(57)【要約】【解決手段】本発明は，患者の血液の生理学的特性を非侵襲的にモニターする方法を含む。血液成分の濃度の決定は，経路長および血圧のような変化するパラメータにおける輻射の吸収度を比較することによりなされる。好適に，血圧における変化は，患者の心臓に対するプローブの高さを変化させることによりなされる。血液のpHの決定は，異なる波長における血液の吸収度を比較することによりなされる。血液の温度，したがって，患者の中心の温度は正確に決定することができる。さらに，心拍出量の特性，血圧は本発明の方法を使用して非侵襲的に決定することができる。
2005507298.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の血液の輻射経路長を通過して吸収した後に，第一の波長を受け取るように構成された第一の輻射検出器を有する組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
多数の経路長を与えるべく，組織プローブの経路長を変化させるために，血液の容量を変化させる工程と，
多数の経路長のそれぞれで、患者の血液の吸収度を測定する行程と，
吸収度の変化に基づいて血液成分の濃度を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項２】
血液成分がヘモグロビンを含む，請求項１に記載の方法。
【請求項３】
血液が静脈血である，請求項１に記載の方法。
【請求項４】
血液が動脈血である，請求項１に記載の方法。
【請求項５】
さらに，決定された濃度を乗じた輻射経路長を測定された吸収度と比較することにより濃度の決定を確認する工程を含む，請求項１に記載の方法。
【請求項６】
組織プローブを用意する工程が，第一および第二の波長を有する第一および第二の輻射エミッタ，ならびに血液の輻射経路長を通過した後，それぞれ，第一および第二の波長を受け取るように構成された第一および第二の輻射検出器を有する組織プローブを用意する工程からなり，吸収度を測定する工程が，第一および第二の波長の吸収度を測定する工程からなる，請求項１に記載の方法。
【請求項７】
患者の生理学的パラメータを非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の血液の輻射経路長を通過して吸収した後に，第一の波長を受け取るように構成された第一の輻射検出器を有する第一の組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第二の波長を有する第二の輻射エミッタ，および患者の血液の輻射経路長を通過して吸収した後に，第二の波長を受け取るように構成された第二の輻射検出器を有する第二の組織プローブを用意する工程と，
第一および第二のプローブで，吸収度を測定する工程と，
第一および第二のプローブでヘモグロビンの吸収度の決定を実行する工程と，
第一および第二のプローブでヘモグロビンの吸収度を比較することにより，第一および第二のプローブで，パルスおよび流量波の到達時間を計る工程と，
第一および第二のプローブへのパルスおよび流量波の到達時間に基づいて，心臓の特性を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項８】
患者の血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の心臓に対する第一の位置で患者の血液の第一の輻射経路長を通過して吸収後に，第一の波長を受け取るように構成された第一の輻射検出器をそれぞれ有する第一および第二の組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の第一の経路長の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第一および第二のプローブ内の血液の容量および圧力を変化させる工程と，
血液の容量および圧力が変化したときに，血液の吸収度を測定する工程と，
変化した血液の圧力における吸収度に基づき血液成分の濃度を計算する工程と，
を含む方法。
【請求項９】
血液の圧力を変化させる工程が，患者の心臓に対するプローブの位置を変化させる工程からなる，請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
濃度を計算する工程が，プローブを患者の心臓に対して移動させた距離を計算する工程からなる，請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
血液成分がヘモグロビンを含む，請求項８に記載の方法。
【請求項１２】
血液が静脈血である，請求項８に記載の方法。
【請求項１３】
血液が動脈血である，請求項８に記載の方法。
【請求項１４】
さらに，決定された濃度を乗じた第一の経路長を測定された吸収度と比較することにより，濃度の決定を確認する工程を含む，請求項８に記載の方法。
【請求項１５】
さらに，第一および第二のプローブの経路長を変化させる工程を含む，請求項８に記載の方法。
【請求項１６】
第一および第二の組織プローブを用意する工程が，第一および第二の波長を有する第一および第二の輻射エミッタ，ならびに血液の輻射経路長を通過した後，それぞれ，第一および第二の波長を受け取るように構成された第一および第二の輻射検出器を有するそれぞれ有する第一および第二の組織プローブを用意する工程からなり，吸収度を測定する工程が，第一および第二の波長の吸収度を測定する工程からなる，請求項８に記載の方法。
【請求項１７】
患者の生理学的パラメータを非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の心臓に対する第一の位置で，患者の血液の輻射経路長を通過して吸収した後に，第一の波長を受け取るように構成された第一の輻射検出器をそれぞれ有する第一および第二の組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第一および第二のプローブ内の血液の容量および体積を変化させる工程と，
容量および圧力が変化したときに，血液の吸収度を測定する工程と，
第一および第二のプローブでモグロビンの吸収度を比較することにより，第一および第二のプローブへの，パルスおよび流量波の到達時間を計る工程と
圧力が変化して，パルスおよび流量波が第一および第二のプローブに到達したことに基づいて心臓特性を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項１８】
さらに，吸収度の測定のタイミングの相関を取るために，心電図を利用する工程を含む，請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
患者の血液のpHを非侵襲的に決定する方法であって，
第一および第二の波長をそれぞれ有する第一および第二の輻射エミッタ，ならびに患者の血液の通過吸収後に，第一および第二の波長をそれぞれ受け取るように構成された第一および第二の検出器を有する第一の組織プローブを用意する工程であって，第一の波長の吸収が血液のpHに依存し，第二の波長の吸収が血液のpHに実質的に依存しない，ところの第一の組織プローブを用意する工程と，
第一および第二の波長の輻射を，患者の血液を通過するように放射し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第一および第二の波長における，測定吸収度に基づいて血液のpHを計算する工程と，
を含む方法。
【請求項２０】
第一および第二の波長がヘモグロビン種の吸収度に基づき選択される，請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
ヘモグロビンが，メトヘモグロビン，オキシヘモグロビン，デオキシヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンからなるグループから選択される，請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
第一の波長が，約535nm，約577nmおよび約600nmからなるグループから選択され，第二の波長が近赤外線波長からなる，請求項２０に記載の方法。
【請求項２３】
さらに，血液温度を変化させる工程を含む，請求項１９に記載の方法。
【請求項２４】
さらに，第一および第二の波長をそれぞれ有する第一および第二の輻射エミッタ，ならびに患者の血液の通過吸収後に，第一および第二の波長をそれぞれ受け取るように構成された第一および第二の検出器を有する第一の組織プローブを用意する工程であって，第一の波長の吸収が血液のpHに依存し，第二の波長の吸収が血液のpHに実質的に依存しない，ところの第二の組織プローブを用意する工程と，
第一および第二のプローブで，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第一および第二のプローブで，第一および第二の波長における，測定吸収度に基づいて血液のpHを計算する工程と，
計算されたpHに基づき血液の温度を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項２５】
第一のプローブが静脈血の吸収度を測定し，第二のプローブが動脈血の吸収度を測定する，請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】
血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，
動脈血および静脈血の吸収度を測定する工程と，
動脈および静脈の酸素飽和度を決定する工程と，
動脈および静脈対飽和度に基づいて，ヘモグロビンの吸収度を取り除く工程と，
残りの吸収度に基づいて血液成分の濃度を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項２７】
血液成分がグルコースを含む，請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
さらに，複数の波長における吸収度を測定する工程と，各波長における動脈および静脈の吸収度を比較する工程とを含む，請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
患者の血液の化学分析対象を非侵襲的に決定する方法であって，
既知の濃度の分析対象を含むフィルムを含む組織プローブを用意する工程と，
患者の組織およびフィルムの吸収度を測定する工程と，
患者の心臓に対して組織を上下動させることにより，患者の組織の血液容量を変更する工程と，
患者の組織の分析対象の，フィルム内のものとの相対濃度を決定するために，組織吸収度とフィルム吸収度とを比較工程と，
を含む方法。
【請求項３０】
患者の心臓特性を非侵襲的に決定する方法であって，
パルス波速度を第一の先端部で測定する工程と，
流量波速度を決定する工程と，
流量波速度を使用して心拍出量を計算する工程と，
を含む方法。
【請求項３１】
心臓特性を計算する工程が，心拍出量，心係数，一回心臓拍出量，心臓駆出分，および血液容量からなるグループから選択される特性を決定することを含む，請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
さらに，パルス波速度を反対側の第二の先端部で測定する工程を含み，
流量波速度を決定する工程が，第一および第二の先端部におけるパルス波速度の比を使用して，流量波速度を計算することを含む，請求項３０に記載の方法。
【請求項３３】
第一および第二の先端部が患者の手である，請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
パルス波速度を測定する工程が，第一および第二の先端部でのパルスの到達の時間間隔を測定する工程を含む，請求項３２に記載の方法。
【請求項３５】
さらに，血圧を測定する工程を含み，
流量波速度を決定する工程が，血圧とパルス波速度を使用して，流量波速度を計算する工程を含む，請求項３０に記載の方法。
【請求項３６】
パルス波速度を測定する工程が，組織プローブを患者の体の異なる部位に配置する工程と，患者の血液中の酸素飽和度を組織プローブにより連続してモニターする工程と，酸素飽和度に変化を誘導する工程と，組織プローブへの飽和度の変化の到達時間を比較する工程とを含む，請求項３２に記載の方法。
【請求項３７】
酸素濃度に変化を誘導する工程が，患者が息留めをする工程からなる，請求項３６に記載の方法。
【請求項３８】
さらに，酸素濃度に変化を誘導する工程を含む，請求項３０に記載の方法。
【請求項３９】
心臓特性が，心係数，一回心臓拍出量，および心拍出量からなるグループから選択され，心臓特性が，酸素飽和度の変化の誘導と，酸素飽和度の第一の測定変化との間の時間間隔を決定することにより計算される請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
心臓特性が心臓駆出分からなり，心臓特性が，酸素飽和度の第一の測定変化と酸素飽和度の最大変化との間の時間間隔を決定することにより計算される，請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】
心臓特性が血液容量からなり，心臓特性が，酸素飽和度の誘導変化とベース測定酸素飽和度への戻りとの間の時間間隔を決定することにより計算される，請求項３８に記載の方法。
【請求項４２】
酸素飽和度に変化を誘導する工程が，酸素が豊富な大気を与える工程からなる，請求項３６に記載の方法。
【請求項４３】
患者の血圧を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の血圧でもって，患者の第一の先端部でパルス波速度を測定する工程と，
第一の先端部において血圧に変化を誘導する工程と，
第二の血圧でもって，患者の第一の先端部でパルス波速度を測定する工程と，
パルス波速度の比と，第一および第二の血圧の流体圧差を使用して血圧を計算する工程と，
を含む方法。
【請求項４４】
先端部に血圧の変化を誘導する工程が，患者の心臓に対する先端部の高さを変化させることを含む，請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】
さらに，パルス波速度を第二の先端部で測定する工程を含む，請求項４３に記載の方法。
【請求項４６】
さらに，第二の先端部で血圧に変化を誘導する工程を含む，請求項４５に記載の方法。
【請求項４７】
患者の血圧を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の血圧でもって，第一の先端部の或る点にパルスが到達する時間間隔を測定する工程と，
患者の心臓に対して，第一の先端部の高さを変化させることにより，先端部で血圧に変化を誘導する工程と，
第二の血圧でもって，第一の先端部の或る点にパルスが到達する時間間隔を測定する工程と，
時間間隔の比と，第一の血圧と第二の血圧の流体圧差を使用して血圧を計算する工程と，
を含む方法。
【請求項４８】
さらに，パルスが第二の先端部の或る点に到達する時間間隔を測定する工程を含む，請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】
さらに，第二の先端部で圧力に変化を誘導する工程を含む，請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】
患者の血圧を非侵襲的に決定する方法であって，
両側の二つの先端部でパルス波速度を測定する工程と，
パルス波速度の比を使用して血圧を計算する工程と，
を含む方法。
【請求項５１】
患者の血圧を非侵襲的に決定する方法であって，
両側のふたつの先端部でパルスの到達時間間隔を測定する工程と，
二つの時間間隔の比を使用して血圧を計算する工程と，
を含む方法。
【請求項５２】
患者の中心静脈血圧を非侵襲的に決定する方法であって，
患者の心臓に対する第一の位置に先端部を上昇させる工程と，
先端部で光吸収度を連続的に測定する工程と，
患者の心臓に対する第二の位置に先端部を下降させる工程と，
第一の位置と第二の位置との間の流体圧差を使用して中心静脈血圧を計算する工程と，
を含み，
第二の位置は，その位置での光吸収度が第一の位置での光吸収度に関して増加するところの位置からなる，ところの方法。
【請求項５３】
血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の血液の第一の経路長を通過して吸収した」後に，第一の波長を受け取るように構成された第一の輻射検出器を有する組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
複数の経路長における患者の血液の吸収度を計算する工程と，
吸収度の変化に基づいて血液成分の濃度を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項５４】
血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の血液の吸収後に，第一の波長を受け取るように構成された第一の輻射検出器を有する組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
血液の飽和度を変化させる工程と，
変化した飽和度における患者の血液の吸収度を測定する工程と，
変化した飽和度における吸収度に基づいて血液の濃度を決定する工程と，
を含む方法。
【請求項５５】
血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，
第一の波長を有する第一の輻射エミッタ，および患者の血液の吸収後に，輻射を受け取るように構成された第一の輻射検出器を有する組織プローブを用意する工程と，
