"インピーダンス分布を測定するための電極アレイを含むEITイメージング用センサデバイスであって、被試験者の空間的定位を決定するための少なくとも1つのセンサが、前記電極アレイに結合されていることを特徴とする、センサデバイス。前記空間的定位を決定するための前記センサは、重力ベクトルの方向に対する前記空間的定位を決定することを特徴とする、請求項1に記載のセンサデバイス。前記空間的定位を決定するための前記少なくとも1つのセンサは、三次元加速度センサを含むことを特徴とする、請求項1又は2に記載のセンサデバイス。前記電極アレイの電極は、帯状構造13の上に配列されることを特徴とする、請求項1~3のいずれか1項に記載のセンサデバイス。電気的活性に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサは、前記電極アレイに結合されることを特徴とする、請求項1~4のいずれか1項に記載のセンサデバイス。前記電気的活性に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサは、心電図センサを含むことを特徴とする、請求項5に記載のセンサデバイス。音響活性に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサは、前記電極アレイに結合されることを特徴とする、請求項1~6のいずれか1項に記載のセンサデバイス。前記音響活性に関する情報を収集するための前記少なくとも1つのセンサは、マイク又は心音図センサを含むことを特徴とする、請求項7に記載のセンサデバイス。前記電極アレイの拡張の変化に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサが、前記電極アレイ内に統合される、又は取り付けられることを特徴とする、請求項1~8のいずれか1項に記載のセンサデバイス。前記拡張の変化に関する情報を収集するための前記少なくとも1つのセンサは、ひずみ計を含むことを特徴とする、請求項9に記載のセンサデバイス。被試験者の空間的定位を決定するためのセンサに接続可能であり、任意選択で、電気的活性及び/若しくは音響活性に関する情報を収集するためのセンサ、並びに/又は拡張に関する情報を収集するためのセンサに更に接続可能である、EITイメージング計器であって、空間データに基づいてインピーダンスデータを調整するために、計算デバイスがEITイメージング計器に接続され、又はその中に統合され、前記空間データは、前記被試験者の前記空間的定位を記述することを特徴とする、EITイメージング計器。前記空間データは、重力ベクトルの方向に関して前記被試験者の前記空間的定位を記述することを特徴とする、請求項11に記載のEITイメージング計器。拡張データ、音響活性データ及び/又は電気的活性データに更に基づいて前記インピーダンスデータを調整するために、計算デバイスが接続される、又はその中に統合されることを特徴とする、請求項11又は12に記載のEITイメージング計器。-電極アレイを含むインピーダンス分布測定デバイスを使用することによってインピーダンス分布を測定するステップ、及び-前記測定されたインピーダンス分布をEIT画像に変換するステップを含む、インピーダンス分布を測定し、測定された前記インピーダンス分布を調整するための、EITイメージング方法であって、-被験者の空間的定位が決定されること、及び-前記測定されたインピーダンス分布の値は、重力の影響を説明するために前記空間的定位に従って調整されることを特徴とする、EITイメージング方法。前記被試験者の前記空間的定位は、前記インピーダンス分布測定デバイスの空間的定位を測定することによって決定され、特に、前記被試験者の前記空間的定位は、前記電極アレイの空間的定位を測定することによって決定されることを特徴とする、請求項14に記載のEITイメージング方法。前記被試験者の前記空間的定位は、重力ベクトルの方向に関して決定されることを特徴とする、請求項14又は15に記載のEITイメージング方法。前記被試験者の前記空間的定位は、前記インピーダンス分布の測定中に測定されることを特徴とする、請求項14~16のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記被試験者の前記空間的定位は、前記インピーダンス分布とほぼ同時に測定されることを特徴とする、請求項14~17のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記インピーダンス分布の値及び被試験者の前記空間的定位の値は、1秒以内に、好ましくは500ミリ秒以内に、より好ましくは100ミリ秒以内に、及び最も好ましくは10ミリ秒以内に測定されることを特徴とする、請求項14~18のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記電極アレイの電極は、帯状構造13の上に配列されることを特徴とする、請求項14~19のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記測定されたインピーダンス分布は、電気的活性に従って更に調整されることを特徴とする、請求項14~20のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記電気的活性に関する情報は、心電図センサを使用して測定されることを特徴とする、請求項21に記載のEITイメージング方法。