶するためのメモリ（４０ａ）を備えることと、収集された電気的および物理的パラメータの現在の値と従前の値を数値として時間にわたって、または、標準パネルにより視覚的にディスプレイにおいて表示するために、および／または、プリンタにおいて印刷するために、ディスプレイ、および／または、プリンタを接続するためのインターフェイスを備えることを特徴とし、
前記ＥＣＧ装置は、好ましくは、別個の検査の間に視覚的に表示するように、いくつかの測定期間が提供される場合、前記測定期間の結果を傾向として、繰り返される実験の場合には、時間中の後の点において、異なる実験の測定期間をオーバーレイし、時間表示とともに視覚的に図示するように設計される請求項１ないし１６のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１８】
前記電極本体は、容易に取り外し可能な接合、例えば、押しボタン接合（４５）により提供され、接着電極（４６）またはクランプ電極（１）、または弾性バンド電極として設計される電極に配線され、前記電極本体は、吸着カップ（１５）に挿入され得ることを特徴とする請求項１ないし１７のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項１９】
前記ＥＣＧ導線電極の少なくとも１つ（２３）は、膨張可能カフと、加速度計（９ｂ）として構成される機械的振動のためのセンサー（９）とを備えており、
前記機械的振動のためのセンサー（９）は、その下にある動脈上に配置されるように開発され、前記機械的振動のためのセンサー（９）は、好ましくは、泡で満たされた液体（４２ａ）の中に設けられることを特徴とする請求項１ないし１８のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【請求項２０】
弾力的に結合された電極の分岐を有し、分岐の１つは電流供給（３９ａ）、もう１つの分岐はＥＣＧの分岐、およびインピーダンス測定電極（３９ｂ）として開発され、２つの分岐の距離が、身体に適用された状態でのイオン導電体(４０)として開発されたことを特徴とする請求項１ないし１９のいずれかに記載のＥＣＧ装置。
【国際調査報告】
2016511032.tif 000018
2016511032.tif 000019
2016511032.tif 000020
2016511032.tif 000021
2016511032.tif 000022
2016511032.tif 000023
2016511032.tif 000024
2016511032.tif 000025