第一の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第二の波長の輻射を患者の血液を通過するように放出し，患者の血液の通過後の輻射を検出することにより，患者の血液の吸収度を測定する工程と，
第一および第二の波長における吸収度に基づいて血液成分の濃度を決定する工程と，
を含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は，一般的に，心臓血管機能および呼吸器機能に関連した種々の生理学的なパラメータを，定量的に測定する非侵襲的な方法に関する。特に，本発明は，ヘモグロビン，グルコースおよび他の血液の組成の濃度，血液pHおよび酸塩基平衡，血流のばらつき（differential），血液温度，動脈血圧，静脈血圧，動脈酸素飽和度，静脈酸素飽和度，動脈の脈波速度，大動脈の脈波速度，大動脈の流速，心臓の一回拍出量，心係数，心像拍出量，心拍数，呼吸数，および心臓駆出分を，連続して非侵襲的に測定する方法および装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
重体および重傷患者には，不断の介護と注意が必要となる。医師，看護士，医療技術者は，看護の下で，多数の患者についての連続した情報を必要とする。心拍数および血圧の測定は看護の下で，患者の健康状態を示すふたつの主要な生命の兆候である。これらふたつの一般的な健康についての指標が定常の値以下に落ちたとき，患者は通常危険な状態にあり，緊急の治療を必要としている。
【０００３】
心臓血管または肺血管の疾患，重いトラウマ，または薬物乱用により誘発される危険な状態は，肺や心臓への，活発な酸素をもつ血流の供給の欠乏によることがある。このよう致命的な欠乏が，酸素を運ぶ血流中のヘモグロビンの量を連続して計量することにより検出することができる。この第三の生命の兆候（血液の酸素飽和度を示す）は，血液中の酸素の急激な減少が患者の死亡率の増加に関連していることから特に重要である。
【０００４】
血圧が，液で満たされたカテーテルを血管内に直接配置し，これを電子機械トランスデューサに接続することにより，直接測定できることは知られていることはよく知られている。これは最も正確な手段ではあるが，挿入時に苦痛，感染または疾患の伝染の危険性，出血または血栓症の危険性，さらには非常に費用がかかるという侵襲的測定にともなう全ての欠点をもつ。さらに悪いことに，有害な医療廃棄物（注射針，手袋，皮膚包帯）が生じる。
【０００５】
血圧測定も，閉鎖血圧計バンド（occlusive cuff）（決定をなすために聴診器かオシロメータとともに）を使用して直接測定することができる。このことは，血圧測定の最も一般的な手段である。このことは特許文献1ないし4に示されている。
【特許文献１】
米国特許第5,582,179号明細書
【特許文献２】
米国特許第5,048,533号明細書
【特許文献３】
米国特許第5,152,296号明細書
【特許文献４】
米国特許第4,793,360号明細書
【０００６】
他の閉鎖血圧計バンド装置が特許文献５に示されている。本発明にしたがって，この装置は，複数の「加圧された空気式圧力計バンド」（「循環パラメータが多数の患者の指や手足から迅速に測定，記録できるように複数の個々の指や手足から，血圧および/または血流の波形をグラフにとるために」使用される）を含む。
【０００７】
閉鎖血圧計バンドは一般的に使用されてはいるが，不快感を伴い，測定が断続的で，信頼性に乏しいという多くの欠点をもつ。
【０００８】
血圧測定の他の手段は，「パルス波速度」を見積もるものである。このような手段を使用する方法や装置が文献5に開示されている。
【特許文献５】
米国特許第5,766,130号明細書
【０００９】
「パルス波の振幅」の見積もりによる，血圧を決定する方法および/または装置が特許文献６ないし１４に開示されている。
【特許文献６】
米国特許第4,735,213号明細書
【特許文献７】
米国特許第4,872,461号明細書
【特許文献８】
米国特許第4,793,360号明細書
【特許文献９】
米国特許第5,265,011号明細書
【特許文献１０】
米国特許第5,385,149号明細書
【特許文献１１】
米国特許第5,511,303号明細書
【特許文献１２】
米国特許第5,582,179号明細書
【特許文献１３】
米国特許第5,680,867号明細書
【特許文献１４】
米国特許第5,882,311号明細書
【００１０】
さらに，血液温度およびpHのような，生理学的な特性が患者の状態に関連した情報を提供する。また，測定の組み合わせは，特定の心肺パラメターを決定するために使用することができる。
【００１１】
酸−塩基平衡（最も一般的な測定はpH）はおそらく，生物学的システムおよび非生物学的システムの両方の化学反応において，最も重要な要因である。それは反応の速度（実際に，反応が多少なりとも生じるとき）を示す。最も生物学的システムにおいて，pHの決定は実験室での分析を必要とする。その時間的コストは高く，手順は患者，研究者に対しリスクをもたらす。有害な医療廃棄物（注射器，手袋など）が生じ，安全について配慮されなければならない。他のシステム（生物学的システムの一部）で，pH測定はふたつの一般的な方法（比色分析上および電気化学上）のひとつでなされる。動脈血のpHの非侵襲的測定は特許文献１５に開示されている。
【特許文献１５】
米国特許第5,978,691号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
多くの知られた非侵襲的モニタリング方法および装置，特に閉鎖血圧計バンドが健康管理に携わる人たちにより多年にわたって採用されてきたが，この在来の方法および装置は，別個の較正が必要という重大で一般的な欠点をもつ。
【００１３】
したがって，個別に較正をする必要のない，血圧，中心静脈血圧および心拍出量のような種々の生理学的特性を連続的に決定することのできる，非侵襲性の方法および装置の必要性がある。ヘモグロビン，グルコースおよび他の血液の組成の濃度，血液pHおよび酸−塩基平衡，血流のばらつき，血液温度，血圧ならびに圧力波形のばらつきを含む種々の血液パラメータを決定する，非侵襲性の方法および装置の必要性が同様にある。当業者であれば，本発明がこれらの必要性を充たすことは理解されよう。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明は，血液の成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，波長を有する放射エミッタ，および患者の血液の経路長を通して吸収された後の波長を受信する検出器を有する組織プローブを用意する工程と，放射を発しそして患者の血液の通過後に検出することにより患者の血液の吸収度を測定する工程と，多数の経路長となるように，経路長を変化させる工程と，多数の経路長のそれぞれで，患者の血液の吸収度を測定する工程と，吸収度の変化に基づいて，血液の成分の濃度を決定する工程を含む。好適には決定は連続的になされる。決定はまた，計算された多数の経路長を使用することによりなすことができる。
【００１５】
これに代え，本発明は，波長をもつ放射エミッタ，患者の心臓に相対する位置で，患者の血液の経路長を通して吸収された後に波長を受信する検出器をそれぞれが有する第一および第二の組織プローブを用意する工程と，放射を発しそして患者の血液の第一の経路長の通過後に検出することにより患者の血液の吸収度を測定する工程と，第一および第二のプローブ内で血液の圧力を変化させる工程と，圧力が変化したときの吸収度に基づいてパルス（脈）の到達時間および振幅を計算する工程とを含む。好適には，プローブ内の血液の圧力は，プローブの高さを変化させせ，心臓に相対する静的な圧力を変えることにより，変化させることができる。
【００１６】
これらの技術は，動脈または静脈血液に適用することができる。好適に，測定されるべき血液の成分にはヘモグロビンが含まれる。異なるプローブの位置で，ヘモグロビン酸素飽和度または血液pHを測定することにより，ひとつの流量波に対応する血液を識別することができる。プローブのいろいろに異なる位置で，流量波の到達時間を比較することにより，心臓の多数の特性が決定でき，その中には，動脈のパルス波速度，大動脈の脈波速度，大動脈の流速，心臓の一回拍出量，心係数，心拍出量，心拍数，呼吸数，および心臓駆出分（cardiac ejectio fraction）が含まれる。他の実施例では，ひとつ以上の放射エミッタと検出器の対をもつ組織プローブを利用することができる。
【００１７】
本発明はまた，患者の血液のpHを非侵襲的に決定する方法であって，一般的に，第一および第二の波形をそれぞれもつ第一および第二の放射エミッタ，および患者の血液の経路長を通して吸収された後に第一および第二の波長をそれぞれ受信する第一および第二の検出器を有する第一の組織プローブを容易する工程と，第一および第二の波長の放射を患者の血液を通して発しそして患者の血液の通過後に放射を検出することにより患者の血液の吸収度を測定する工程と，第一および第二の波長の測定された吸収度に基づいて血液のpHを計算する工程とを含む。第一および第二の波長は，第一の波長の吸収度が血液のpHに依存し，第二の波長の吸収度が血液のpHに実質的に独立するように，選択される。好適には，本方法は，あるpH依存吸収ピークをもつ，ヘモグロビン種の吸収スペクトルを測定することに合わせられる。pHがまた温度に依存することから，血液温度が変化すると，より正確な結果が得られる。逆に，血液のpHが特徴付けられると，血液の温度は正確に決定される。
【００１８】
本発明の他の実施例は，血液成分の濃度を非侵襲的に決定する方法であって，動脈および静脈の酸素飽和度を決定する工程と，動脈および静脈の飽和度に基づいてヘモグロビンの吸収度を差し引く工程と，残りの吸収度に基づいて酸素の成分の濃度を決定する工程を含む。好適には，血液の成分はグルコースである。
【００１９】
本発明はまた，患者の血液の生理学的特性を非侵襲的にモニターする装置を含む。一実施例では，装置は，放射エミッタ，および患者の血液を通して吸収された後の放出を受信する検出器を有する組織プローブと，患者の心臓に対応するレベルと比較して，プローブの相対的な高さを決定する位置センサーと，放射の第一の波長の吸収およびプローブの相対高さに基づいて患者の血液の生理学的特性を計算するための制御器とを含む。本発明の放射エミッタは，ひとつまたは複数の分離した波長を利用し，可視光，赤外線，および紫外線を含む。プローブは，手，指，脚，足の指，耳，耳たぶ，鼻孔，唇，舌などに適用することができる。他の放射エミッタおよび検出器も使用することができる。好適には，プローブはECGリード線（lead）を含む。
【００２０】
本発明の装置の他の実施例は，組織プローブ，および患者の心臓に対応するレベルに関してプローブの位置の変化を誘導する，移動発生器と連結する制御器を含む。好適に，移動発生器はプローブの既知の位置変化を誘導し，患者の心臓に対応するレベル上およびその下にプローブを移動する。
【００２１】
本発明はまた，患者の血液の生理学的特性を，非侵襲的に決定する方法を含む。一実施例では，血液の吸収度の特性が，患者の心臓のレベルに対して相対位置を変化させて測定される。パルス振幅，パルス速度，パルス遅延，脈の外形，流量速度，および流量遅延を，位置の変化により誘導される静的な圧力変化と比較することにより，動脈および中心静脈の血圧，ならびに心拍出量のような特性が決定される。これに代え，連結した組織または向かい合った組織の間の脈の遅れを計算するために，ふたつのプローブが使用される。
【００２２】
本発明は，生理学的特性を非侵襲的に決定する新規な方法に関する。第一の新規でユニークな方法および装置が，測定を容易にするために，位置の変化により誘導される静的な圧力における変化を利用する。体の両側の結合した組織または部位において，パルスの到達時間の遅れを測定することにより心拍出量の非侵襲的測定のための，第二の新規でユニークな方法および装置も記述される。ふたつの方法は，互いに都合よく使用することができるものである。
【００２３】
抹消部における静的な圧力を変化させることにより，血圧決定のための自己較正が達成されるばかりか，パルス波速度およびパルス伝搬の遅れも両側の先端に関して，変化させることができる。この情報で，パルス波速度（pulse wave velocity），そして結局大動脈起始部における流量波速度（flow wave velocity）が決定される。
【００２４】
静的な圧力を変化させる同様の技術も，静脈の圧力および飽和度を見積もるために使用することができる。位置または他の変数を変えながら行う反復決定技術は，多数の付加な分析を可能にする。決定は間欠的または連続的になされる。
【００２５】
本発明の他の目的は，次の潜在的な応用例により証明される。
【００２６】
（A−1）外科手術のために患者に麻酔がかけられる。プローブが各手の人差し指に取り付けられ，移動発生器が片腕に配置される。生命兆候および生理学的特性の完全なセット（動脈の血圧，静脈の血圧，動脈の酸素飽和度，静脈の酸素飽和度，動脈の脈波速度，大動脈の脈波速度，大動脈の流速，心臓の一回拍出量，心拍出量，心拍数，および呼吸数を含む）が連続的に生成される。必要であれば，他の特性も計算される。
【００２７】
（A−2）心臓外科手術のために患者に麻酔がかけられる。腕への取り付けが難しいときは，パッドが患者のこめかみに取り付けられる。生命兆候および生理学的特性の完全なセットが連続して生成される。
【００２８】
（A−3）心臓外科手術のために患者に麻酔がかけられる。今回の手術には，弁の修復や取り替えが含まれる。心拍出量および他の特性は連続的に計算でき，外科的修復が満足いくものかが，瞬時に判断し得る。
【００２９】
（A−4）内視鏡または最低限の侵襲的な心臓外科手術の症例数が増加するようになってきていることから，より侵襲的でないモニタリングの要求もまた高まっている。ここに記述した装置は，心臓血管の全て特性を基本的に，非侵襲的にかつ連続してモニターすることを含む。
【００３０】
（A−5）心臓カテーテル法処理がしばしば，危篤状態の患者に施される。これら処理が通常，比較的短時間で，一般的に，全身麻酔をかけることなく行われることから，侵襲的なモニタリング法は，しばしば患者の病気にもかかわらず，望ましくない。ここで記述の装置は，典型的に，非常に侵襲的で高価な，時間のかかるモニターによりなされる必要なモニタリングを提供する。
【００３１】
（A−6）患者が心臓発作のあと，病院の集中治療室に入院する。プローブが各手の人差し指に取り付けられ，移動発生器が腕か脚に取り付けられる。生命兆候および生理学的な特性の完全なセットが連続して生成される。さらに，不整脈が検出され，診断され得る。
【００３２】
（A−7）上記患者は，集中治療室から「ステップダウン」または遠隔測定室に移される。ここで記述の装置は侵襲的モニタリングを必要としていないことから，生命兆候および生理学的特性の完全なセットが依然として，連続的に生成される。患者の腕や脚は動かせることから，移動発生器がもはや必要ではなく，寝ている間でさえも，患者の自発的な動きは，手足の静的な圧力を生成し，すべての計算をすることができる。さらに，プローブはワイヤレスであってもよく，赤外線または無線周波通信により中央看護ステーションに連結されてもよい。
【００３３】
（A−8）上記6および7の場合の患者は，通常のベッドに移され，連続的なモニタリングを必要としない。しかし，生命兆候は，ベッドからベッドに，カートに載せた装置を移動する操作者により記録することができる。この装置は，高度にトレーニングされた看護士が操作する必要がない。
【００３４】
（A−9）上記6，7および8の場合の患者は病院を退院し，定期検診のために，主治医のところに通院する。同じ装置は，低コストで管理できることから，医者のところでも使用することができる。
【００３５】
（A−10）装置は，操作が簡単で，得ることが困難なデータをリアルタイムで提供することから，救急車，緊急車両，軍事車両もまたこの装置を採用することができる。さらに，医療関係者の支援と助言が得られる中央ステーションに情報が移され得る。
【００３６】
（A−11）本発明の装置および方法は，在宅看護施設，介護施設，および他の健康関連施設に，患者をモニターし，生命兆候をチェックする手段を提供する。
【００３７】
（A−12）血圧検査クリニックやドラッグストアは，患者の血圧および他の生命兆候を決定する非常に改良された手段をもつであろう。空港や航空機も，医療設備を購入できるが，設備を操作するための訓練を受けた操作者がいない。この装置は，簡単で迅速に操作することができる。
【００３８】
（A−13）上記6ないし9の場合の患者は，家庭で心臓疾患や健康状態をモニターすることができる。本装置の操作は最小限の指示のもとで通常の人でもできるほど単純であり，個人的な使用もできるほど安価である。患者は心臓血管の特性を，日々または患者および担当医者が必要とする頻度で，測定することができる。モデムのような通信手段が容易に装置に組み込むことができる。このことは，適切なソフトウエアおよびサポートがあれば，主治医のオフィス，診療所，または病院と当時に通信を可能にする。さらに，恒久的な記録がなされ電子的に保存することもできる。必要であれば，本装置は自動的に，インターネットまたは他のネットワークに「加入」し，適切なウエブサイトや他のアドレスにリンクする。自己の健康管理により完全に管理することができる個人の健康福祉が改善される。
【００３９】
（A−14）上記患者は，病院の救急室に胸部に痛みを伝える。ER医師がインターネットや他の手段を介して，患者の生命兆候歴（ECGを含む）にアクセスできる。このことにより，医師は，異常が新しいものか，それとも慢性的なものかを決定することができる。律動不整のような変化が，最初に起きたのはいつかを数分以内に時間枠に絞り込むことができる。
【００４０】