前記測定されたインピーダンス分布は、音響活性に従って更に調整されることを特徴とする、請求項14~22のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記音響活性に関する情報は、マイク又は心音図センサを使用して測定されることを特徴とする、請求項23に記載のEITイメージング方法。前記測定されたインピーダンス分布は、観測領域の拡張に従って、好ましくは前記電極アレイの拡張に従って更に調整されることを特徴とする、請求項14~24のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。前記拡張に関する情報は、ひずみ計を使用して測定されることを特徴とする、請求項14~25のいずれか1項に記載のEITイメージング方法。従って、本発明の目的は、信頼できるEIT差画像を測定し、計算することができるデバイス及び方法を提供することである。本発明の別の目的は、肺機能を正確に且つリアルタイムで監視できるようにするデバイス及び方法を提供することである。更に、本発明の目的は、改善された基準画像を作り出し、EIT技術の有用性及び使用性を改善することである。更に、本発明の目的は、正則化手法を改善することである。上記の目的は、改善されたEIT画像を作成するために空間的情報を提供し、使用することによって達成される。空間的情報は、体の位置及び/又は向き、つまり体又は体の部分の空間的定位を記述するデータを含む。例えば、標準的な正則化手法は、空間的情報、つまり例えば胸郭等の体の部分の向き及び位置についての情報を、EIT分析中に統合することによって拡張される。詳細には、上記目的は、本発明のセンサデバイス、本発明のEITイメージング計器、及びEITイメージング方法を用いて達成される。EITイメージング用の本発明のセンサデバイスは、インピーダンス分布を測定するための電極アレイを含み、空間的情報を収集するためのつまり、被試験者の空間的定位を決定するための少なくとも1つのセンサが電極アレイに結合されていることを特徴とする。空間的情報は、センサの向き及び/又は位置についての情報を含む。センサは、例えば、電極アレイ自体に貼られることもあれば、電極アレイに関して、ひいては試験される体の部分に関して定められた関係で位置決めされることもある。結果的に、空間的情報は、被験者被試験者、特に試験される体の部分の向き及び/又は位置についての情報を含む。有利なことに、実際には、上記空間的情報は、被験者に貼り付けられている電極アレイの空間的定位及び/又は位置を記述する。センサの位置及び/又は向きのデータは、重力ベクトルに対する、つまり重力ベクトルの方向に対する試験される体の部分の向きを定めるデータに変換できる。従って、例えば胸郭又は別の体の部分のインピーダンスが測定されるとき、収集される空間的情報は、重力の力に対する胸郭の向き、よって肺又は上記別の体の部分の向きを記述する。被試験者の、特に電気インピーダンス試験される体の部分の向き及び位置についての空間的情報は、重力の影響に関してインピーダンス分布測定データを調整するためにあらかじめ必要である。好ましくは、被験者の空間的定位を決定するための少なくとも1つのセンサが電極アレイに結合される。これによって、例えば被験者の空間的定位は、重力ベクトルの向きに関して決定される。記述される追加の空間的情報は、臨床的に有用な画像及び動画を作成するためにきわめて有用である。体の位置に応じて信頼できるEIT差画像を提供できるデバイスは、これまでに説明されていない。有利なことに、被試験者の空間的定位を決定するための上記少なくとも1つのセンサは、三軸加速度センサ又は重力センサとも呼ばれる三次元加速度センサ等の空間データセンサを含む。このセンサは、有利なことに重力ベクトルに関して位置又は向きを決定するために使用される。移動だけを検出することができるが、位置又は向きを測定することはできない、例えば一軸加速度センサ等の単純な加速度センサは、上述の目的には十分ではない。従来、電極アレイは、観測面内部の観測領域を画定する電極のアレイを形成する。有利なことに、電極アレイの電極は、帯状の構造の中及び/又は上に配列される。これによって、電極の迅速且つ容易な取扱い、並びに体の部分の上への電極の容易な位置決め及び固定が可能になる。