（A−15）心臓血管の疾患を診断されない人たちは，自ら健康管理に参加するために本装置を使用することができる。このことにより，問題の診断が事実上即座に行え，早期の介入が可能となる。さらに，恒久的な記録が必要であれば生成することができる。
【００４１】
（A−16）本装置は，フィットネスや肉体的な訓練を行う素人から軍人，スポーツ選手まで関わるものでる。
【００４２】
（A−17）本装置は，末梢血管の疾患の診断および管理に利用することができる。末端部におけるパルス波速度の測定，特に下肢の特別な作動パルス波速度の測定は，末梢血管の疾患を診断するために使用することができる。測定はリアルタイムであり，連続的であることから，管理においても使用することできる。たとえば，動脈のバルーン血管形成が実施されるならば，臨床医は，流量が改善されたかどうかを瞬時に判断することができる。冠動脈の血管形成の場合，臨床医は拍動毎に，心臓の特性を追跡することができる。
【００４３】
（A−18）末梢血管の疾患に加え，腹部大動脈瘤のような他の疾患も診断でき，管理することができる。パルス波速度および波形の変化が，必要であれば数年にわたって追跡できる。
【００４４】
（A−19）本装置のいくつかの最も重要な使用の可能性は新生児や幼児の健康管理に関するものである。これらの患者では，血圧のような一般的な特性の測定は，よく設備のそろった施設で非常に訓練を受けた者によっても非常に難しい。指にプローブを単に配置することにより，このことは軽減する。本装置は，先天的な心臓血管や異常の診断を非侵襲的になすことができる。差動パルス波速度および血圧の分析により，ファロー四徴症や大血管転位症を含む，多くの異常を，迅速で，正確な特別診断が可能となる。動脈および静脈の飽和度および血圧の両方を区別することができることから，動脈管，総動脈幹，心房中隔欠損症および心室中隔欠損症の診断が可能である。差動腕および脚のパルス波速度および血圧は大動脈狭窄の診断を確認することができる。連続した測定のため，本装置は，診断のみのために使用できるが，手術中も含めて修復が完全であるかを確認できる。装置が安価であり操作が容易であることから，新生児や幼児のスクリーニング器具とすることができる。
【００４５】
（A−20）本装置は，動脈内バルーンポンプ（LABP）カウンターパルゼーションと関連して使用することができる。拍動毎にカウンターパルゼーションからの引き離し能力および有効性の分析をなすことができる。
【００４６】
（A−21）本装置は，心臓ペースメーカと接続して，適切なレートおよびタイミング間隔をセットして，使用することができる。さらに，ベースメーカの有効性が所望に頻度で検査することができ，再プログラムまたは再配置のスケジュール作製の自動化が可能となる。
【００４７】
（A−22）脳波装置（EEG），筋電図装置（EMG）を本発明のプローブに組み込むことは容易である。汎用性のモニターとして，本装置は，特別な追加物を加えることを可能にしている。
【００４８】
（A−23）本発明では多くの向上がなし得る。たとえば，胸部（水平な）リード線の付加は，完全な診断ECGの実施を可能にする。
【００４９】
（A−24）危険な低血圧のような環境下で，脈（パルス）は末梢では識別できない。このような場合，本発明の多くの決定はなすことができない。静脈血を識別する装置の能力は，依然として重要な情報を与えることができる。
【００５０】
（A−25）重力以外の力も利用できる。地球の周りをまわっている宇宙ステーションのような微小重力の下で，上述した装置が，重力により加速に代えて，運動により生じる加速を利用して全ての指示決定をなすように構成できる。
【００５１】
（A−26）上記の例において述べたように，自宅療養において，ウエブサイトへの自動加入や接続の可能性とともに使用が予想される。使用者は既に健康管理に参加していることから，インターネットを介して関連した健康や他の情報にアクセスすることができるように拡張するのは当然のことである。
【００５２】
（A−27）指紋走査のような認証手段が，装置を使用する個人に属する医学上の情報を確実に集めることができるように，個人用の装置に組み込むことができる。
【００５３】
（A−28）本装置は，必要であれば，Penaz法または血圧計バンドや他の手段と一緒の較正の方法とともに使用することができる。
【００５４】
（A−29）脊髄，硬膜外膿瘍のような神経ブロックが，動脈および静脈の両方の肥大をもたらす交感神経システムの機能を阻害する。本装置はこれらの影響を見積もることができる。
【００５５】
（A−30）下肢の末梢血管の疾患の疑いがある患者がテストされる。本発明のプローブが片脚のつま先に配置され，同じプローブが他の脚のつま先に配置される。パルス速度および二つの下肢の間の予想されるパルスの遅れが測定される。
【００５６】
（A−31）上記30の場合の患者は，さらにテストされる。他の同じプローブが指に配置される。パルス速度および二つの下肢の間の予想されるパルスの遅れが測定される。さらに，上肢のパルス速度および伝達時間との比較がなされる。
【００５７】
（A−32）上記30および31の場合の患者はさらにテストされる。このとき，脚部が，パルス速度および伝達時間に関する情報を得るために上下動させられる。
【００５８】
（A−33）車両事故で下肢に重大なトラウマを受けた人の場合である。医者は，「仕切り症候群」（傷ついた組織の腫れのために血液の供給に危うくなる）の可能性を考慮する。本発明のプローブが，血管の供給の完全性をモニターするために脚に配置される。
【００５９】
（A−34）医薬会社は高血圧，CHF，不整脈を管理する新しい薬を開発する。長期の試み，侵襲的な試みに代え，本装置を利用して，薬が対象に誘導される。
【００６０】
（A−35）宇宙ステーションの生命兆候を得る場合である。ここで記述の技術は，このユニークな環境での特別な問題にも対応する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６１】
さらに，特性および利点は下述する，添付図面（同じ要素には同じ符号が付されている）を参照してより具体的な本発明の好適な実施例の説明から明らかになろう。
【００６２】
機能上，心臓は二つの側部または区分に分けられる。右または肺循環区分は，血液を体の静脈から受け取り，肺と通して送り出し，左または肺循環区分は血液を肺から受け取り，体に送り出す。血液は，心臓の右側部に戻るように，静脈に集められる。
【００６３】
図１に示されているように，動脈システムは大動脈1（心臓の左心室が送り出す）で始まる。大動脈は最初に三つに分岐し，ひとつは腕頭動脈2，もうひとつは左（共通）頸動脈3，最後のひとつが左鎖骨下動脈4である。腕頭動脈は右鎖骨下動脈5および右（共通）頸動脈6に分岐する。これら動脈は頭部および上部末梢部への血液の供給を行う。大動脈は体内を通過し，臓器への動脈分岐部となり，腸骨動脈を形成する分岐部となって終わる。腕頭動脈は動脈の第一の分岐部である。そして，順に右鎖骨下動脈と右頸動脈とに分かれる。対照的に，左鎖骨下動脈および左頸動脈は直接大動脈弓から分かれる。したがって，鎖骨下動脈および頸動脈，さらに体の片側への分岐部のどれも，体の反対側における対応する部分から異なる経路をもつ。
【００６４】
動脈からの由来が異なり，動脈の分岐部のパターンが異なるため，左心室から出た血液は，反対側の腕もしくは体，または頭の反対側へ対称的な経路をたどらないことは分かるであろう。同様に，左心室から出た血流に関連した圧力パルス波も異なる経路をたどり，対となった臓器または上半身の構成組織，または下半身と比較して上半身の構成組織に対して，異なる時間で到達すると考えられる。
【００６５】
発明者が実行した測定は，対象や環境に依存するが，1ミリ秒以下から数ミリ秒の範囲にある遅延を見出した。さらに，発明者は，ここで開示の方法によりこの遅延を変動させることができることを見出した。この伝搬遅延，その変動，他の要因により，非侵襲的な方法では不可能な従来の決定が可能となった。
【００６６】
血圧は，血管の壁への，血管内部の血液による圧力である。単位面積当たりの力の単位で測定される。中心の静脈圧は胸部および右心房における大静脈内の圧力であり，静脈システムの共通の空虚点（emptying point）である。心排出量は心臓により押し出される血液の量を時間当たりの体積の単位で表したものである。
【００６７】
中心静脈圧力（ＣＷ）は胸部（心臓近傍）の静脈内の拡張圧力であると定義され，右心房における圧力（これは静脈システムの空虚点である）に等しいと考えられる。圧力は静脈システムを通して同じとなるべきであるが，血液が心臓に向けて流れ戻ることを確実にする弁が存在する（たとえば，静脈血が上り勾配で流れ続けなければならず，動脈側にポンプが存在しないときである）。
【００６８】
以下で詳細されるように，本発明は一般に，患者の組織を通して患者の血液に適用される少なくともひとつの波長を有する放射エミッタ；この血液を通過吸収後の少なくともひとつの波長の受け取りを検知する放射検知器；組織にける位置変化を誘導する移動発生器；および種々の位置レベルにおいて放射の少なくともひとつの波長の吸収に基づいて種々の特性を計算するための制御器を備える。好適な実施態様においては，放射エミッタと検知器は，測定する組織/血液の周りに置くことができるプローブ内に挿入される。多数の好適なプローブ形状が図２〜図８に示され，共同出願中の特許文献１６（ここに参考文献として組み込まれる）に開示されている。
【特許文献１６】
米国特許出願第09/684,104号明細書
【００６９】
たとえば，図２は一つのの発生器−検知器の対12をもつ典型的なプローブ10を示す。このエミッタと検知器は体の部分，たとえば手の指13通る透過が測定されるように置かれる。一般に，使用される放射エネルギーで正常に透照することができる，体のどの部分を利用することができる。したがって，足の指，耳なども使用できよう。さらに，本実施例および以下のすべての実施例でパルス酸素測定法を行うことができる。図３は，手の指のような体の部分の反射を測定するように置かれた一対の発生器−検知器16を有する代表的なプローブを示す。さらに，図４は既知の距離を置いたふたつの発生器−検知器対20および22を有するプローブ18を示す。これはプローブ自体の中のパルス波の速度を測定するのに使用することができる。
【００７０】
本発明のある実施態様では，プローブはひとつ以上の心電図（ＥＣＧ）電極とエミッタ−検知器対とを備える。たとえば，図５はひとつのエミッタ−検知器対26とひとつの心電図（ＥＣＧ）電極28とを有するプローブ24を示す。同様に，図６はひとつのエミッタ−検知器対32とふたつの心電図（ＥＣＧ）電極34および36とを有するプローブ30を示し，図７は，二つのエミッタ−検知器対40および42とふたつの心電図（ＥＣＧ）電極44および46とを有するプローブ38を示す。これらのプローブは，患者の両側の末端部の上に配置されると，中心および末梢パルス波速度およびＥＣＧを測定するのに使用することができる。他の形状，たとえばふたつのエミッタ−検知器対とひとつのＥＣＧ電極を考えることができる。
【００７１】
さらに，本発明の他の実施態様では，プローブはさらに，位置検知または測定装置をエミッタ−検知器対および/またはＥＣＧ電極とともに備える。図８は，図７に示すものと同様のプローブ48に位置センサー50を付加したものである。この位置センサーは心臓のレベルに配置された位置センサーと接続してふたつの位置センサー間の流体圧差を決定するのに使用することもできよう。
【００７２】
本明細書中で詳細されるように，本発明は流体圧を使用して完全に非浸襲的な方法により装置の正確な自己較正を可能にする。流体圧はすべての液体に影響を与える。重力その他の加速度が循環の動脈側および静脈側の両方に影響する。加速度は血圧のすべての局面−平均，収縮期，弛緩期に等しく影響する。たとえば，10torrの変化を生じる高さの増加があると，この量だけ心臓サイクル中の各圧力測定が変化する。
【００７３】
たとえば，「真の」血圧（心臓と同じレベル）が120/80であるとすると，10torrだけ測定圧力を減少させるのに必要な分腕が持ち上げられると，腕の測定血圧は110/70となる。脈拍圧は同じであるが，経壁圧はいつでも10torr低い。さらに，血管はすべての点でより小さい。
【００７４】
心臓は循環システムの中心であるとされており，すべての値がそれに関連している。これは本発明の実施に必要ではないが，現在の医療文献における値の基準点となっている。
【００７５】
本明細書における電磁波は可視および赤外範囲をいうが，特許請求の範囲に記載したように，他の形の使用も考えられる。
【００７６】
同様に，本発明は主に透照の使用を説明しているが，これに代えて，反射率分光測定法も使用できる。
【００７７】
操作原理
よく知られているように，体の部分を通過する入射放射は組織中で減衰（吸収）される。分光測光法の理論的根拠はBeerの法則（Beer-Lambert-Bouguerの法則）であり，この法則は入射強度を放射が通過した組織の区画の透過強度と吸光係数により表す。式は次のように書ける。
【００７８】
式１  In(I/Io)＝E＊C＊L
ここで，
Io＝放射源の入射強度
I＝サンプルを通過する放射源の透過強度
E＝対象の成分の吸光係数
C＝組織自体における，対象の成分の濃度
L＝吸収体を通る光路長（距離）
E＊C＊L＝吸光度である。
【００７９】
Beerの法則と分光測光法および酸素測定法の実施は文献に網羅的に検討されている。一般に，パルス酸素測定法は，事実上は脈動するもの（AC）以外の信号を濾波する。体では信号の脈動成分は動脈血であり，一方他のすべての組織吸収体は非脈動性（DC）であると仮定することができる。
【００８０】
これまでに開示されていない本発明の追加の特性は液体圧変化を使用して，動脈結の量のみならず，手の指のような体の部分内の静脈血の量を変化させることである。したがって，流体圧変化を同様の方法で脈拍に用いて動脈血および静脈血の両方について測定を行うことができる。手の指がプローブ内に含まれていると，プローブを持ち上げると手の指内の動脈，静脈の両方の，すべての血管の流体圧が低下する。動脈と静脈（そして小動脈と小静脈）の両方とも血管壁を拡張させる血圧が低下したために小さくなる。変化の多くは低血圧により循環の静脈側で起こる。手の指の全吸収が減少する。動脈の酸素飽和度はパルス酸素測定法により測定できるので，静脈酸素飽和度は同様に計算することができる。
【００８１】
既知の強度と波長の光信号が，現在用いられている酸素測定装置におけるように発光ダイオード（LED）により生成され，または一つの可能な実施態様におけるように回転フィルターまたは拡散格子により波長を分離する広帯域光源により生成される。後者の場合，発生された光は，既知の波長と強度の光を透過することができるフィルターを通して純化させる。同調可能なレーザー，または他の装置も使用することが可能である。光源が使用点の近傍にあると，伝搬モードはそれ以上必要としない。そうでなければ，光は，光ファイバーケーブルのような手段により波長と強度を保ちながら所望の地点まで運ばれる。
【００８２】
いくつかの移動誘導手段が可能である。種々の位置測定手段も可能である。たとえば，大気に開放された一端をもつ，液体が充填されて管を使用することができる。他の位置センサーが当業者には知られており，電磁的，分光測光的および化学的手段を含む。好適に，広帯域光検知器（可視光および赤外光の場合）または他の手段を用いて伝搬された光の量を測定する。
【００８３】
ひとつのデータ点を生成するために，移動誘導手段は，手の指（または他の対象スペース）を心臓に対して既知の位置に移動させる。既知の波長および強度の光を，対象の表面に放射される（必要でれば伝送される）。別個の点（通常対向する面）における光信号の検知がなされ，信号の相対吸収および吸光が計算される。信号処理を用いて信号の脈動位置が計算される。パルス到達時間がパルス幅および波形と同様記録される。この測定が１回以上繰り返えされ，測定の正確さが確保される。これは非常に短い時間枠（ミリ秒未満）内で行うことができる。
【００８４】
多数のデータ点を生成させるために，前工程において大要を述べた方法が次の選択された波長ではあるが，依然として同じ所定の位置において反復される。波長の幅および数は異なる応用例に対して選択および変更することができる。
【００８５】
一旦所望の数の波長が検査されると，移動誘導手段は，手の指または他の体積を所定の第二の位置に移動し，データ収集工程が繰り返される。この第二の位置についての測定および決定が完了すると，移動誘導手段がスペースを第３の所定の位置に移動させ，測定と決定が繰り返えされる。この工程は，所望の範囲の位置が精査されるまで継続する。
【００８６】
パルス伝搬遅延の計算をするために，同じ測定が，体の対向する側の同じ部分の上のプローブを用いて同時に行われる。たとえば，一方のプローブが右手の人差指の上に配置されると，他方のプローブが左手の人差指上に配置される。
【００８７】
腕に至る動脈経路は，鎖骨下動脈後は，本質的に同じであり，パルス波速度およびパルス波伝搬時間の差はこの点以前，すなわち，大動脈起始部に非常に近い位置で起きる筈である。いずれにしても，パルス波が大動脈を下って末梢内に伝搬するにつれて，パルス波速度は急速に増加する（Fung）。したがって，末梢におけるタイミングの差があると高い波速度により低減され，もっとも卓越した中心効果が残る。
【００８８】
本発明の装置は間欠的または連続的に操作することができる。間欠モードでは，単一セットの計算が，分析のために使用され，請求される決定がなされる。しかしながら，本装置はまた連続モードでも容易に操作することができ，上記のように大要を述べた工程を所望の頻度で（所望ならば一定に）繰り返す。さらに，正確な値の精確な見積もりを与える最低限の数の測定を行って，迅速（「緊急」）モードを行うことができる。そのような迅速モードは緊急の状況において有効である。
【００８９】
この方法は精確な値を与える筈であるが，理論的測定値と生体での測定値との間の乖離を補償するために調整が望まれる。現在の酸素測定装置は実際上，酸素飽和度を決定するときは較正曲線を使用し，この較正曲線は正常な志願者からのデータを用いて作製される。