被試験者の空間的定位を決定するためのセンサが上記帯状の構造の中に統合される、又は上記帯状の構造に固定されるとき、センサデバイスの取扱い、位置決め、及び固定は特に容易になる。電極アレイ、特に帯状構造は、例えば弾性構成部品を含む等、弾性であることが好ましい。弾性アレイ、つまり帯状構造は、少なくともその長手方向伸長で伸縮自在である。アレイつまり帯状構造の弾力性の特長によって、電極アレイを体の上に密着して固定できるようになると同時に、例えば胸部の呼吸性移動等の体の部分の移動は、アレイ、つまり帯状構造による制約を受けない。呼吸中、弾性アレイつまり帯状構造は律動的に長さが拡張、短縮する。有利なことに、電気的活性に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサが、電極アレイに結合される。電気的活性は、心臓の運動によって、つまり心臓の活動によって最も顕著に誘発される。よって、このセンサは、心臓の活動に関する情報の収集を可能にする。便利なことに、電気的活性に関する情報を収集するための上記少なくとも1つのセンサは、好ましくは心電計に接続可能である心電図センサを含む。有利なことに、音響活性に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサが、電極アレイに結合される。音響活性は、心臓の収縮及び心臓弁の開閉によって、つまり心臓の活動によって最も顕著に誘発される。よって、このセンサは、心臓の活動に関する情報の収集を可能にする。便利なことに、音響活性に関する情報を収集するための上記少なくとも1つのセンサは、好ましくは心音計に接続可能であるマイク又は心音図センサを含む。有利なことに、吸気中の電極アレイの状況つまり拡張の変化に関する情報を収集するための少なくとも1つのセンサが、電極アレイ内に統合される、又は取り付けられる。このセンサは、被試験者の呼吸活動に関するデータの収集を可能にする。便利なことに、拡張に関する情報を収集するための上記少なくとも1つのセンサは、ひずみ計を含む。好ましくは、拡張に関する情報を取集するためのセンサは、呼吸中に、体の部分、特に胸部の拡張を検出する。帯状構造の中又は上で電極のアレイを使用するとき、上記センサは、体の部分の状況の変化を検出してよい。有利なことに、帯状構造に統合された又は取り付けられたひずみ計は、帯状構造の拡張に関する、ひいては体の部分の状況の変化に関するデータを収集するために使用される。本発明のEITイメージング計器は、被試験者の空間的定位を決定するためのセンサに接続可能であり、任意選択で、本発明のEITイメージング計器は、電気的活性及び/若しくは音響活性に関する情報を収集するためのセンサ、並びに/又は拡張に関する情報を収集するためのセンサに更に接続可能である。本発明によると、上記EITイメージング計器は、空間的データつまり、空間的定位データに基づいて、並びに任意選択で、拡張データ及び/又は電気的データ及び/又は活性データに更に基づいてインピーダンスデータを調整するために、計算デバイスがEITイメージング計器に接続される、又はその中に統合されることを特徴とする。有利なことに、空間的データは、例えば、被試験者の空間的定位を決定するためのセンサの向きを検出することによって、更に具体的には上記センサに結合される電極アレイの向きを検出することによって被試験者の空間的定位を記述する。有利なことに、上述の空間的データは、重力ベクトルの方向に関して空間的定位を記述する。計算デバイスは、上記空間的データを分析し、インピーダンスデータを調整するためのプログラムルーチンを含む。有利なことに、計算デバイスは、空間データを同時につまりほぼ同時に測定されるインピーダンスデータと相互に関連付ける。計算デバイスは、一般的に利用可能であり、通常はすでに標準的なEITイメージング計器内に含まれているマイクロプロセッサ及びメモリを使用する。空間的情報を測定し、分析する機能性が統合されたEITイメージング計器は、最新式のEITイメージング計器よりもより用途が広い。更に、新しい機能性が統合されることにより、本発明のEITイメージング計器は操作するのが容易になる。インピーダンス分布を測定し、測定されたインピーダンス分布を調整するための本発明のEITイメージング方法は、i電極アレイを含むインピーダンス分布測定デバイスを使用することによってインピーダンス分布を測定するステップと、ii測定されたインピーダンス分布をEIT画像に変換するステップとを含む。本発明によると、上記EITイメージング方法は、測定されたインピーダンス分布の値が、重力影響について、例えば強化される及び/又は修正される等調整されることを特徴とする。更に詳細には、上記EITイメージング方法は、被験者の空間的定位が特に電極アレイの空間的定位を測定することによって決定されること、及び測定されたインピーダンス分布の値が、重力の影響を説明するために上記空間的定位に従って調整されることを特徴とする。重力影響に係る調整は、測定されたインピーダンス分布の値が重力影響について強化される及び/又は修正されるという点で達成され得る。重力の影響について上述された調整は、視覚的に強化され、よって臨床的により意味がある画像及び動画の作成を可能にする。電極アレイの空間的定位は、試験される体の部分の向き及び/又は位置にリンクされる。有利なことに、電極アレイは被験者の皮膚に接触し、好ましくは試験される体の部分に貼り付けられる。有利なことに、重力の影響の係る視覚化は、インピーダンス分布測定デバイスの空間的定位、特に電極アレイの空間的定位の決定に基づく。電極アレイは被試験者の体に取り付けられるので、電極アレイの向きは、被試験者の位置、特に試験される体の部分の位置にリンクされる、又はむしろ被試験者の位置、特に試験される体の部分の位置に依存している。インピーダンス分布の測定の間にインピーダンス分布測定デバイス、特に電極アレイの向きを検出することによって、重力の影響に係る調整が可能になる。例えば体の位置及び向きに基づいた空間的情報は、臨床的に有用な画像及び動画の計算を可能にする。新しい方法によって、ほぼリアルタイムの計算が許され、必要な場合即時診断及び救命治療が可能になる。好ましくは、重力ベクトルは、電極アレイ、ひいては被試験者の空間的定位を記述するために使用される。よって、被試験者又は電極アレイの空間的定位は、重力ベクトルの方向に関して測定される。好ましくは、被試験者の空間的定位、特に例えば重力ベクトルは、インピーダンス分布の測定中に測定される。更に好ましくは、被試験者の空間的定位、特に例えば重力ベクトルは、インピーダンス分布とほぼ同時に測定される。有利なことに、インピーダンス分布の値及び特に例えば重力ベクトルの値等被試験者の空間的定位の値は、1秒以内に、好ましくは500ミリ秒以内に、より好ましくは100ミリ秒以内に、及び最も好ましくは10ミリ秒以内に測定される。調整が成功するには、例えば重力ベクトル等の向きに関する空間的情報の測定と、インピーダンス分布の測定との間の遅延が数ミリ秒を超えてはならない。有利なことに、インピーダンス分布測定デバイスは、少なくとも電極アレイを含む。好ましくは、上記電極アレイは帯状構造内に配列される。有利なことに、測定されたインピーダンス分布は、更に心臓の電気的活性と同期される。好ましくは、電気的活性に関する情報は、心電図センサを使用して測定される。有利なことに、測定されたインピーダンス分布は、更に心臓の音響活性と同期される。好ましくは、音響活性に関する情報は、マイク、又はより好ましくは心音図センサを使用して測定される。有利なことに、測定されたインピーダンス分布は、更に、観測領域の、つまり観測される体の部分の状況つまり拡張の変化に従って調整され、それによって観測領域は、例えば電極アレイによって画定される。すなわち、電極アレイの体の部分上の位置が観測領域を画定する。好ましくは、状況又は拡張の変化に関する情報は、ひずみ計を使用して測定される。ひずみ計は、例えばインピーダンス分布測定デバイス上、つまり帯状電極アレイ上に配置される。体の部分例えば、被試験者の胸部の周りに配置されるときにインピーダンス分布測定デバイスの状況つまり拡張の検出された変化は、呼吸活動に起因する胸部の状況の時間的な変化を文書化することを可能にする。胸部移動に関する情報は、代わりに加速度センサを使用して測定され得る。移動を測定するためには、例えば単純な一軸加速度センサで十分である。ただし、例えば三軸加速度センサが使用される場合、移動及び向きに関するデータは同じセンサを用いて検出され得る。本発明を、図を参照して以下に説明する。本発明は、多くの異なる形態の実施形態が可能であるが、本発明の好ましい実施形態は図面に示されており、本開示が本発明の原則の適例として検討されるべきであり、本発明の幅広い態様を、示された実施形態に制限することを意図していない旨の理解をもって、詳細に本明細書に説明される。技術で既知であるように、EITデータは、例えば図1に示すように、被試験者11の胸部の周りに設置される複数の電極によって取得される。本発明では、電極は、好ましくは、被試験者11の体の部分を基準にして幾何学的に画定された位置に電極を保持する帯状構造13の上に取り付けられる。実際には、観測平面15は、体の部分の周りに複数の電極のアレイで組み立てられる帯状構造13を設置することによって選択され得る。本発明にとって電極の正確な配列は重要ではない。図1に示す好ましい配列は、電極の位置が観測平面15電極平面とも呼ばれるを、例えば被試験者11の胸部の周囲の周りに画定するほどである。この配列では、例えばEITベルト13によって画定される観測平面15は、主要な頭尾体軸17体幹の前後軸又は矢状軸に垂直である。