【００９０】
計算および分析
以下のアルゴリズムは本発明の使用のさらなる例である。いくつかの変数はある程度の相互依存を有する。これらの場合，値は反復計算技術により計算される。
【００９１】
本発明にしたがって，パルス波振幅およびタイミングの測定が図２に示すもののようなプローブを用い，従来技術に記載されている標準酸素測定法と同様の方法を用いて行われる。図９に示されているように，第一のプローブ52が手の指上に配置され，心臓に関し既知の位置にセットされる。第一のプローブの手と反対の手の指上に配置された第二のプローブによって，パルス波振幅およびタイミングの同時測定がなされる。これらふたつの測定値の間に生じるパルス遅延が測定される。これに代え，図１０に示されているように，プローブ52および54は，患者の対向する側頭部上に配置され，パルス波の値と遅延を測定する。これらのプローブは患者の耳に置いた。
【００９２】
この情報のみから，大動脈起始部におけるパルス波速度の見積もりを，中心の解剖学的差の距離についての正常値の表を用いて行うことができる。
【００９３】
次いで血圧の測定をすると，次式の計算をすることができる。
式２  p＝c＊u＊ρ
ここで，
c＝パルス位相速度
u＝フロー位相速度（flow wave velocity）
ρ＝血液の密度（約1.055g/cm3）
【００９４】
本発明に従って，pおよびcが測定された。ρは既知である。これによりuを解くことが可能になる。uは大動脈起始部おける流動波速度である。これはそれ自体が心拍出量の測定値である。大動脈起始部の直径の見積もりがなされると，一回拍出量を計算することができる。
【００９５】
本発明にしたがって，種々の既知で，従前の再構成技術が，末梢血圧および波形を対応する大動脈起始部における血圧および波形に変換し，または「変形」するために使用できる。理想的には，大動脈起始部における血圧をFungの式の圧力の項として使用すべきである。
【００９６】
上記の決定をいくつかの方法により改良することができる。第一の方法は末梢パルス波速度を追加測定することによる。これを行うために，パルス波振幅およびタイミングの測定が図５に示されているようにプローブのような第一のプローブによりなされる。このプローブは心臓に対して，設定された既知の位置にある。もう一つのパルス波振幅およびタイミングの同時測定が，第一のプローブが配置された手と反対の手の指上に配置された第二のプローブによりなされる。ふたつの測定間に生じるパルス遅延の測定が行われる。それぞれの末梢パルス波速度も計算される。これらパルス波速度が異なる場合は，それぞれのパルスが移動した中心の解剖学的構造が異なるためであると推定することができる。この情報のみで正常値の表から中心パルス波速度を計算するのに十分であるかもしれないが，パルス波遅延情報と組み合わされると，このデータは末梢から大動脈起始部に戻るパルス波速度の関数を構成することを可能にし，従って中心パルス波速度のもう一つの基準を与える。
【００９７】
本発明のもう一つの方法は心臓に対するプローブの位置を変えることである。第一のプローブが心臓のレベルであり，第二のプローブが（心臓に対して）上に持ち上げられている場合は，第二のプローブ内の血管の流体圧は第一のプローブ内の血管よりも低い。その結果として，上述のFungの式にしたがうと，このことは第二のプローブ内の動脈血管のパルス波速度が第一のプローブ内の動脈血管内のものよりも低いことを意味する。これはふたつのプローブ間の測定されたパルス遅延と測定された末梢パルス波速度の両方を変化させる。これが中心パルス波速度を計算する追加的測定値を形成する。
【００９８】
本発明にしたがって，流体圧の変化は下記式により制御される。
式３  p＝ρ＊g＊h
ここで，
ρ＝血液の密度
g＝重力の加速度（約9.8m/s2），および
h＝基準点から上の高さ（地球に対して）
である。
【００９９】
ふたつのプローブ内の血管の間の流体圧の差はそれらの心臓に対する（地表面を基準とする）高さの差に完全に支配される。したがって，位置における既知の差は流体圧の既知の変化を生じる。
【０１００】
本発明にしたがって，上記測定値は多数の生理学的特性を導出するために使用することができる。好適に，本発明のプローブは制御器に接続されて所望の決定をするためのデータの収集および分析を支援するようにする。制御器は計算装置すなわち標準のパーソナルコンピュータ（PC）にモニターを備えたものである。制御器内には直接測定しない変数の計算のためのアルゴリズムが含まれる。
【０１０１】
たとえば，図１１に示されているように，ひとつ以上の波長の光脳波図のための回路の概略を示す。エミッタ56および58ならびに検知器60が，測定する組織，たとえば手の指61に隣接配置される。エミッタ56および58は駆動回路62により駆動され，駆動回路62は制御信号回路64により支配される。検知器60は増幅器66に接続される。増幅器66からの信号は復調器（デモジュレータ）68に送られ，復調器68も制御信号回路62に同期させる。復調器68からの信号はアナログーデジタル・コンバータ（A/Dコンバータ）70に送られる。所望の計算が信号処理器（変換器）72により。コンバータ70からの出力で行われ，その結果はディスプレイ74に送られる。エミッタ56および58は特定の波長，たとえば805nmで動作し，発光ダイオード（LED）またはレーザーダイオードを備えていてもよい。検知器60はシリコン・フォトダイオードを備えていることが好ましい。そのようなエミッタ−検知器対が図２および図３に示されている。
【０１０２】
図１２は適切な回路の別の実施態様の概略を示す。図１０に示されているように，エミッタ76および78はLED駆動回路79および制御信号回路80を介して復調器82に接続されている。検知器84からの信号は回路ブロック86で増幅され，復調器82に送られる。復調器82からの出力はA/Dコンバータ88に送られる。さらに，ECGリード線90は差動増幅器92に接続され，信号をコンバータ88に送られる。コンバータ88からの出力をブロック94で処理し，その結果がディスプレイ96に送られる。図５および図６に示されているようなプローブがこの回路とともに使用されてもよい。ECGリード線は銀/塩化銀またはステンレス鋼製が好ましい。
【０１０３】
本発明のさらに別の実施態様が図１３に示されている。エミッタ98および100がLED駆動回路101および制御信号回路102を介して復調器104に接続される。検知器106からの信号は回路ブロック108で増幅され，復調器104に送られる。復調器104からの出力がA/Dコンバータ109に送られる。ECGリード線110が差動増幅器112に接続され，信号がコンバータ109に送られる。デジタルレベルセンサー114および心臓レベルセンサー116が増幅器118に接続され，信号はコンバータ109に送られる。コンバータ109からの出力はブロック120で処理し，その結果がディスプレイ122に送られる。
【０１０４】
図１４はふたつの物理的に独立したチャンネルを有するプローブ，たとえば図４に示すプローブとともに使用するのに好適な回路の概略を示す。エミッタ124および126ならびに検知器128を備える第一のエミッタ−検知器対が，測定されるべき組織，たとえば手の指の近くに配置される。エミッタ132および134ならびに検知器136を備える第二の対が，第一の対から選定された距離を置いて配置される。エミッタ124，126，132および134は駆動回路138により駆動され，駆動回路138は制御信号回路140により支配する。検知器128からの信号はブロック142により増幅され，復調器144に送られる。独立に，検知器136からの信号がそれぞれブロック146および148により増幅され，復調される。復調器144および148からの信号がアナログ/デジタルコンバータ（A/Dコンバータ）150に送られる。所望の計算がコンバータ150からの信号で信号処理器（変換器）152によりを行われ，その結果がディスプレイ154に送られる。
【０１０５】
ふたつの物理的に独立したチャンネルとECGリード線とを有するプローブ，たとえば図７に示されるプローブとともに使用するように構成された別の実施態様の概略を図１５に示されている。エミッタ156および158ならびに検知器160を備える第一のエミッタ−検知器対が，測定されるべき組織，たとえば手の指に隣接して配置される。エミッタ164および166ならびに検知器168を備える第二の対が第一の対から選定された距離を置いて配置される。エミッタ154，158，164および166は駆動回路170により駆動され，駆動回路168は制御信号回路172により支配される。検知器160からの信号がブロック174により増幅され，復調器176に送られる。独立に，検知器168からの信号が，それぞれブロック178および180により増幅され，復調される。復調器176および180からの出力が，アナログ/デジタルコンバータ（A/Dコンバータ）182に送られる。ECGリード線184が差動増幅器186に接続され，信号はコンバータ182にも送られる。所望の計算がコンバータ182からの信号で，信号処理器（変換器）188によりを行われ，その結果はディスプレイ190に送られる。
【０１０６】
当業者には分かるように，上述のように種々にプローブを配置することで，それぞれのタイプの測定を行うことができる。上述したように，図９および図１０は対向する末端部上に配置され，パルス波遅延の測定を可能にするプローブを示す。図１６は測定プローブ52，たとえば図１に示すプローブを指上に配置し，プローブ54，たとえば図２に示すようなプローブを腕頭動脈近傍の腕上に配置してともに用いる本発明の実施態様を示す。これにより腕におけるパルス波速度（ならびにパルス酸素測定）を測定することが可能となる。同様の実施態様により脚におけるパルス波速度を測定することができる。図１７は手の指および足の指上に配置されパルス波遅延を測定するプローブ52および54を示す。図１８は対向する指上に配置されるプローブ52および54ならびに足の指上に配置されるプローブ55を示す。これにより手の指と足の指の間の差動パルス波遅延を測定することが可能になり，手の指プローブの代わりに使用する足の指プローブ（手の手術におけるように，ひとつだけの手の指プローブしか使用できない場合）の較正を可能にする。適当なプローブを使用すると診断品質のＥＣＧを可能にする。図１９および図２０は対向する指上に配置されたプローブ52および54を示す。被験者の一方の腕が心臓のレベルに置かれ，もう一方の腕が異なる位置に移動してそれぞれ心臓の上および下にくるようにされる。血管内に異なる流体圧を発生させることによりパルス波速度，したがってパルス波遅延が変化する。さらに，パルス波振幅および静脈吸収振幅が変化する。これにより動脈血圧および静脈血圧の追加の計算が可能になる。図２１は対向する指上に配置されたプローブ52および54上に，ならびに足の指上に配置されたプローブ55を示す。血管内の差動流体圧によりパルス波速度およびパルス波遅延，ならびに動脈血圧および静脈血圧の測定が可能になる。好適なECGリード線を備えたプローブを使用すると本発明で診断品質のECGを行うことも可能になる。また，心拍数および呼吸数を計算することができ，心臓拍出量およびいくつかの他の心臓血管特性を計算することができる。
【０１０７】
上述のように，本発明の制御器は，測定結果および計算結果をディスプレイに出力することが好ましい。図２２はオシロスコープ・スクリーンを示す。ふたつの記録（追跡）は，両手の人差指上に配置されたパルス酸素測定プローブ，たとえば図１に示すプローブによるものである。パルス波遅延はふたつの記録間のわずかな位相差として可視化される。これらのプローブは同じレベルにあるためパルス幅は本質的に同じである。
【０１０８】
図２３は心臓よりも高いレベルのある手にあるプローブに対するオシロスコープの記録（曲線A），心臓よりも低いレベルのある手にあるプローブに対するオシロスコープの記録（曲線B）を示す。これらふたつのプローブ間の圧力差の誘導はパルス遅延の変化を生じさせる。圧力の変化はまたそれに応じてパルス幅を変える。
【０１０９】
図２４は心臓よりも低いレベルのある手にあるプローブに対するオシロスコープの記録（曲線A），心臓よりも高いレベルのある手にあるプローブに対するオシロスコープの記録（曲線B）を示す。ここでは，パルス遅延は実質的にパルス振幅と同様に逆転している。図２５はパルス波形（曲線B）とともに心電図ECG（曲線A）を表示するオシロスコープの記録を示す。
【０１１０】
以下に概略が示されるアルゴリズムは例示であるが，示された結果に到達するように変更を加えることが可能であり，そのような変更も本発明の範囲に含まれるものである。本装置の種々の追加要素が下記の例示的な決定に関連して以下に詳細に説明される。
【０１１１】
（D−1）動脈血圧の決定
図１に示されているようなプローブが末端部に配置され，その末端部は心臓に対して移動させられる。上述のように，動脈および小動脈内の流体圧は心臓に対する高さの関数として変化する。このため，パルス波速度とパルス波振幅の両方がプローブの高さの関数として変化する。これらふたつのパラメータが心臓の上または下の既知の距離に対して作図され得る。このようにして，圧力対パルス波振幅および圧力対パルス波速度の関数曲線が描かれる。たとえば，立っている大人が腕をいっぱいに動かすと，両方向に50cmの水圧よりも大きな流体圧が生じる。腕と脚を用いて優に200cmの水圧を超える勾配を発生させることができる。これは正常な血圧範囲内の優位の部分であり，上述の関数曲線を作成するのに確かに十分である。
【０１１２】
動脈の挙動を記載する医学文献は多数あるので，必要に応じて曲線を外挿することもできる。これらの曲線は較正として役立つ。
【０１１３】
したがって，「再較正」が必要であるか−すなわち，パルス振幅またはパルス波速度のいずれかがが変化し，かつ他のパラメータがそれに応じた変化をしないかを決定することができる。換言すると，一方の曲線上のシフトが他方の曲線上の対応するシフトに合致している筈である。このシフトが予想通り起こらない場合，再較正が必要とされる。もちろん，再較正の方法は上述したように簡単な手順である。
【０１１４】
好適な実施態様において，位置センサーを有する第一のプローブが患者の心臓と同じ高さに配置される。第二のプローブ，たとえば図８に示されるような，位置センサーとパルス検知器とを有するプローブが患者の手の指に配置される。患者の腕が心臓の高さに掲げられ，プローブ間の変位がゼロであるようにする。パルス振幅がプローブにより記録する。患者の腕が徐々に持ち上げられ，その間にパルス振幅とプローブの相対変位が記録される。プローブ間の流体圧差も計算される。記録されたパルス振幅を流体圧差と比較することにより，圧力をパルス振幅に関係付ける数学関数が導かれる。好適に，図１３に示される回路と同様の回路が使用されてこの過程が支援される。腕を降ろして心臓レベルに戻し，ついで，腕を心臓レベルの下まで下降させ，最終的に腕を上昇させて心臓レベルまで戻す間，この工程は繰り返される。同様の工程がパルス遅延，パルス波速度およびパルス形状に適用することができる。また，好適に，周波数またはフーリエ分析が必要な決定をなすために使用され得る。
【０１１５】
（D−2）心拍出量の決定
心拍出量は，連結した体の反対側の器官または部分へのパルス到達時間の遅れを測定することにより決定することができる。本発明の好適な実施態様では，図１に示されるプローブのような，患者の脈拍を検出するセンサーを有するプローブが患者の対向する手の指にそれぞれ配置される。患者は両腕を脇からまっすぐに延ばした位置に置く。患者の血圧は従来の手段または本発明の方法のいずれにかにより決定することができる。ふたつのプローブ間のパルス遅延は，たとえば図１４または図１５に示される回路のような回路を利用して測定することができる。パルスの重複隆起を標準的な方法により測定し，タイミングに基づいて排出時間を計算するのに使用されてもよい。大動脈起始部の大きさは，標準的手段により見積もることができ，大動脈起始部におけるパルス距離差を見積もることができる。これにより大動脈ルートにおけるパルス速度cを下記式により計算することが可能となる。
式４  c＝(パルス距離)/(パルス遅延)
【０１１６】
上記cの値を用いて下記式に基づいて流動波速度を決定することができる。
式５  p＝c＊u＊ρ
ここで，
c＝パルス位相速度
u＝フロー位相速度
ρ＝血液の密度（約1.055g/cm3)
である。
【０１１７】
本発明にしたがって，一回拍出量を，大動脈起始部面積に流量波速度および心臓排出時間を乗じることにより決定することができる。心臓分拍出量は一回拍出量に脈拍数を乗じることにより決定することができる。これらの工程は患者の腕を相互に上げ下げして圧力とパルス波速度とを変えて増やしてもよい。
【０１１８】
以下で概説する「酸素のひと呼吸」法を使用した実験は，腕を異なるレベルに置くこと（したがって，異なる動脈血圧）が腕に異なる血流をもたらすことを示した。血液流はしたがって，オームの法則の古典的な流量版にしたがう。
式６  p＝f＊r
ここで，
p＝血圧
f＝流量
r＝抵抗
である。
【０１１９】
上記により，血圧を微少量（多量の場合は，自己調整に変化をもたらす）変化させることが，血の流量，したがっte心拍出量を計算するために使用できる。パルスが異なる時間で，両腕に到達することから，「早いほうの」腕が持ち上げられると，パルス波速度はゆっくりとなる。両腕にパルスが同時に到達するのに必要な圧力差は計算することができる。血圧と流量の上記関係から，圧力比は，流量の比と同じであるべきである。心臓と同じレベルにある両腕での，流量の到達の時間差，または拍動の数は計算することができる。そして，これは，流量到達時間が接近すればするほど，心拍出量が高くなるように，心係数を与える。同様に，流量到達時間が値かがってくばくるほど，心拍出量は低くなる。
【０１２０】