角度αアルファは、重力ベクトルgに対する体軸の位置によって定められる。よって、αは主体軸17と重力ベクトルgとの間の角度である。ベクトルgは2つの成分に分解することができ、これらの成分の内の一方gcは、図1に示すように、例えばEITベルトによって画定される観測平面等の体軸に垂直である平面上にある。電極の第1組は、技術で既知であるように、電流を注入する又は電圧励起信号を印加して電場を確立するために使用される。励起信号の印加から生じる電圧又は電流は、以後、残りの各電極で測定される。励起信号は、次いで電極の次の組に移動され、測定シーケンスが繰り返される。32の電極の配列では、例えば、測定ループごとに32x32の測定が生じる。各ループの測定はスキャンフレーム又はEITデータベクトルとも呼ばれることもある。本発明によると、上記確立された電場についての情報に加えて、被試験者の向きに関する空間的情報が収集される。例えば、三次元加速度センサ例えばBoschBMA150センサ集積回路は、空間的情報及び電場情報の測定を同時に可能にするためにベルトと機械的に結合される。加速度センサは、重力ベクトルを測定する。暗に、重力ベクトルgと電極平面15との間の角度つまり、図1の角度αは、加速度センサ及びベルトが機械的に結合されているので測定される。例えば空間フィルターF以下の例を参照による正則化は、重力ベクトル成分gcに垂直な水平面での均一性を示す解に重みを与えるためにその後最適化される。本明細書ではkと呼ばれる重みは、観測平面に対する重力ベクトルの角度α、並びに所望されるコントラストを決定するユーザ定義の因数c及びdの関数でもある。好ましい実施形態では、kとαとの関係は正弦関数である。よって、角度α、重みk、並びに因数c及びdとの間の関係は、以下の方程式:k=cγαdで表すことができる。これにより、αは体軸と重力ベクトルgとの間の角度であるαの定義は図1及び図2に示される。上式では、γはαの一次関数又はαの正弦関数であり、円滑な遷移を可能とすることができる。好ましくは、加速度センサは、電極が入っている帯状構造13に機械的に接続される。加速度センサは、好ましくは空間内の角度αとして度又はラジアン単位で重力ベクトルgに対するセンサベルトの向きを測定する。図2では、胸郭切断部を、重力ベクトルgに関して異なる向きで示す。胸郭21の内部では、2つの肺23及び25が右側及び左側に位置している。図解のために、適用可能な場合、上述されたような3領域モデルの領域を、それぞれの肺で3つの異なる陰影で示す。モデルによると、領域は、通常、重力ベクトルに垂直である層内に広がる。第1の領域31はライトグレーで記され、第2の領域32はグレーで記され、第3の領域はダークグレーで記されている。モデルによると、肺胞の通気は領域2で削減され、肺胞の虚脱のために領域3で更に削減される又は不在である。重力ベクトルが観測平面の内部にあるつまり平行である場合、次いで領域1、2、及び3は最大限に表される図2a。言い換えると、重力ベクトルが主体軸17に垂直である場合、3つの領域は明確に区別可能である。図2aは、白い円の中の黒い点として示される主体軸が描画平面に対して垂直である仰臥位によってこの状態を示している。体が傾いている場合、重力ベクトルは観測平面外部に移動し、領域ははるかに目立たなくなる図2b。立位図2cでは、角度αはほぼゼロであり、領域はほぼ完全に消えている。図2aから図2cでは、観測平面が更に重力ベクトルに関して傾くにつれて、領域表現がより弱くなる。重力ベクトルgが観測平面15内部にある場合には、3領域モデルの領域は、図2aに示されるように最大限に表わされる。また、領域は、重力ベクトルgが観測平面外にある、つまり、αが90度図2a及び図2bとは異なる任意の体の位置決めについて、αがゼロに等しいα=0ときを除き、観測平面内部につねに重力ベクトルgの成分gcがあるため、-より少ない程度であるが-表されたままとなる。角度αが、90度から開始して減少すると、領域はより目立たなくなり、約0度で完全に消える図2c。通常、この関係は正弦関数として表される。ただし、他の関数が代わりに使用され得る。直立した患者図2cでは、重力ベクトルは人の体軸に続き、領域1から3は肺の先端頂点から横隔膜に続く。この位置で、領域1から3は、断面EIT画像上に現れない。患者が仰臥位にある場合、領域3は背中依存部位に位置する。一方、領域1は胸部独立部位に向かって位置する。仰臥位図2aでは、領域1から3は観測平面内部にあり、よってEIT画像に影響を与える。患者が腹臥位に位置決めされる場合、領域1から3は依然として観測平面内にあるが、逆の順序となる。上記に示す体の位置は、仰臥位から立位までのすべての位置を含む。ただし、体が横向きに回転される又はひねられる位置はまだ検討されていない。回転された体の位置は、主体軸17及び重力ベクトルgによって画定される平面を貫通する背腹軸19によって記述されてよい。