これに代えて，心拍出量は，図５に示されるプローブのようなプローブを患者の手の指および足の指に配置することにより決定することもできる。これらのプローブは各脈拍時の酸素飽和度を測定する。第一のプローブにおける各脈拍時の酸素飽和度を第二のプローブにおけるその脈拍およびその後の脈拍時の酸素飽和度と比較する。連続的にモニターすることで，これにより，与えられた許容範囲内でプローブからのパルスの酸素飽和度に合致する決定が可能になる。患者の血液の体積およびプローブの物理的な分離は標準的な方法にしたがって決定することができる。これにより一回拍出量の計算を，多数のパルスにより変位される血液容量を脈拍数で除することにより計算することができる。そしえ，心臓分拍出量を，一回拍出量を脈拍数で乗することにより計算することができる。図１１または図１２に示される回路のような回路を本実施態様に使用するのが好適である。
【０１２１】
さらに，他の実施例では，上記使用した原理は，パルス波とは対照に，流量波伝搬に基づき，心拍出量を計算するために使用することができる。上述したように，流量波の伝搬（動脈システムを通った血液の物理的な経路）は，パルス波のもの（速さ（celerity））よりもはるかにゆっくと生じる。したがって，一回の心周期の間に拍出される血液は僅かに異なった時間で，両腕に到達するが，手と足での到達時間の違いは遙かに長く，数秒のオーダである。
【０１２２】
同じ心周期の間に放出される血液を決定するため際に，難しさがある。これを決定するために使用することができるふたつのパラメータがヘモグロビンの酸素飽和度とそのpH（酸−塩基平衡）である。上述してきたように，ヘモグロビンおよび血液pHはプローブおよび本発明の技術を使用して測定することができる。一回の心周期の間に拍出される全血液は，血液が放出前に左心房および左心室において非常によく混合されることから，同じ飽和度およびpHをもつと仮定することができる。また，動脈が最小の代謝で血液を運んで，パイプのように機能すうることから，血液が動脈システムを通過する間，飽和度およびpHはほとんど変化しないと仮定することができる。
【０１２３】
飽和度とpHの両方は，呼吸のサイクルおよび他の要因のために，連続して僅かに変化する。さらに，自発的過換気または呼吸停止のような操作により，大きな変化を生じさせることができる。このため，飽和度かpHのいずれかでパターンが認められ，同じ呼吸の間，拍出血液を示すパルスを「整合」（match）させられる。到達時間の違いは，心拍出量を計算するために使用することができる。図２６に示されているように，第一のパルス列（曲線A）は手に対応する。第二のパルス列（曲線B）（遅れて到達する）は足に対応する。
【０１２４】
図２７は，同様に，異なるpHのパルスに対するこの現象を示す。第一のパルス列（曲線A）（早く到達する）は手に対応する。第二のパルス列（曲線B）は足に対応する。本発明にしたがって，酸素飽和度およびpHに加えて他の既知のパラメータも利用できる。
【０１２５】
従来から知られているように，酸素飽和度は，「安定状態」でさえ，通常僅かな量の変化がある。この考えは，このバリエーションが，同じ飽和度であるが，位相が不一致のパルスを「整合」させるために使用され得るということである。すなわち，それらパルスは，異なる時間に，体の異なる部位（たとえば，両腕，手と足）に到達する。pHの変化も同様のパターンをもつ。図２８ないし図３０は，一回の呼吸による酸素により生じる酸素飽和度（足の指（図２８），左手（図２９），右手（図３０）にあるプローブで測定）に生じた変化を示す。
【０１２６】
酸素飽和度またはpHに誘導した変化に関する概念は非常に重要である。一回以上の呼吸による酸素は酸素飽和度を上昇させる。酸素治療を既に受けていると，一回以上の呼吸で酸素濃度が非常に高まる（「豊富な混合」）。逆に，呼吸止めまたは窒素のような酸素以外のガスを吸い込むことは，酸素飽和度を減少させる。pHに関し，急速な呼吸はpHを高めるが，呼吸留めまたは二酸化炭素を含むガスを吸い込むことは，酸素のpHを下げる。図２８ないし図３０に示されているように，左手と比較して右手の場合に，心拍数が早いうちに上昇が開始し，足では心拍数が高くなって上昇する。
【０１２７】
心拍出量の値を計算する方法は，指数が患者の身長または体の表面領域（BSA）に基づいて生成されるものである。体の異なる部位の間の，与えられたパルス（飽和度またはpHにより識別される）の到達の遅延は，各対となる点に対して指数を生成する。たとえば，手と足との間の遅延が遅ければ遅いほど，心拍出量は低くなる。遅延が短くなればなるほど，心拍出量は高くなる。
【０１２８】
誘導された飽和度（またはpH）の変化に加え，これらすべての指数がより簡単に計算できる（変化はより顕著で，測定が容易であるから）。しかし，重要なことは，他の指数もあることである（酸素増加をもたらす呼吸と，変化が分かる第一の心拍との間の時間）。これは同じ原理である（この時間が短ければ短いほど，心拍出量は増加し，その時間が長ければ長いほど，その流量は低下する）。
【０１２９】
要するに，一度の酸素呼吸をなし，手足での酸素飽和度を連続して測定することは，三回の測定のために使用できる。まず，吸気から先端部（手足）における飽和度の変化（ベースラインから異なる飽和度をもつ最初のパルス）までの心拍の時間または数は，心拍係数（したがって心拍出量および一回拍出量）を計算するために使用することができる。第二に，飽和度における変化の開始から最大の変化までの心拍の時間または数は，心臓駆出分を計算するために使用することができる。最後に，吸気から，飽和度がベースラインに戻るまで全時間，ベースラインに戻るための飽和度の変化の開始からベースラインに戻った後，飽和度にける「跳ね返り」の全時間は血液容量を計算するために使用することができる。
【０１３０】
（D−３）静脈酸素飽和度および血圧
動脈酸素飽和度の決定はパルス酸素測定法および特許および医学文献によく記載されている技法により決定することができる。本明細書に記載した流体圧変化により静脈酸素飽和度および血圧も決定することができる。
【０１３１】
図１に示されているようなプローブが手の指上に配置される。総吸収および脈動吸収の両方を測定する。既知の距離だけプローブを持ち上げる。再び総吸収および脈動吸収を測定する。両方とも減少する。これは（流体圧の減少により）プローブ内の動脈血圧が少なくなるためパルス振幅が少なくなるからである。しかしながら，総吸収も減少するのは，静脈システムにおける拡張圧力が少なくなるため，静脈および小静脈が小さくなるからである。吸収のすべての変化が血液容量の変化によるものと推定される。飽和度は異なる波長の吸収の比を用いて計算される。
【０１３２】
一つの実施態様において，中心静脈圧（CVP）を見積もることができる。位置センサーを含むプローブが患者の心臓と同じ高さで配置される。第二のプローブ，たとえば図８に示されているプローブのような，やはり位置センサーを備えるプローブが患者の手の指上に配置される。患者は腕を第二のプローブが最初は第一のプローブよりも低く位置させる。第二のプローブにおいて測定する総吸収を連続的に測定する。患者の腕が徐々に持ち上げられ，第二のプローブの吸収の変化率は第１のプローブに対する相対変位に関して計算される。急激な減少を示す所定の量だけこの変化率が変化すると，中心静脈排出点に対応する腕の位置に到達したことになる。次いで，その腕の位置における第一のプローブと第二のプローブの間の流体圧差を計算することによりＣＶＰは計算することができる。図１３に示される回路はこの実施態様とともに使用するのに適している。
【０１３３】
（D−４）ヘモグロビン濃度の決定
臨床で，パルス酸素計が異なるふたつの波長，660および940nmでのヘモグロビン吸収度を測定する。ふたつの波長のおけるふたつの吸収度の比率分析（ratiometric analysis）により，二種類のヘモグロビン，すなわちオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビン（通常血液を構成する）の相対量が決定できる。標準二波長酸素計では，これら二種類があると仮定されている。他のものもあるが，それらは通常は非常に低濃度である。
【０１３４】
上述してきたように，光の吸収を支配する基本式はBeerの法則である。
式７  A=E＊C＊L
ここで，
A＝吸収度
E＝減衰係数
L＝光の経路，および
C＝ヘモグロビンの濃度
である。
【０１３５】
光が伝達されて通過する媒体の減衰係数は透明さまた不透明さとして理解することができる。
【０１３６】
専門用語を使用して，660nm波長の吸収度はA660と，940nm波長の吸収度はA940となる。また，oxyはオキシヘモグロビンを，deoxはデオキシヘモグロビンを示す。
【０１３７】
Beerの法則で吸収度を書き直すと，
式８  A660＝E660oxy＊Coxy＊L+E660deox＊Cdeox＊L
式９  A940＝E940oxy＊Coxy＊L+E940deox＊Cdeox＊L
【０１３８】
サンプリングが非常に素早く（光学的的または電子的に）なされると，経路Lはふたつの連続した測定の間で変化すると仮定することができる。したがって，Lが，割られて消去される。
A660/A940＝(E660oxy＊Coxy＊L+E660deox＊Cdeox＊L)/(E940oxy＊Coxy＊L+E940deox＊Cdeox＊L)
＝(E660oxy＊Coxy+E660deox＊Cdeox)/(E940oxy＊Coxy+E940deox＊Cdeox)
【０１３９】
これは次のように書ける。
E660oxy＊Coxy＊A940+E660deox＊Cdeox＊A940＝E940oxy＊Coxy＊A660+E940deox＊Cdeox＊A660
これを整理すると，
E660oxy＊Coxy＊A940−E940oxy＊Coxy＊A660＝E940deox＊Cdeox＊A660−E660deox＊Cdeox＊A940
Coxy＊(E660oxy＊A940−E940oxy＊A660)＝Cdeox＊(E940deox＊A660−E660deox＊A940)
Coxy/Cdeox＝(E940deox＊A660−E660deox＊A940)/(E660oxy＊A940−E940oxy＊A660)
【０１４０】
吸収度は測定され，減衰係数は既知であるから，Coxy/Cdeoxの計算ができる。この比Rsを指定すると，血液の酸素飽和度(S)は計算でき，血液のオキシヘモグロビンの割合は次のとおりである。
式１０      S＝Rs/(1+Rs)
【０１４１】
残念ながら，式１０は，ヘモグロビンの全濃度ではなく（一般的には「血球数」という），二種類のヘモグロビンの比のみが決定できる。
【０１４２】
Beerの法則では，CおよびLが知られておらず，唯一測定Aが分かるのみであることから，吸収度の測定からヘモグロビンの濃度を求める従来の試みはうまく行かなかった。CとLは積になっており，両者を区別することは不可能である。吸収度の他の測定を，たとえば，異なる経路で行うことにより他の式，新しい吸収度を作ることは，単に最初のものかけ算であり，何ら新しい情報も得られない。
【０１４３】
必要なことは，線形に結合しないように，CかLのいずれかに対する置換であることは分かるであろう。非線形の結果が望ましいので，乗法または対数が式を操作するための良い選択となる。
【０１４４】
ヘモグロビンの吸収度の測定がつぎのように表せる。
式１１      A＝C＊L＊k
ここで，
k＝波長および血液の酸素飽和度に対する減数係数に基づく値
【０１４５】
一種類のヘモグロビンのみが存在するとして，kはその波長の減数係数である。この既知の値を消去するように割ると次のようになる。
式１２      A1＝C＊L1
【０１４６】
吸収度の測定は，つぎに，異なる経路長でなされ，A1およびL1に対して異なる値となる。しかし，ある経路長に対する吸収度の値が知られると，他の全ての経路長に対する値もそうであることから，測定を繰り返す必要はない。これは飽和度に対してもいうことができる。
式１３  A2＝C＊L2
式１１と式１２とを掛けると，
A1＊A2＝C＊L1＊C＊L2＝C2＊L1＊L2
さらに，この対数をとると，次のようになる。
式１４  log(A1＊A2)＝2log(C)+log(L1)+log(L2)
左右を入れ替える算術を行うと，つぎのようになる。
式１５  log(L1)+log(L2)＝log(A1＊A2)−2log(C)
まず，次の対を作る。
式１６  log(A1)＝log(C)+log(L1)
式１７  log(A2)＝log(C)+log(L2)
両辺をかけると，
式１８  log(A1)＊log(A2)＝[log(C)+log(L1)]＊[log(C)+log(L2)]
式１９  ＝log2(C)＊log(C)＊[log(L1)+log(L2)]+ log(L1)＊log(L2)
この式の[log(L1)+log(L2)]を置き換えると，
式２０  log(A1)＊log(A2)＝log2(C)＊log(C)＊[log(A1＊A2)−2log(C)]+ log(L1)＊log(L2)
これを整理すると，
式２１  log(A1)＊log(A2)＝log(L1)＊log(L2)+log(C)＊log(A1＊A2)−log(C)＊2log(C)+log2(C)
＝log(L1)＊log(L2)+log(C)＊log(A1＊A2)−2log2(C)+log2(C)
＝log(L1)＊log(L2)+log(C)＊log(A1＊A2)−log2(C)
【０１４７】
上記のように，異なる経路長で吸収度の測定がなされると，A1およびA2ならびにL1およびL2に対して異なる値が得られる。これらの新しい値はもともとのA1およびL1の倍数である。添え字3および4を使用して新しい式を書く。それらの式は次の通りとなる。
式２２  log(A1)＊log(A2)＝log(L1)＊log(L2)+log(C)＊log(A1＊A2)−log2(C)
式２３  log(A3)＊log(A4)＝log(L3)＊log(L4)+log(C)＊log(A3＊A4)−log2(C)
【０１４８】
log2(C)が両式に現れるので，この項を消去するために，両式の各辺を引く。したがって，式２２から式２３を引くと，
式２４  log(A1)＊log(A2)−log(A3)＊log(A4)＝log(L1)＊log(L2)+log(C)＊log(A1＊A2)−log2(C)−[log(L3)＊log(L4)+log(C)＊log(A3＊A4)−log2(C)]
＝log(L1)＊log(L2)−log(L3)＊log(L4)+log(C)＊log(A1＊A2)−log(C)＊log(A3＊A4)
＝log(L1)＊log(L2)−log(L3)＊log(L4)+log(C)＊[log(A1＊A2)−log(A3＊A4)]
【０１４９】
こらの操作は，CとLの線形結合をなくし，Lは式で平方となり，Cは１の指数（exponent）となる。さらにAの項は，式の両辺で異なる組み合わせとなっている。さらに，CかLに，ある因子を乗すると，異なる式を作ることができ，これは同じ式の倍数ではない。新しい式は，LかCの倍数をとることにより作ることができる。この式はつぎの問いに答える。CとLをどのように分離するのか。Cは半分の大きさではなく，Lは二倍の大きさであるとどのようにして知るのか。吸収度の測定は依然として同じである。
【０１５０】
L1が二倍になり，Cが半分になっても，Aの値は変化しない。したがって，式２４の左辺は変化しない。右辺では，Cを半分にすると，Cの項はつぎの分だけ減少する。
式２５  log2＊[log(A1＊A2)−log(A3＊A4)]
Lの値はlog2だけ増加するので，L項の量はつぎの通りとなる。
式２６  log(L1＊2)＊log(L2＊2)−log(L3＊2)＊log(L4＊2)
＝[log(L1)+log2]＊log[(L2)+log2]− [log(L3)+log2]＊ [log(L4)+log2]
＝log(L1) ＊log(L2)+log2＊(logL1+logL2)+log22− [log(L3)＊log(L4)+log2＊(logL3+ logL4)+log22]
＝log(L1)log(L2)−log(L3)＊log(L4)+log2＊(logL1+ logL2−logL3−logL4)
もともとのL項を引くとつぎのようになる。
式２７  log2＊(logL1+ logL2−logL3−logL4)
【０１５１】
これはC項の変化に等しくなく（もし等しいと，LはAの項において解くことできる），CおよびLは交換不可能である。
【０１５２】
式２４において，四つの異なる経路長についての新しい式が作られ，処理が繰り返されると，log(C)項は消去されることは分かるであろう。四つの経路長について多くの式を式を作ることができ，すべて異なるものとなることから，このことを妨げるものは何もない。
式２８  log(A5)＊log(A6)−log(A7)＊log(A8)＝log(L5)＊log(L6)−log(L7)＊log(L8)+log(C)＊[log(A5＊A6)−log(A7＊A8)]
【０１５３】
式２４から式２８を引くと，log(C)項の係数は等しくなければならず，式２８に以下の項を乗する。
[log(A1＊A2)−log(A3＊A4)]/[log(A5＊A6)−log(A7＊A8)]
【０１５４】
式２９  k1234＝log(A1)＊log(A2)−log(A3)＊log(A4)
式３０  k5678＝log(A5)＊log(A6)−log(A7)＊log(A8)
式３１  kd＝[log(A1＊A2)−log(A3＊A4)]/[log(A5＊A6)−log(A7＊A8)]
【０１５５】
新しい式が式２８にkdを乗することにより形成される。このことは，log(C)項が等しいことを確実にする。式２５からこの新しい式を引くとことで，log(C)項が消去される。
k1234−(kd＊k5678)＝log(L1)＊log(L2)−log(L3)＊log(L4)−kd＊[log(L5)＊log(L6)−log(L7)＊log(L8)]