背腹軸19は、図1に示すように主体軸17に垂直であると定められる。患者はEIT測定中に一定の位置をとるように言われる可能性があるので、短い検査を行うときにも回転された位置が関連性を有する又は重要である場合がある。従って、横に回転された位置を含むが、これに限定されない考えられる位置の最大値が明らかにされる必要がある。図3a及び図3bでは、変化した臥位での胸郭の領域分布を示す。上記図では、中立的な仰臥位図3aにある胸郭の領域分布が、横に回転された仰臥位図3bにある胸郭の領域分布と比較される。横に回転された仰臥位では、図3bによると、角度βが重力ベクトルgに対する背腹軸19の位置によって定められる。上記に示され、図1cに示すように、臥位では、重力ベクトルgは重力ベクトル成分gcに等しい。よって、一般に、例えば仰臥位又は横に回転された仰臥位で等の臥位では、βは背腹矢状軸と重力ベクトル成分gcとの間の角度である。また、被試験者が仰臥位と立位との間の位置をとり、更に片側に回転されると、βは背腹軸19と重力ベクトル成分gcとの間の角度となる。患者の長手方向軸17の周りでの回転に対する領域形成の依存性は、2つの肺での領域分布の非対称性に反映される。領域は、重力ベクトルgに垂直である層で積み重ねられる。体が角度β分片側に回転されても、領域は依然として図3bに示すように重力に従う。この例では、体軸に対する重力ベクトルgの角度αは90度で変化しないままである。言い換えると、重力ベクトルは観測平面内にあり、領域は最大限に表わされている。横に回転された位置では、人工呼吸器が装着された、下部に位置する肺つまり図3bでは右肺は広範囲な通気削減を経験することがある。一方、他方の肺つまり、左肺はほとんど影響を受けない。図4左側には、患者の多様な位置胸郭の概略図を、重力ベクトルgに関して示す。右側には、2つの座標系u/h及びu’/h’が互いに関連するそれぞれの角度α及びβを示す。両方の座標系とも同じ起点を有する。再び、αは主体軸17と重力ベクトルgとの間の角度を表し、βは背腹軸19と重力ベクトル成分gcとの間の角度を表す。図4の最初の3つの位置に示す向きでは、重力ベクトル成分gcは重力ベクトルに等しくgc=g、角度βはu/h軸系とu’/h’軸系との間の回転角度を定めている。一番下の例立位では、角度βは定められていないgc=0が、ほとんどどのような領域表現もないので、それは問題にはならない。ベクトルωu’及びωh’は、u/h軸系に対するu’/h’軸系のそれぞれの回転から生じ、空間フィルタリング以下参照の回転された変異形を定める。追加の実施形態では、本発明は、向きを決定するために、三軸加速度センサを用いて好ましくは測定される空間センサデータ及び例えば、拡張センサ、追加の加速度センサ、及び/又は電気的活性センサ及び/又は音響活性センサを用いて測定される時間センサデータを組み合わせて、EITによって取得される画像及び関連情報を改善する。一実施形態では、帯状構造又は帯状構造の部分の可動域つまり、拡張又は拡大が、例えばひずみ計によって測定される。信号処理プロセッサは、局所最小値からの偏差を計算し、その後遡って吸息の始まりを予想する。その遡って予想された時点で測定されたデータベクトルは、呼吸基準ベクトルとして解釈される。この手順は画像処理で一定の遅延を伴うので、実施の目標は、精度とタイミングとの間のバランスを見つけ出すことである。成人での呼吸は1分あたり3呼吸を十分に上回り、1分あたり50呼吸を十分に下回る頻度で行われるので、数百ミリ秒の遅延は耐えることができ、基準時点を確実に生成するには十分でなければならない。実際に、多くの場合、肺機能検査は患者の呼吸ドライブを測定するための閉塞試験と呼ばれる試験に依存している。係る検査は、成人で及び小児で100ミリ秒で行われる。最後に、各EITデータベクトルから呼吸基準ベクトルが差し引かれ、呼吸活動及び換気によって引き起こされるインピーダンス変化を可視化する。その好ましい実施形態では、拡張センサ呼吸センサとも呼ばれるが、ひずみ計によって帯状構造にかかる力を、及び3D加速度センサによって体の位置を測定している。ユーザは、2つのパラメータc及びdを入力して、領域1、2、及び3に関して画像を調整してよい。患者が吸入する又は人工呼吸器が患者に呼吸を送達するのに伴い、帯状構造は拡大し、ひずみ計はこの拡大を測定する。センサ信号は、通常毎秒50から100サンプルでデジタル形式に変換され、好ましくはデジタルで分析される。分析は、単純な低域フィルター及び以後の最小力の決定を含んでよい。代わりに、分析は、著しい信号ドリフトが存在する場合にEIT基準ベクトルを検出するためのひずみ計信号の分析を示す図5でのように行われてもよい。ひずみ計の任意の単位実線及びその導関数例えば、RC=0.1秒での高域フィルター、点線は、肺容量が連続的に変更されている呼吸中に描かれる。