【０１５６】
この時点で，一方の辺で定数（既知の数値）を，他方の辺で四つのlog(C)をもつ式が作られる。八つの経路長について式が使用されたが，これら経路長は，互いにすべて既知のかけ算である。したがって，これら式は次のように書ける。
式３２  L2＝L1＊A2/A1
式３３  L3＝L1＊A3/A1
式３４  L4＝L1＊A4/A1
式３５  L5＝L1＊A5/A1
式３６  L6＝L1＊A6/A1
式３７  L7＝L1＊A7/A1
式３８  L8＝L1＊A8/A1
こうして，式は次のようになる。
式３９  k1234−(kd＊k5678)＝log(L1)＊log(L1＊A2/A1)−log(L1＊A3/A1)＊log(L1＊A4/A1)−kd＊log(L1＊A5/A1)＊log(L1＊A6/A1)+kd＊log(L1＊A7/A1)＊log(L1＊A8/A1)]
＝log(L1)＊[log(L1)+log(A2/A1)]−[log(L1)+log(A3/A1)]＊[log(L1)+log(A4/A1)]−kd＊[log(L1)+log(A5/A1)]＊[log(L1)+log(A6/A1)]+kd＊[log(L1)+log(A7/A1)]＊[log(L1)+log(A8/A1)]
＝[log2(L1)+log(L1)＊log(A2/A1)]−[log2(L1)+[log(L1)＊log(A3/A1)+log(A4/A1)]+log(A3/A1)＊log(A4/A1)]−kd＊[log2(L1)+log(L1)＊[log(A5/A1)+log(A6/A1)]+log(A5/A1)＊log(A6/A1)]+kd＊[log2(L1)+log(L1)＊(log(A7/A1)+log(A8/A1))+log(A7/A1)＊log(A8/A1)]
【０１５７】
上記のように，log2項は係数1をもつ。さらに2項が加えられる一方2が引かれることから，それらは消去される。
【０１５８】
係数として出てくる全てのA項（既知）を組み合わせて，kAcを作る。つぎに，単独で出てくる全てのA項を組み合わせると(kAa)，式は次の通りとなる。
式４０  k1234−(kd＊k5678)＝log(L1)＊kAc+kAa
ここで，
log(L1)＝[k1234−(kd＊k5678)−kAa]/kAc
L1＝antilog｛[k1234−(kd＊k5678)−kAa]/kAc｝
【０１５９】
これはひとつの未知のもの(L1)を残す。全てのA値は異なることから，式のいずれの辺もゼロとなるべきでない。こうすると，ひとつ以上の異なるA値の選択はゼロでない結果を保証する。
【０１６０】
L1についての式は解けることから，もともとの式に戻るって，
式４１  A1＝C＊L1
式４２  C＝A1/L1
【０１６１】
今や，ヘモグロビンの濃度Cが解かれた。適切なコンピュータアルゴリズムの例が図３３に示されている。
【０１６２】
Lに代えCを変化させることで，同様の分析を実行できる。ヘモグロビンが二種類のみであるとの仮定で，波長吸収度は次のように表わすことができる。
式４３  A660＝A660oxy+A660deox
式４４  A940＝A940oxy+A940deox
式４５  Aocy＝A660oxy+A940deox
式４６  Adeox＝A660deox+A940deox
そして，
式４７  Aoxy＝E660oxy＊Coxy＊L+E940oxy＊Coxy＊L
式４８  Adeox＝E660deox＊Cdeox＊L+E940deox＊Cdeox＊L
したがって，
式４９  A660oxy/A660deox＝(E660oxy＊Coxy＊L)/(E660deox＊Coxy＊L)
【０１６３】
Coxy:Cdeoxの比が知られていることから，式は次の通りとなる（Lが消去）。
式５０  A660oxy/A660deox＝(E660oxy＊Ctot＊S)/(E660deox＊Ctot＊(1−S))＝(E660oxy＊S)/(E660deox＊(1−S))
【０１６４】
飽和度Sおよぼ減衰係数を知ることで，R660と定義される比を解くことできる。飽和度の式A660oxyおよびA660deoxに戻ると，
A660oxy=A660＊[R660/(1+R660)]
A660deox=A660−A660oxy
【０１６５】
このプロセスは，940nm吸収度A940に対して繰り返すことができる。要するに，個々の吸収度A660oxy，A660dexox，A940ocy，A940deoxのそれぞれが決定された。それらを上記のように組み合わせると，Aoxy，Adeoxは次のように書き直すことができる。
式５１  Aoxy＝Coxy＊L＊(E660oxy+E940oxy)
式５２  Adeox＝Cdeox＊L＊(E660deox+E940deox)
【０１６６】
ここで，既知の減衰係数を除して，以下のように，A’oxyおよびA’deoxとすることが便利である。
式５３  A’oxy＝Coxy＊L
式５４  A’deox＝Cdeox＊L
【０１６７】
上記のように，これらの式は，乗法と対数で操作することができる。先ず，乗すると，
式５５  A’oxy＊A’deox＝Coxy＊L＊Cdeox＊L＝Coxy＊Cdeox＊L2
対数をとると，
式５６  log(A’oxy＊A’deox)＝log(Coxy)+log(Cdeox)+2log(L)
これは次のように書き直せる。
式５７  log(Coxy)+log(Cdeox)＝log(A’oxy＊A’deox)−2log(L)
【０１６８】
この操作は，逆の順序でも行える。
式５８  log(A’oxy)＝log(Coxy)+log(L)
式５９  log(A’deox)＝log(Cdeox)+log(L)
これらを乗すると，
式６０  log(A’oxy)＊log(A’deox)＝[log(Coxy)+log(L)]＊[log(Cdeox)+log(L)]
＝log(Coxy)＊log(Cdeox)+log(L)＊[log(Coxy)+log(Cdeox)]+log2(L)
式５７のlog(Coxy)+log(Cdeox)を式６０の代入すると，
式６１  log(A’oxy)＊log(A’deox)＝log(Coxy)＊log(Cdeox)+log(L)＊[log(A’oxy＊A’deox)−2log(L)]+log2(L)
この式を整理すると，
式６２  log(A’oxy)＊log(A’deox)＝log(Coxy)＊log(Cdeox)+log(L)＊log(A’oxy＊A’deox)−log(L)＊2log(L)+log2(L)
＝log(Coxy)＊log(Cdeox)+log(L)＊log(A’oxy＊A’deox)−2log2(L)+log2(L)
＝log(Coxy)＊log(Cdeox)+log(L)＊log(A’oxy＊A’deox)−log2(L)
【０１６９】
異なる飽和度で吸収度の測定が行われると，A’oxyおよびA’deoxならびにCoxyおよびCdeoxに対して，異なる値が与えられる。上記のように，ある飽和度に対して吸収度の値が知られると，それらは全ての可能な飽和度に対して知られる。
【０１７０】
したがって，A’oxyおよびA’deoxは異なる飽和度に対して計算をすることができ，乗法および対数操作を行うことで，新しい式が得られる。A’oxyおよびA’deoxのもともとの値がAoxy1およびAdeox1と特定され，新しい値はAoxy2およびAdeox2と特定される。
【０１７１】
したがって，式は次の通りとなる。
式６３  log(Aoxy1)＊log(Adeox1)＝log(Coxy1)＊log(Cdeox1)+log(L)＊log(Aoxy1＊Adeox1)−log2(L)
式６４  log(Aoxy2)＊log(Adeox2)＝log(Coxy2)＊log(Cdeox2)+log(L)＊log(Aoxy2＊Adeox2)−log2(L)
【０１７２】
項log2(L)は両式に現れることから，式の両辺を引くことにより消去できる。式６３から式６４を引くと次の通りとなる。
式６５  log(Aoxy1)＊log(Adeox1)−log(Aoxy2)＊log(Adeox2)
＝log(Coxy1)＊log(Cdeox1)+log(L)＊log(Aoxy1＊Adeox1)−log2(L)−[log(Coxy2)＊log(Cdeox2)+log(L)＊log(Aoxy2＊Adeox2)−log2(L)]
＝log(Coxy1)＊log(Cdeox1)−log(Coxy2)＊log(Cdeox2)+log(L)＊log(Aoxy1＊Adeox1)−log(L)＊log(Aoxy2＊Adeox2)
式６６  ＝log(Coxy1)＊log(Cdeox1)−log(Coxy2)＊log(Cdeox2)+log(L)＊[log(Aoxy1＊Adeox1)−log(Aoxy2＊Adeox2)]
【０１７３】
式６６において，log(L)項が本発明にしたがって，ふたつの異なる飽和度での新しい式を作り，プロセスを繰り返すことにより，消去される。また，異なる飽和度での多くの式が作られ，すべては異なる。
【０１７４】
参照符号3および4を使用して，これら新しい関係を示すと次の通りである。
式６７  log(Aoxy3)＊log(Adeox3)−log(Aoxy4)＊log(Adeox4)
＝log(Coxy3)＊log(Cdeox3)−log(Coxy4)＊log(Cdeox4)+log(L)＊[log(Aoxy3＊Adeox3)−log(Aoxy4＊Adeox4)]
【０１７５】
式６６から式６７を引くために，log(L)項の係数は等しくなければならず，式６７に以下を乗する。
[log(Aoxy1＊Adeox1)−log(Aoxy2＊Adeox2)]/[log(Aoxy3＊Adeox3)−log(Aoxy4＊Adeox4)]
【０１７６】
簡単にするために，既知であり，または既に測定もしくは決定された定数値を次のようにする。
式６８  k12＝log(Aoxy1)＊log(Adeox1)−log(Aoxy2)＊log(Adeox2)
式６９  k34＝log(Aoxy3)＊log(Adeox3)−log(Aoxy4)＊log(Adeox4)km
＝[log(Aoxy1＊Adeox1)−log(Aoxy2＊Adeox2)]/[log(Aoxy3＊Adeox3)−log(Aoxy4＊Adeox4)]
【０１７７】
さらに式が式６７にkmを乗することにより作られる。このことはlog(L)項が等しくなることを確実にする。式６６からこの新しい式を引くと，log(L)項が消去される。
式７１  k12−(km＊k34)＝log(Coxy1)＊log(Cdeox1)−log(Coxy2)＊log(Cdeox2)−km[log(Coxy3)＊log(Cdeox3)−log(Coxy4)＊log(Cdeox4)]
【０１７８】
ここで，この式は一方の辺で定数をもち，他方の辺でlog2(C)の四つの項をもつ。四つの値の飽和度の式が使用されるが，これらの飽和度の値は全て既知である。したがって，
式７２  Coxy1=Ctot＊S1
式７３  Cdeox1=Ctot＊(1−S1)
式７４  Coxy2=Ctot＊S2
式７５  Cdeox2=Ctot＊(1−S2)
式７６  Coxy3=Ctot＊S3
式７７  Cdeox3=Ctot＊(1−S3)
式７８  Coxy4=Ctot＊S4
式７９  Cdeox4=Ctot＊(1−S4)
かくして，式は次の通りとなる。
式８０  k12−(km＊k34)＝log(Ctot＊S1)＊log(Ctot＊(1−S1))−log(Ctot＊S2)＊log(Ctot＊(1−S2)−km＊log(Ctot＊S3)＊log(Ctot＊(1−S3))+km＊log(Ctot＊S4)＊log(Ctot＊(1−S4))
この式の右辺の4つの項はそれぞれ，
式８１  log(Ctot＊S1)＊log(Ctot＊(1−S1))
＝[log(Ctot)+log(S1)]＊[log(Ctot)+log(1−S1)]
＝log2(Ctot)+log(Ctot)＊log(S1)+log(Ctot)＊log(1−S1)+log(S1)＊log(1−S1)
＝log2(Ctot)+log(Ctot)＊[log(S1)+log(1−S1)]+log(S1)＊log(1−S1)
【０１７９】
log2の項は係数として1をもつ。四つの対称な項があり，二つの加算および二つの引き算で，log2の項は消去される。すなわち，
式８２  k12−(km＊k34)
＝log(Ctot)＊[log(S1)+log(1−S1)]+log(S1)＊log(1−S1)−log(Ctot)＊[log(S2)+log(1−S2)]−log(S2)＊log(1−S2)−km＊[log(Ctot)＊[log(S3)+log(1−S3)]+log(S3)＊log(1−S3)]+km＊[log(Ctot)＊[log(S4)+log(1−S4)]+log(S4)＊log(1−S4)]
【０１８０】
log(S)またはlog(1−S)を含む全項は知られていることから，それらは集めることができ，これをksと置く。Ctotをもつ全ての項を集めると，次の通りとなる。
式８３  k12−(km＊k34)
＝log(Ctot)＊[[log(S1)+log(1−S1)]−[log(S2)+log(1−S2)]−km＊[log(S3)+log(1−S3)]+km＊[log(S4)+log(1−S4)]]+ks
【０１８１】
さらに，log(S)またはlog(1−S)を含む全項は知られていることから，それらは集めることができ，これをkcsと置く。飽和度が全て異なっていることから，kcsはゼロとはならない。したがって，式は次の通りとなる。
式８４  k12−(km＊k34)＝log(Ctot)＊kcs+ks
ここで，
k12−(km＊k34)−ks＝log(Ctot)＊kcs
log(Ctot)＝[k12−(km＊k34)−ks]/kcs
Ctot＝antilog{[k12−(km＊k34)−ks]/kcs}
【０１８２】
要するに，ヘモグロビンの濃度Ctotは，既知のまたは測定値に基づいて全体的に決定された。この分析は，二種類のヘモグロビンを仮定してはいるが，こうした決定は，追加の波長を使用することにより，さらなる種につても行える。
【０１８３】
飽和度が知られていると，こうした決定は，ひとつの波長の光からひとつの吸収度の測定を使用してなすことができる。説明の目的で，660nmの波長を使用する吸収度は次の通りとなる。
式８５  A660＝A660oxy+A660deox
A660＝E660oxy＊Coxy＊L+E660deox＊Cdeox＊L
A660oxy/A660deox＝(E660oxy＊Coxy＊L)/(E660deox＊Coxy＊L)
既知の飽和度Sをこの式に組み込むと，
式８６  A660oxy/A660deox＝(E660oxy＊Ctot＊S)/(E660deox＊Ctot＊(1−S))
＝(E660oxy＊S)/(E660deox＊(1−S))
【０１８４】
上述のように，この式は，比R660を与えて，解くことができる。実際のA660oxyおよびA660deoxは次の通りとなる。
式８７  A660oxy＝A660＊[R660/(1+R660)]
A660deox＝A660−A660oxy
【０１８５】
最後に，既知の減数係数値で割ると，A’660oxyおよびA’660deoxは次の通りだある。
式８８  A’660oxy’＝Coxy＊L
式５４  A’660deox＝Cdeox＊L
【０１８６】
このとき，同じ対数操作がひとつの波長に対してなされ，全吸収度に対して，660nmの
吸収度を代入することができる。すなわち，A’oxyに対してA’660oxyの代入。両方法（Cの操作またはLの操作）による分析の実行は，いずれかの技術で得られた結果を証明するために独立して使用することができることは分かるであろう。
【０１８７】
静脈の吸収度を利用する他の測定は次の通りである。この技術は，動脈の測定に対して等しく適切なものである。図８に示されたようなふたつのプローブが二つの別個の指に配置される。これらプローブは固定式で，既知の寸法をもつものである。プローブは，図９のように，片手または両手に配置される。心臓より上に手を持ち上げると，プローブの高さが，プローブ内の静脈システムの圧力をCVP以下にすることから，静脈球種度はゼロ近辺に下がる。ゆっくりと指を下降させると，血管はつぶれなくなる。このことは両プローブに対して起こるが，本技術の特性ではない。指を連続して下降させると，容量および血圧はゼロ以上に上昇し，指の下降とともに連続して上昇する。この重要な概念は，吸収度が両プローブで同じではないということである。親指と五番目の指のような，異なる指を選択することはできるが，同じような指の間でさも吸収度は同じにならない。図１に示されているような回路が測定を容易にするために使用され得る。
【０１８８】
プローブの大きさが知られていることから，プローブ内の血液の濃度Cは転嫁させることができる。もちろん，このCは，プローブ内の空間が他の組織により占められ，小さな部分のみが血液であることから，正しい濃度よりも非常に高い。プローブが静脈の吸収度の始まり（グラフのためにゼロ点を設定することは便利なことである）から移動した流体圧の距離をHが表わすと，H対Cのグラフは，ふたつのプローブ内の吸収血液の量が異なることから，ふたつのプローブに対して違ってくる。血液中のヘモグロビンの正しい濃度は，静脈システムを通して同じであるとすると，第二のプローブと同じ濃度を達成するために，低い濃度の第一のプローブが物理的に下降させなけれならない距離D（Hの一部）がある。好適には，プローブの大きさは，プローブの経路長が血液の経路長よりも長いことから，濃度の見積もり精度を高めるために，最小化されるべきである。たとえば，プローブの直径を半分にすると，測定濃度は二倍になる。
【０１８９】
非散乱血液の吸収度の正しい経路長が非常に短いことから，Hおよび（H+D）が転嫁濃度と同じ比率にあるところの点は正しいの濃度を生じさせる。すなわち，濃度の比率が1：2（一方のプローブにおける吸収度の二倍）であると，正しい濃度は，HとDが等しい所である。ヘモグロビンの実際の濃度は，点（H，C）でのものである。Dはさらに，他方のプローブによる付加的な非血液の経路長を表わす。このCは一点のみで生じることに注目されたい。Hは正しい経路長ではないが，Cは実際正しい濃度である。
【０１９０】
利点として，本技術は片腕の移動に対して何度でも繰り返すことができ，動脈の測定および静脈の測定の両方に対して使用することができ，動脈の測定および静脈の測定は同時に行え，さらに互いに検査することができる。
【０１９１】
本発明の他の実施例では，ヘモグロビンの濃度が異なる血圧での吸収度の比率を取ることにより導き出し得る。血圧は，ダインを経路長の平方で除したものに等しい。すなわち，
式９０  P＝D/L2
上記したように，Beerの法則は
式９１  A＝E＊C＊L
である。
PにA2を掛けると
式９２  E2＊C2＊D
である。
【０１９２】
連続した測定は，比率を形成するこができるE2＊C2＊D1，E2＊C2＊D2，・・・E2＊C2＊Dxを与える。次に，値P+A2およびP-1+A2は既知の量であり，Beerの法則と圧力対長さの関係を置換すると，後者は次のように書くことできる。
式９３  L2/D2+E2＊C2＊L2
L2で割ると，
式９４  L2＊(D-2+E2＊C2)
【０１９３】
連続した測定は，L12＊(D1-2+E2＊C2)，L22＊(D2-2+E2＊C2)，・・・Lx2＊(Dx-2+E2＊C2)を与える。経路長の比率は既知であることから，値はLで割ることでき，連続した値は次の比率を与えるために除することができる。
式９５  (D1-2+E2＊C2)/(D2-2+E2＊C2)＝m
【０１９４】
さらに，D1-2/D2-2は，前述のように，既知の比率であるD2/D1に関して表わすことができる。E2＊C2は一定で，式９５は既知の比率を取り，定数を分子および分母に加え，他の既知の比率に達する。したがって，定数の値はユニークでかつ正確に決定することができる。Eは知られているので，このことはC，すなわちヘモグロビンの濃度を決定することを可能にする。Cが決定されると，A＝ECLがL，すなわち経路長を計算することを可能にし，Lの決定は妥当性をもってDの計算を可能にする。
【０１９５】
pHおよび酸-塩基平衡の決定
本発明のプローブおよび方法は，患者の血液のpHおよび酸-塩基平衡を，非侵襲的，連続的さらにリアルタイムで決定することを可能にする。一般的に，上述し，ひとつ以上の輻射光を含むようなプローブがたとえば，図５および図８に示されたように使用される。好適には，発明は可視光および近赤外線スペクトルにある光を使用するが，他の波長もうまく利用できる。透過光の検出は光検出器によりなされる。適切な回路がたとえば，図１１および図１４に示されている。放出された光の吸収度の決定は，Beerの法則を使用してなされる。放出，検出および上記の吸収度の決定は，近代的な病院に一般に備えられた酸素計に使用されたものと同様である。パルス酸素計（すべての非拍動信号成分を除去する）または在来の分光測光法を使用して，人のヘモグロビンの種類である，メトヘモグロビン，オキシヘモグロビン，デオキシヘモグロビンおよび一酸化炭素ヘモグロビンの識別が図３４に示されたような既知の吸収度スペクトルを使用することによりなされる。
【０１９６】
オキシヘモグロビン，デオキシヘモグロビン，および一酸化炭素ヘモグロビン，より一般的なヘモグロビン種の吸収度スペクトルは，より一般的に使用されている650−100nmのスペクトル範囲にあたって，基本的に酸-塩基平衡により影響を受けないと，従前より理解されている。しかし，全ての蛋白質および有機分子はpHにより影響を受ける。図３５は，四つの異なるpH値，すなわち6，7，8および9に対して，500から650nmの間でのヘモグロビンA（デオキシヘモグロビン）の吸収スペクトルを示す。pHが吸収スペクトルに重大な影響をもつことは明らかである。したがって，ヘモグロビン種のスペクトルは実際，臨床の範囲のpHにより変化する。変化は小さく，酸素飽和度の測定に対して，臨床的に重大であると考慮するには余りにも小さいことから，従来では大半は無視されてきた。
【０１９７】
多くの波長が影響を受けるものの，特定の変化は波長535，577および600nmで見られた。たとえば，オキシヘモグロビンは，より大きなpHではより大きくなる535および577nmに吸収ピークを示すが，図３６に示されているように，600nm近傍での谷部の深さは僅かとなる。上パネルは，吸収パターンを明確に示すため，拡大された差スペクトルである。両曲線での全ヘモグロビン濃度は波長506nmで任意に正規格化された。計算された飽和度において，pH7.6からpH6.8で約3％の違いを生じさせると見積もられる。したがって，0.1パーセントの飽和度の精度は，0.05pH単位でpHを定義すべきである。
【０１９８】
パルス酸素測定に似たレシオメータ技術を，血液のpHを決定すべく，こらのスペクトル差を活用するために使用することができる。pHが近赤外線波長で比較的影響をもたないことから，660および940nmのような二つの波長を使用して酸素測定法を実行することが，「正しい」血液の酸素飽和度を決定するために使用され得る（ここで，オキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの二種のみと仮定する）。さらに，pHにより影響のあるものとして知られている，たとえば，535または577nmの少なくともひとつのは波長の同時測定が実行される。全ての波長で，比率のペアワイズ比較を行うことにより，pHは飽和度から測定することができる。好適には，多数波長スペクトロメーターが多数の比較を可能にする。
【０１９９】
同様に，一酸化炭素ヘモグロビンおよび胎児ヘモグロビンの吸収スペクトルに僅かなpHに依存した変化がある。一酸化炭素ヘモグロビン（COHb）吸収スペクトルにおいて，pHの影響が決定された。pHが考慮されないと，pH単位当たり約3％のCOHbの偏りがある。図３７は吸収スペクトルを示すが，535および577nmに吸収のピークがより高くなり，600nm近くの谷部はより高いpH値で僅かに低くなっていることを示す。したがって，酸素測定技術を使用して非侵襲的に酸素のpHを計算するために，一酸化炭素ヘモグロビンの予想と実測部分の比例決定法を使用することができる。pHにより，胎児ヘモグロビンの種，特に胎児一酸化炭素ヘモグロビンの吸収スペクトルに違いが見出された。これは図３１および図３２に示されている。かくして，非侵襲的なpH決定が，その吸収度比から決定され得る。
【０２００】
上述したように，オキシヘモグロビン，デオキシヘモグロビン，および一酸化炭素ヘモグロビン，さらにより一般的なヘモグロビン種の吸収スペクトルは，酸-塩基平衡により，比較的ほとんど影響されない。本発明の他の実施例は，メトヘモグロビンの光学吸収スペクトル（生理学的範囲内のpHに非常に敏感）を利用する。特に，pHが7以下であるとき，アクオメトヘモグロビン（aquomethemoglobin）のスペクトルの最大の吸収は波長630nmで観測された。アルカリのpHでは，ヒロドキシメトヘモグロビン（hydroxymethemoglobin）のスペクトルにおいて，最大の消滅が630nmで見られた。鉄原子の電子スピン状態を示す電子常磁性共鳴スペクトルでは，アクオメトヘモグロビンでは，鉄原子は，「高いスピン」状態をもち，強い常磁性のものである。増加するpHおよびヒロドキシメトヘモグロビンの構成では，鉄原子は，原子半径の減少に伴って低スピン状態となる。メトヘモグロビンが構成物の平衡混合のように存在することから，それぞれの相対量は媒体である，血液のpHを決定するために使用することができる。
【０２０１】
表Iは，吸収が血液の酸-塩基平衡とともに変化することから，選択された波長の光に対するメトヘモグロビンの減衰係数を決定することができる表である。
【表１】
2005507298.tif 000003
【０２０２】
表Iの情報から，表IIAおよびIIB（いろいろなpH値での，メトヘモグロビンの減衰係数の比を与える）を作ることが出来る。表IIAおよびIIBを使用してpHを決定するために，当該波長のそれぞれでの，メトヘモグロビンによる吸収度，または他のヘモグロビン種と比較したメトヘモグロビンの割合を決定する。これらの決定は，本明細書または他の文献にある技術を使用してなされる。このことがなされると，異なる波長における吸収度の比はpHを計算するために使用することができる。
【０２０３】
たとえば，波長が540nmの光源に対するメトヘモグロビンの吸収度と，波長が560nmの光源に対するメトヘモグロビンの吸収度の比が1.633であると，pHは6.2である。比が1.516であると，pHは約7.4である。同様の計算が他の波長についてなされ，その結果は，正確を期すために比較された。
【表２Ａ】
2005507298.tif 000004
【表２Ｂ】
2005507298.tif 000005
【０２０４】
本発明のこれらの実施例において，他のヘモグロビン種の実際の濃度を計算する必要はない。実際，他の種と比較した比または相対量は，血液のpHおよび酸-塩基平衡を決定するための十分な情報を与える。一般に，n個の種を別個に識別するには，使用される光源の波長は少なくともn個を必要とする。望ましくは，最小数の波長以上が使用される。
【０２０５】
本発明のこれら実施例は，血液のpHにおける温度の影響を考慮することにより，補完することができる。温度は，ヘモグロビンの酸素解離に影響を及ぼすばかりでなく，pHに対し独立した影響を及ぼす。図３８は，通常のヘモグロビン酸素解離曲線（HODC）のグラフである。図３９は，図３８のHODCへの温度およびpHの影響を示す。したがって，スペクトルの測定は，ひとつの温度以上（したがって，ひとつのpH以上）でなして，決定の精度を改良する。Henderson-Hasselbach式は，pH，pK（分解または解離定数），および酸およびその塩または塩基の濃度に関して，酸の分解を記述する。二酸化炭素（CO2）の溶解度λ，およびCO2のpKもまた，温度に依存する。CO2に対して，Henderson-Hasselbach式はpH＝pK+log([HCO3-]/λPCO2)となるが，他の方法も使用できる。炭酸に対するpKの温度依存性は以下の表IIIAないし表IIIEに示されている。
【表３Ａ】
2005507298.tif 000006
【表３Ｂ】
2005507298.tif 000007
【表３Ｃ】
2005507298.tif 000008
【表３Ｄ】
2005507298.tif 000009
【表３Ｅ】
2005507298.tif 000010
【０２０６】
[TCO2]は，[HCO3-]とλPCO2の合計に非常に近いことから，[HCO3]＝[TCO2]−λPCO2であることから，
式９６  pH＝pK+log(([TCO2]-λPCO2)/λPCO2)
である。
HODCのシフトの程度は次のように計算することができる。
式９７  温度因子＝antilog{0.024＊(37-温度)}
式９８  pH因子＝antilog{0.48＊(pH-7.40)}
式９９  塩基過剰因子＝antilog{-0.0013＊塩基過剰}
血液の酸素含有量容の計算は次のようになされる。
式１００  含有量(ml O2/dl)=THb(g/dl)＊502＊1.38(ml O2/g HbO2)+0.003＊PO2
【０２０７】
PO2からSO2（SO2からPO2）への換算は，Adair式またはKelmanの計算の修正を使用してなされる。
式１０１  SO2=(25＊(0.0257＊PO2+2＊0.00075＊PO22+3＊0.00000444＊PO23+4＊0.00000255＊PO24)/(1+0.0257＊PO2+0.00078＊PO22+0.00000444＊PO23+0.00000255＊PO24))
塩基の過剰の計算は，以下の式または他の既知の方法によってなすことができる。式１０２  塩基の過剰＝(1-0.0143＊Hb) ＊([HCO3-]-24)
【０２０８】
これらの計算および換算は，当業者には分かるように近似値を示すが，本発明はこれらに限定されない。改良された見積もりを利用できることから，それらを本発明とともに使用することができる。このアルゴリズムの変更も当業者によりなすことができ，本発明の範囲および思想内に含まれるものである。
【０２０９】
これに代えて，PCO2および二酸化炭素の値が，pHがふたつ以上の値で分かるならば，温度の摂動を使用することなく計算され得る。たとえば，本明細書で記述した技術は，動脈血および静脈血の同時測定が可能であることを示している。二つの区分は，同じ温度であるが異なるpH値をもち，このことはHenderson-Hasselbach式を二つの未知のもの，すなわちPCO2および[HCO3]に対して二つの式を作ることを可能にする。
【０２１０】
（D−６）温度の決定
図３９に示されたHODCの，図３８に示された曲線に対するシフトは主にふたつの因子，すなわちpHおよび温度が原因である。したがって，同じ温度の，ふたつの血液サンプルのpHは，血液がどの曲線にあるのか，したがって血液の温度がどれほどかを決定することができる。本明細書で記述した技術は，プローブ内の動脈血および静脈血のpHの同時決定をなすために使用することができる。これらpH値が僅かに異なることから，HODCが決定され，温度が非常に正確に計算され得る。本発明のこの方法は，血液温度の非侵襲的な正しい測定を与える。プローブ内の指または他の部位への血液の流れは連続して補給されることから，測定は，中央または「コア」の温度の，非常に正確な見積もりとなる。
【０２１１】
（D−７）グルコース濃度の決定
血液中の多くの物質は基本的に動脈および静脈の血液中で同じとなる。しかし，代謝過程過程で多量に消費される物質では，このことは正しくない。これらのうちの顕著なものは酸素とグルコースである。このことは，分光測光法でのように，モル量で取り扱うときは，特に正しい。静脈の酸素飽和度を決定する技術は上述の通りである。動脈および静脈の両方の飽和度が決定されると，それらの吸収度は「正規化」され得る。このことはまた，上記のようにpHに対して実行することができる。ヘモグロビンの吸収度の引き算がそれを有効に除去するために実行され得る。残っているものは，非ヘモグロビンの吸収体による吸収度である。このことは，最も大きな非ヘモグロビン吸収体がグルコースであることから，グルコース濃度の見積もりを与える。さらに，各波長での吸収度は動脈および静脈の血液に対して比較される。グルコース以外の，非ヘモグロビン吸収体の大多数は，動脈および静脈の両方の血液において同じ濃度である。動脈血と静脈血との間で，一定の吸収度を引くとことにより，残りのグルコースの吸収度を測定することができ，グルコース濃度を正確に決定することができる。
【０２１２】
（D−８）化学的分析物の決定
ヘモグロビンの濃度が分かると，多数の物質の濃度は，ヘモグロビンの濃度の比として決定することができる。多数の波長を使用することにより，分子間で区別化ができ，経路長の知識を必要とせずに，ヘモグロビンの濃度との比較をなすことができる。本発明の他の実施例により，当該分析物の既知の量を含む層またはフィルムを形成することにより，標準が確立される。これらは，プローブ内の血液容量のシフトによる変化と光学的に比較することができる。この技術は，フィルムからの信号が，他の変化しない（DC）信号から単に分離されことから，従前のパルス酸素計では不可能である。本発明は静脈測定を使用してこの欠点を解消し，したがって拍動（AC）信号に限定されない。
【０２１３】
指用に形状付けられたプローブシステム内の，既知の濃度分析物を含むフィルムを配置する工程が，例示の方法に含まれる。指の血液容量は，心臓に対して上げ下げすると（本明細書で説明されているように），変化する。吸収度の変化が血液容量の変化によると仮定すると，血液吸収度をフィルム吸収度と比較すること，したがって血液中の分析物の，フィルム中のものの相対濃度を取ることができる。血液中には潜在的に多数の吸収体があることから，問題の分析物を特定するために十分な波長を調べる必要がある。
【０２１４】
（D−９）先天性心疾患および解剖学的異常の決定
解剖学的異常をもつ多くの障害の診断は，左右の組織の間の異常な伝搬遅延，予想しない伝搬時間の測定によりなすことができる。静脈および静脈の両方の飽和度，ならびに動脈および静脈の血圧を測定することができることは，検査をさらに支援することができる。
【０２１５】
たとえば，大動脈縮窄症は一般的な先天性異常である。それは胸部大動脈を狭く，あるは圧縮することである。左鎖骨下動脈の起点の前後で生じる。いずれの場合も，血圧は腕よりも足で非常に低下する。圧縮のため，血圧と流量波の両方が，上肢と比較して下肢の手足において顕著に遅延する。子供が左鎖骨下動脈の起点の近傍に縮窄をもつと，両腕において，（右が左に先たつように）パルスおよび流量波の到達時間に顕著な不一致が生じる。
【０２１６】
（D−１０）律動不整の決定
血圧と心電図とを同時に測定することにより，律動不整の診断は非常に支援される。動脈および静脈の両方の血圧がECGとともに，同時に測定されることで，心房対心室の不整脈，ならびにQ―T間隔の区別化が可能となる。
【０２１７】
心室の状態の律動不整から心房の状態の律動不整を区別することは困難である。しかし，これらは，しばしば異なる血液動態を明白にする。正常な心室状態の律動不整および拍出はしばしは，正常に近い心拍出量および血圧を維持する。
【０２１８】
（D−１１）追加の心血管パラメータの決定