ひずみ計の局所最小値実線矢印は、その高域フィルタリングされた導関数点線矢印が毎回ゼロと交差する前の約0.1秒である。通常はひずみ計からのセンサデータは、最初に、カットオフ周波数が20Hzの低域フィルターによってフィルタリングされる。その後、カットオフ周波数が0.1Hzの高域フィルターが利用される。このようにフィルタリングされた曲線が低い力から高い力へ移動するゼロ線点線矢印を交差する場合、胸部は拡大を開始し、よってこの点が吸息の開始と解釈される。この時点で、又は通常は高域フィルターの1時間定数早期の等、より早期の所定のリードタイムで測定されたEITデータベクトルは、以後の差動EITイメージングのための基準ベクトルとして解釈される。この手順は、臨床的には関連性はないが画像シーケンスでわずかな遅延を生じさせる。代わりに、呼吸活動は、第2の加速度センサ例えば、上述されたひずみ計センサに代わるによって測定される。胸部は呼吸のたびに移動しているので、第2の加速度センサはこの移動を感知し、それを吸息の開始を示し、上述されたように基準ベクトルを決定するために使用できる信号に変換することができる。更に代わりに、同じ加速度センサは、呼吸活動と、観測平面に対する重力ベクトルの方向つまり向きの両方とも測定する。このために、3D加速度センサが使用され得る。別の実施形態では、時間データセンサは、例えば心電図ECGで使用されるセンサ、つまり心電図センサ等の電気的活性センサである。係るセンサは、心収縮の始まりに関係する基準画像を作成し、それによって心臓基準データベクトルを作成するために使用できる。その後、心臓基準データベクトルは各EITデータから差し引かれ、心臓活動によって引き起こされるインピーダンス変化を可視化する。別の実施形態では、時間データセンサは、例えば心音図PCGで使用されるセンサ、つまり心音図センサ等の音響活性センサである。係るセンサは、心収縮の始まりに関係する基準画像を作成し、それによって心臓基準データベクトルを作成するために使用できる。その後、心臓基準データベクトルは各EITデータから差し引かれ、心臓活動によって引き起こされるインピーダンス変化を可視化する。別の実施形態では、少なくとも2つの時間センサが空間データセンサと組み合わされる。例えば、それぞれ心電図又は心音図で使用されるようなセンサ等の電気的活性センサ又は音響活性センサ、及び例えばひずみ計センサ等の拡張センサは、3-D加速度センサ空間データセンサと結合される。これによって、重力に対する観測平面の向き、同時に呼吸に起因する電極ベルトの拡張及び心臓活動に起因する電気的活性の測定が可能になる。本発明は、スタンドアロンモニタで、並びに機械的な人工呼吸器及び麻酔機械でのEITデバイスの画像品質を向上させるために使用できる。係る改善は、向上した画像を作成するか、又は画像に直接的に重力ベクトルを描くか、又は重力ベクトルに関して画像を自動的に回転させ、それによってユーザに向きを示すかのどれかによって行うことができる。係る改善されたEIT画像の特定の使途は、リクルートメント法、理学療法又は姿勢の変更等の特定の療法を開始し、治療的介入の効果を測ることである。本発明に係るEITイメージング用センサデバイス、EITイメージング計器、及びEITイメージング方法の典型的な用途は、人工呼吸器を装着した集中治療患者にある。これらの患者の内の約15が急性の肺障害を患い、これらの内の30を超える患者が死亡する。これらの患者の約半数が、適切な治療によって助けられると推定されている。係る治療は、領域2及び領域3を効果的に最小限に抑えるための肺リクルートメントを伴う。ただし、肺リクルートメント法はリスクを伴う。従って、臨床医は、多くの場合、肺障害がすでに明らかになっているときにだけ肺リクルートメントを使用する。残念なことに、これは多くの場合遅すぎる。開示されている発明を用いれば、介護者は、肺リクルートメント法の必要性及び成功を病気の早期に判定し、生命を助け、介護の費用を削減する手段を有するだろう。別の使途では、文脈依存EITは、肺機能に関して患者の体の位置を最適化するために使用できる。実施例以下に有限要素法を使用し、本発明に従って患者の位置及び向きに関して未処理のEITデータを調整することによってEIT画像を再構築するための実施例を示す。再構築の問題は、有限要素法FEMを使用して解かれる。FEMは、ノードによって画定される三角形の要素のメッシュを使用して、関心のある空間又は表面を離散化する。次いで、問題の物理特性がメッシュに適用され、問題は所与の境界条件を使用して解かれる。EITのためにこれを行うと、YσV=Cが得られ、ここでYは、導電率σに応じたコンダクタンスマトリックスであり、Vは電圧分布のセットであり、Cは印加された電流のセットである。所与の場所でつまり電極で媒体の境界で電圧を測定することしかできないと仮定すると、演算子Dが導入される。演算子Dは、以下の所与のシステム及びスキャニングパターンに対応する電圧測定値のベクトルvを返す。