血圧と心電図とを同時に測定することにより，収縮期血圧および拡張期血圧指数のような追加のパラメータが決定され得る。莫大な量の情報が，静圧摂動と組み合って，体の両側にあるプローブの使用から集められる。対となる部位へのパルスの到達時間が異なるが，パルスの速度もまた異なる。パルス伝搬時間，パルス伝搬位相または遅延，パルス速度，およびパルス振幅の検査は，各摂動に対して，異なった仕方で変化する四つのパラメータを与える。図１３に示されたような回路が，このような実施例での使用に適している。一実施例では，同じ量だけ一方の腕を上げ下げすることは異なる違いを与える。同じ量だけに他方の腕を上げ下げすることも異なる違いを与える。他の実施例では，ある量だけ一方の腕を持ち上げ，そして同じ量だけ上げることは異なる違いを与える。ある量だけ他方の腕を持ち上げ，そして同じ量だけ再度上げることも異なる違いを与える。同様に，腕の下げについて測定される。
【０２１９】
（D−１２）大動脈血圧の決定
本発明の方法およびプローブを使用することで，大動脈の血圧の決定，大動脈の血圧曲線の再構成が可能となる。このことは，流体力により，または下肢の抹消からの反射波を変化させることにより達成される。例示の技術の詳細は，特許特許文献９，特許文献１４，および特許文献１７に開示されている。
【特許文献１７】
米国特許第6,010,457号明細書
【０２２０】
（D−１３）頸動脈狭窄の決定
頸動脈は，胸部から頸部を通り頭部へ伸びる対となった動脈で，頭部および脳に多量の血液を供給する。それらは異なつ起点をもつことから，脳への血流およびパルスの伝達に対して，異なる経路長をもつ。一方と他方の頸動脈のパルスおよび流量波速度の顕著な不一致，または頸動脈からの対となった（顔面動脈のような）動脈における顕著な不一致は，遅延を示す側において狭窄を示唆する。
【０２２１】
（D−１４）末梢血管の疾患の決定
末梢血管の疾患は，末梢動脈の管腔，より一般的には足の太い動脈の管腔を狭める結果となる。この狭窄のために，影響を受けた動脈の血流特性は変わり，したがって閉塞したところから末梢のパルスおよび流量波は変わる。プローブが閉塞したところから末梢に配置されると，顕著な遅延が見出されよう。また，このことは，対となる器官について比較するとき，たとえば，両脚部の動脈の流量波特性を比較するために，両足の親指にプローブを配置して比較するときに，よく分かる。
【０２２２】
（D−１５）仕切り症候群の決定
仕切り症候群は，潅流不足であり，体の部位，一般的には腕や脚，二次的には組織の損傷による腫れについて虚血をもたらす。腫れがひどいと，組織の容積が増加し，末梢（仕切り）の圧力が増加して，動脈血の供給が停止する。このことは，パルスおよび流量波速度を測定するために，仕切よりも末梢にプローブを配置することによりモニターすることができる。このことは好適に，両者を比較するために，対となった器官で行われる。パルス波が遅くなること，到達時間の増加は，仕切り内の血圧を減少させること（血圧を，通常では手術により軽減しない限り，いずれは虚血をもたらす）を示す。
【０２２３】
（D−１６）自律神経活動，鎮静作用および麻酔深度の決定
パルスベースライン，パルス振幅，およびビート対ビート可変性に正常な変化がある。これらの要因は，自律神経活動または「調子」の指標と考えられている。これら全ての要因は，本発明の装置および技術により測定することができる。本他の実施例発明は，自律神経活動，鎮静作用または麻酔深度のモニターとして利用され得る。
【０２２４】
（D−１７）心拍数の決定
本発明にしたがって，心拍数が，決められた時間間隔の間で，パルス動脈信号を計数することにより，またはECGインパルスにより決定され得る。
【０２２５】
（D−１８）呼吸数の決定
吸い込みおよび吐き出しによる，胸部のインピーダンスの変化は，心電図の追跡から測定することができる。通常の呼吸のために，隔膜の降下，および胸郭の膨張により胸部内に負圧が生じる。この負圧により，血液が，末梢から中心静脈へと急速に空になる。このことはまた，「鉄肺（iron lung）」のような負圧発生装置により呼吸が支援されているときでも当てはまる。
【０２２６】
近代的機械支援通気（ベンチレーター）の際には，肺内に空気を強制的に送り込んで正圧が胸部内に形成される。正圧および負圧の通気のいずれについても，呼気作用は受動的である。この呼吸変化はそれ自体心臓の充満，左心臓の圧力の見積もりに使用することができる。この決定は上述の流体静力学的技法による支援を受けることができる。
【０２２７】
（D−19）EEGおよびEMGの決定
心電図（ECG）信号を検出し，送信するリード線が（本明細書に概説したように）プローブ内に含められ，同様の技術により，脳波図（EEG）および筋電図（EMG）のモニタリングが可能となる。
【０２２８】
（D−２０）心臓駆出分の決定
この決定は飽和度の変化の割合に基づいてなされる。コンテナー内の血液が安定的で，その飽和度が既知で，異なる飽和度の血液が加えられると，変化の割合は，ふたつの事柄，すなわち加えられる血液の飽和度および流れ込む（流出する血液と同等）血液の量に依存する。左右の心室の一回拍出量は同じでなければならないことから，心拍毎の左心室への流入は，流出と同じでなければならない。肺から左心臓への流れ込む血液の飽和度は，正確には知られないが，迅速に平衡化する。この平衡プロセスにより，行われる心臓駆出分の決定が可能となる。
【０２２９】
心臓の左側，特に左心室の血液の飽和度は，右心室により，肺に送られる血液の酸素に完全に依存する。左心室により動脈に送られる血液は，器官の毛細管床に到達するまで，その飽和度を保つ。心臓の右側に戻る血液は，（いろいろな器官の非常に異なる抽出のため）飽和度が非常に変化する。しかし，心臓の右側により送り出される血液は，肺の膨大な毛細管ネットワークにわたって平衡化する。さらに，肺静脈システムの血液の飽和度の違いは，左心房および左心室で十分に混合される。
【０２３０】
酸素が豊富なガスを吸い込むことは肺胞の酸素濃度を変化させる。呼気の後の一度の深い吸気が好適な方法であろう。健康な人は全肺気量（TLC）に近い肺活量（VCII）を吸い込むことができるが，全ての患者がそうできるわけではない。しかし，肺内の正確な酸素レベルを知る必要はない。必要なことのすべては飽和度の変化を誘導することである。疾患状態において，飽和度の変化を形成することが非常に容易であるとき，このことはこの決定によく機能する。その理由は，患者は100％の最大値よりはるかに少ない状態で開始するからである。好適には，このことは，吸気の後の息留めにより達成される。ウォッシュアウトが原因とされ得るが（吸ったガスは酸素であることは分かっている），しかし，このことは単純な数学を複雑にする。息留めは数心拍数のみの間で要求され，通常は数秒のみである。
【０２３１】
息留めを行っているときでさえも，肺の中の酸素レベルは，血液により吸収されるために，低下する。しかし，高いヘモグロビンレベルでは，血液により運ばれる酸素の通常の量は，約20cc/dLで，混合した静脈の飽和度は通常約75％であるから，約5cc/dLのみが取り出される。心臓の一回拍出量が100cc（通常よりも高い）とすると，これは心拍当たり5ccのみである。軽い呼吸が数心拍（必要とされている）の間十分な酸素を与える。
【０２３２】
したがって，酸素吸入後に，肺の中の酸素の濃度が数度の心拍の間安定しているといえる。吸入後の最初の心拍は，肺から左心臓に入り，血液の飽和度に変化をもたらす（二番目の心拍では，静脈の「デッドスペース」を示すかもしれない）。これは，最後の心臓拍出で残った血液と混合する。この残った血液は，左心室の収縮終期容量である。これは，最後の心臓拡張容積から一回出量を引いたものである。混合後左心室の血液の飽和度は，収縮終期の血液の飽和度と，肺からの新鮮な血液の飽和度の中間である。混合した血液の飽和度は，周囲に拍出した後に測定される。周囲に血液が到達したどうかは，ベースラインの測定からの飽和度の変化により判定することができる。飽和度は，最終終期血液の一回拍出量に対する比に依存して上昇する。一回拍出量が高くなればなるほど，飽和度の変化が早くなる。このことは，「ウォッシュイン（wash in）」作用または「ウォッシュアウト（wash out）」作用のいずれかで，観察することができる。
【０２３３】
したがって，高心臓駆出分が図４０に示されているように，飽和度に急激な変化をもたらす。急激な変化は，グラフにおいて比較的急勾配で現れる。対照的に，低心臓駆出分では，図４１に示されているように，飽和度において変化が緩やかになる。こらに対して，緩やかな変化は，グラフにおいて比較的緩やかな勾配で現れる。同じ正確な生理学的なプロセスは，心拍出量についての情報を明らかにする。血液は，左心室を出ると，大動脈に，そして周辺に進む。与えられた心拍の血流となることから，パルスは異なる時間で，体のいろいろな点に到達する。血液は，パルス波より非常に遅く進み，そのために時間の遅延が大きくなる。酸素濃度の変化は，体のいろいろな部位への到達時間を追跡するために，血液を個々の心拍から識別する。パルス酸素計プローブを体のいろいろな点（たとえば，ゆび，つま先）に配置し，連続して飽和度をモニターすると，酸素吸入により形成された飽和度の変化が，異なる時間間隔ではあるが，動脈網のあらゆるところで生じる。これら間隔の比とタイミングは，心拍出量によって決定される（飽和度の変化の到達時間が長ければ長いほど（指とつま先の間の間隔が大きければ大きいほど），心拍出量は低くなる）。逆に，飽和度の変化の到達時間が短ければ短いほど（指とつま先の間の間隔が小さければ小さいほど），心拍出量は高くなる。単に，飽和度の変化が必要となるだけであるから，測定を通して，息留めを維持する必要はない。
【０２３４】
心臓駆出分の模範的な決定がベースライン飽和度で開始するが，飽和度は酸素を豊富に含むガスの吸気のために増加する。
・飽和度Dの変化をdSとする。
・１時定数後，dSは最終値の約63％に上昇。
・２時定数後，dSは最終値の約86.5％に上昇。
・３時定数後，dSは最終値の約95％に上昇。
・５時定数後，dSは最終値の約99％に上昇。
・安静時（「制御」）飽和度は，参加の後に95％に上昇すると，全dSは4.0％である。したがって，95.0+2.5＝97.5％の飽和度に対して，１時定数は0.63＊4.0＝2.52％である。
・95.0+3.46＝98.5％の飽和度に対して，１時定数は0.865＊4.0＝3.46％である。
・95.0+3.＝98.8％の飽和度に対して，３時定数は0.95＊4.0＝3.8である。
・95.0+2.＝98.96％の飽和度に対して，５時定数は0.99＊4.0＝3.96％である。
【０２３５】
このシステムで，時定数は，心室を空の状態から満たすのに，または心室を充満状態からからにするのに要する心拍の数である。たとえば，50％の拍出分は心室を満たしまたは空にするために，二つの心拍を要し，時定数は２心拍である。EFが80％では，時定数は，1.25拍であるが，５心拍が４時定数であるように生理学的に表わされる。EFが20％程度である「悪い状態」は5心拍の時定数に対応する。臨床的には，あるタイプの較正が必要となり，実際の測定は，これらの理論値と正確に対応しない。
【０２３６】
最小の２時定数が満足にいく測定をなすために必要となり，EFは10またはそれ異常の心拍となろう。しかし，多くの心拍数と分析とはトレードオフの関係があり，曲線はより正確に整合させる。したがって，全ての場合で，飽和度の変化が生じたあと，数心拍内で正確な決定をなすことが可能である。
【０２３７】
本発明の精神および範囲から逸脱することなく，当業者は本発明に種々の変更および改変を施して種々の用途および条件に適合させることができる。かかるものとして，これらの変更および改変は適切にかつ公平に請求の範囲の均等の範囲内に完全に入るものである。
【図面の簡単な説明】
【０２３８】
【図１】図１は，中心心臓血管システム（血管の起点から歪んでずれた大動脈弓を示す）の図である。
【図２】図２は，本発明にしたがった，ひとつのエミッタ−検出器の対をもつ生理学的な「組織」プローブの実施例の部分斜視図である。
【図３】図３は，本発明にしたがった，ひとつのエミッタ−検出器の対をもつ組織プローブの他の実施例の部分斜視図である。
【図４】図４は，本発明にしたがった，ふたつのエミッタ−検出器をもつ組織プローブの他の実施例の部分斜視図である。
【図５】図５は，本発明にしたがった，ひとつのエミッタ−検出器の対と，一つの心電図（ECG）電極をもつ組織プローブの他の実施例の部分斜視図である。
【図６】図６は，本発明にしたがった，ひとつのエミッタ−検出器の対と，ふたつの心電図（ECG）電極をもつ組織プローブの他の実施例の部分斜視図である。
【図７】図７は，本発明にしたがった，ふたつのエミッタ−検出器の対と，ふたつの心電図（ECG）電極をもつ組織プローブの他の実施例の部分斜視図である。
【図８】図８は，本発明にしたがった，位置センサーを有する組織プローブの他の実施例の部分斜視図である。
【図９】図９は，本発明にしたがって，左右手の指に組織プローブが取り付けられた患者の略示図である。
【図１０】図１０は，本発明にしたがって，左右のこめかみに組織プローブが取り付けられた患者の略示図である。
【図１１】図１１は，本発明にしたがった，光プレチスモグラムを含む基本的回路の実施例である。
【図１２】図１２は，本発明にしたがった，ECG増幅器を有する，光プレチスモグラムを含む基本的回路の他の実施例である。
【図１３】図１３は，本発明にしたがった，ECG増幅器およびレベル信号を有する，光プレチスモグラムを含む基本的回路の他の実施例である。
【図１４】図１４は，本発明にしたがった，ふたつの独立したチャネルをもつ，光プレチスモグラムを含む基本的回路の他の実施例である。
【図１５】図１５は，本発明にしたがった，ふたつの独立したチャネルおよびECG増幅器を有する，光プレチスモグラムを含む基本的回路の他の実施例である。
【図１６】図１６は，本発明にしたがった，組織プローブが上腕動脈の近くの腕および指に取り付けられている患者の略示図である。
【図１７】図１７は，本発明にしたがった，組織プローブが手足の指に取り付けられている患者の略示図である。
【図１８】図１８は，本発明にしたがった，組織プローブが左右の手の指とつま先に取り付けられている患者の略示図である。
【図１９】図１９は，本発明にしたがって，組織プローブが患者の心臓に対してさまざま高さに位置にある左右の指に取り付けられている患者の略示図である。
【図２０】図２０は，本発明にしたがって，組織プローブが患者の心臓に対してさまざま高さに位置にある左右の指に取り付けられている患者の略示図である。
【図２１】図２１は，本発明にしたがった，組織プローブがつま先と，高さが異なる左右の指に取り付けられている患者の略示図である。
【図２２】図２２は，本発明の方法を使用した記録を示すオシロスコープの軌跡のグラフである（ここで，プローブは左右の手の人差し指に取り付けられ，プローブの高さを心臓に対して変えることにより，パルス波速度および相対的な到達時間が変化する）。
【図２３】図２３は，本発明の方法を使用した記録を示すオシロスコープの軌跡のグラフである（ここで，プローブは左右の手の人差し指に取り付けられ，プローブの高さを心臓に対して変えることにより，パルス波速度および相対的な到達時間が変化する）。
【図２４】図２４は，本発明の方法を使用した記録を示すオシロスコープの軌跡のグラフである（ここで，プローブは左右の手の人差し指に取り付けられ，プローブの高さを心臓に対して変えることにより，パルス波速度および相対的な到達時間が変化する）。
【図２５】図２５は，本発明の方法を使用した記録を示すオシロスコープの軌跡のグラフである（ここで，プローブは左右の手の人差し指に取り付けられ，プローブの高さを心臓に対して変えることにより，パルス波速度および相対的な到達時間が変化する）。
【図２６】図２６は，酸素飽和値が変化したときの，パルス列を示す，オシロスコープの軌跡のグラフである。
【図２７】図２７は，pH値が変化したときの，パルス列を示す，オシロスコープの軌跡のグラフである。
【図２８】図２８は，つま先で測定された酸素飽和度における誘導された変化の影響を示す酸素飽和度対心拍数のグラフである。
【図２９】図２９は，左手で測定された酸素飽和度における誘導された変化の影響を示す酸素飽和度対心拍数のグラフである
【図３０】図３０は，右手で測定された酸素飽和度における誘導された変化の影響を示す酸素飽和度対心拍数のグラフである
【図３１】図３１は，100％酸素で平衡化した臍帯血サンプルに対する，プラズマpHの酸素飽和測定への影響を示す，酸素飽和度（SO2）対pHのグラフである。
【図３２】図３２は，100％酸素で平衡化した臍帯血サンプルに対する，プラズマpHの酸素飽和測定への影響を示す，酸素飽和度（SO2）対pHのグラフである。
【図３３】図３３は，本発明にしたがった，ヘモグロビン濃度を決定するコンピュータアルゴリズムである。
【図３４】図３４は，600から950nmの範囲にある光波長をつかった，四種のヘモグロビンの光減衰曲線のグラフである。
【図３５】図３５は，四つの異なるpH値で，かつ500から600nmの範囲にある光波長をつかった，ヘモグロビンAの光減衰曲線のグラフである。
【図３６】図３６は，pH7.5およびpH6.8の測定間での，ヘモグロビンの吸収スペクトルである。
【図３７】図３７は，pH7.5およびpH6.8の測定間での，カルボキシヘモグロビンの吸収スペクトルである。
【図３８】図３７は，ヘモグロビン対酸素解離曲線（HODC）のグラフである。
【図３９】図３９は，pHおよび温度によるシフトを示すHODCのグラフである。
【図４０】図４０は，高心駆出率に対応する酸素飽和度の変化を示す酸素飽和度対心拍数のグラフである。
【図４１】図４１は，低心駆出率に対応する酸素飽和度の変化を示す酸素飽和度対心拍数のグラフである。
【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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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際調査報告】
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