v=DV=DY-1C上記等式は、次いでテーラー展開を使用してσに関して線形化され、△v=S△σとなり、ここで、Sは感度行列であり、△σはσ-σ0であり、△vはv-v0である。よって、測定値△vの所与の変化に関して、導電率△σの変化が得られる。画像再構築プロセスでは、考え方は、測定値△vの所与の変化から導電率△σの変化を検出することである。△σを計算するために、行列Sを反転しなければならない。この演算は、一般的に非自明であり、行列の古典的な逆数を使用して実行できない。このカテゴリの問題は、逆非適切問題として文献で既知である。つまり、問題は方程式より多くの未知数を有する。解を計算するための方法は、非適切な性質にも関わらず、関心のある媒体について何らかの仮定が立てられることを暗示する正則化技法を使用することである。EITでの考えは、本来、問題||S△σ-△v||2の最小二乗解△σを見つけ出すことである。問題は非適切であるので、正則化項が追加され、以下の費用関数を生じさせ例えば、AdlerA、GuardoR、Electricalimpedancetomography:regularisedimagingandcontrastdetection電気インピーダンストモグラフィー:正則化されたイメージング及びコントラスト検出、IEEETransMedImaging、1996年、15170-9を参照すること:ここで、λは正則化項の重み付け項であり、Fは空間高域フィルター行列である。ユークリッドノルム二乗の使用が必須ではない、つまり別のノルムも使用できることに留意されたい。当該技術Adler及びGuardo、1996年では、Ffreqは、以下の形式:の高域ガウス空間フィルターとしてモデル化でき、ここで、ω0はカットオフ周波数であり、u、h変数はそれぞれ空間周波数空間での縦座標方向、横座標方向である図4。このフィルターを適用した結果、高空間周波数がフィルタリングされた画像、つまりより円滑な画像が生じる。好ましい方向で多かれ少なかれ高周波をフィルタリングするために同じ考えを拡張することができ:ここで、u’=ucosβ-hsinβ及びh’=usinβhcosβは、u0,h0=0,0の回りで角度β図4を参照分、回転された軸方向である。新しいカットオフ周波数は、それぞれu’軸及びh’軸にリンクされたωu‘及びωhである。Fを計算する方法を、以下の段落に示す。まず第1に、方程式Iで示すFは有限要素メッシュ空間のためのフィルターであり、従ってFを計算するためには、以下のワークフローが使用されることに留意することが重要である。図6は、メッシュの1つの単一のノードのピクセル化されたインパルス画像を形成するために使用されるプロセスを概略的に示している。メッシュノードごとに、インパルス画像が生成される。言い換えると、ノードごとに、1に設定される検討されているノード以外のすべてのノード値がゼロに設定される新しいメッシュが作成される。次いで、得られたメッシュは、十分に細かいグリッドを使用してピクセル化される。このプロセスの間、メッシュのインパルス画像は、ノード間のその対応するピクセルグリッド上で線形補間される。図7は、行列Pの形成を示す。各画像は列ベクトルに変換され、すべての画像列ベクトルが次いで付加されて、行列Pを形成する。この行列Pが後に使用される。図8は、空間周波数領域内でのフィルタリングプロセスを示す。この段階では、インパルス画像に2D-FFT二次元高速フーリエ変換が適用されて空間周波数領域内に入る。フィルターFfreqが適用されて、2D-FFT二次元逆高速フーリエ変換が実行され、空間領域内に戻る。よって、インパルス応答画像のセットが得られる。図9は、行列Rの形成を示す。各インパルス応答画像は列ベクトルに変換され、すべての画像列ベクトルが付加されて、行列Rを形成する。空間領域フィルター行列Fは、以下の式から得られる。PF=R疑似逆数を使用して、行列Fを抽出する。F=[PTP]~1PTR以下の比:ここで例えば、γα=sinα、d=c=1はメインフィルターパラメータの内の1つであり、角度αと直接関係している。本発明は、ガンマ関数に正弦関数を提案しているが、どのような他の関数も使用できることが理解される。例えば、γα=α/90、d=1、c=0であり、上式ではαは0度と90度との間であり、使用できるだろう。また、ガンマ関数は、上述された生理学的な領域1から3の式を表す数学モデルにもなるだろう。例えば矩形又は楕円等の他の空間フィルタリング形状も使用できるだろうため、F関数にも同じ通知が有効である。本発明を、その特定の実施形態及び例に関して上に説明してきたが、本明細書に開示されている発明的概念から逸脱することなく、多くの変更、修正、及び変形を加えることができることは明らかである。従って、添付特許請求の範囲の精神及び幅広い範囲に含まれる係るすべての変更、修正、及び変形を含むことが意図される。"