(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
プロセッサを用いて、心血管波形を表す信号を処理する方法であって、
プロセッサが、前記心血管波形を表す信号に調和分析を適用するステップと、
プロセッサが、換気を表す信号成分を抽出するステップと、
プロセッサが、前記抽出された信号成分の強度の変化を表す指標或いは値を決定するステップと、
プロセッサが、前記指標或いは値を、血液量の変化を表す測定結果と関連付けるステップと、
を含む、方法。
【請求項２】
前記換気を表す信号成分は、呼吸周波数範囲にある、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記換気を表す信号成分は、心拍周波数範囲における第１心拍信号成分を取り囲む側帯波である、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
プロセッサを用いて、心血管波形を表す信号を処理する方法であって、
プロセッサが、前記心血管波形を表す信号の第１の成分であって、呼吸による心血管の影響を反映する第１の成分を特定することと、
プロセッサが、前記特定された第１の成分の振幅の変化を反映する指標或いは値を決定することと、
プロセッサが、前記指標或いは値を、血液量の変化を表す測定結果と関連付けることと、
を含む、方法。
【請求項５】
前記調和分析はフーリエ分析である、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記フーリエ分析は統合時間周波数分析である、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記統合時間周波数分析は短期フーリエ変換である、請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記換気を表す信号成分の抽出はピーク検出アルゴリズムを使用して達成される、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記ピーク検出アルゴリズムは換気の周波数帯域に適用される、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
被験者の血液量の変化を検出するシステムであって、
被験者の心血管波形を取り出すために適応されるプローブと、
前記取り出された心血管波形を分析するためのプローブに付随するプロセッサであって、心血管信号に関する収縮期の典型である、前記心血管波形の心拍毎の最大値に関する第１トレースを生成する手段と、心血管信号に関する拡張期の典型である、前記心血管波形の心拍毎の最小値に関する第２トレースを生成する手段と、血液量の変化を示す前記第１トレース及び前記第２トレースの変化を監視することにより、被験者の血液量の変化を検出する手段と、を含むプロセッサと、
によって構成され、
前記監視される変化は、(i)前記第１及び第２トレースの振幅の変化、(ii)前記第１及び第２トレースの差分の変化、(iii)前記第１及び第２トレースの平均値の変化、及び（iv)前記第１及び第２トレース間の位相シフトの変化、のうち１又は複数を含む、システム。
【請求項１１】
前記監視される変化が、前記第１及び第２トレース間の位相シフトの変化を含み、前記位相シフトの程度が大きいほど、血液喪失の増大を示す、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記監視される変化が、前記第１及び第２トレースの振幅の変化を含み、前記第１トレース及び前記第２トレースの振幅は、血液喪失の程度に比例して増加する、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１３】
前記監視される変化が、前記第１及び第２トレースの平均値の変化を含み、当該平均値の変化は、動脈系の血液量の変化を示す、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１４】
さらに、前記プロセッサは、前記第１及び第２トレース間の位相シフトを分析し、心拍出量を弱めることに比較して、換気増大の程度を決定する、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１５】
被験者の血液量の変化を検出するシステムであって、
被験者の心血管波形を取り出すために適応されるプローブと、
前記取り出された心血管波形を分析するためのプローブに付随するプロセッサであって、前記心血管波形の第１の成分であって、呼吸による心血管の影響を反映する第１の成分を特定する手段と、前記特定された第１の成分の振幅変化を監視することにより、前記被験者の血液量の変化を検出する手段であって、前記振幅変化が前記被験者の血液量の変化を示す、手段と、を含むプロセッサと、
で構成される、システム。
【請求項１６】
被験者の換気はメトロノームと同期される、請求項１０又は１５に記載のシステム。
【請求項１７】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心周期毎の最大値に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、請求項４に記載の方法。
【請求項１８】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心周期毎の最小値に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、請求項４に記載の方法。
【請求項１９】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心周期毎の重複隆起に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、請求項４に記載の方法。
【請求項２０】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心拍成分の振幅に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、請求項４に記載の方法。
【請求項２１】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心拍成分のベースラインに対する、呼吸による心血管の影響を反映する、請求項４に記載の方法。
【請求項２２】
前記心血管波形を表す信号は、(i)時間領域、(ii)周波数領域、及び(iii)統合時間周波数領域、の少なくとも１つにおいて分析される、請求項４に記載の方法。
【請求項２３】
前記指標或いは値は、(i)時間領域における呼吸周期毎の前記第１の成分の最大値の変化、(ii)前記時間領域における前記第１の成分の最小値の変化、(iii)前記時間領域における、前記第１の成分の、対応する呼吸周期毎の最大値及び最小値の差分の変化、及び(iv)周波数領域における、前記第１の成分の信号強度の変化、の少なくとも１つを反映する、請求項４に記載の方法。
【請求項２４】
前記心血管波形を表す信号は、調和分析を用いて、前記第１の成分を特定するように、分析される、請求項４に記載の方法。
【請求項２５】
前記第１の成分は、周波数領域において前記心血管波形を表す信号にピーク検出アルゴリズムを適用することにより特定される、請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心拍成分の振幅に対する、呼吸による心血管の影響を反映し、前記第１の成分の振幅の変化は、心拍周波数範囲における第１心拍信号成分を取り囲む側帯波に基づいて特定される、請求項２４に記載の方法。
【請求項２７】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の心拍成分のベースラインに対する、呼吸による心血管の影響を反映し、前記第１の成分は、呼吸周波数範囲において特定される、請求項２４に記載の方法。
【請求項２８】
前記第１の成分は、前記心血管波形を表す信号の振幅に基づいて正規化される、請求項４に記載の方法。
【請求項２９】
前記第１の成分は、気道内圧に基づいて正規化される、請求項４に記載の方法。
【請求項３０】
前記監視される変化は、前記第１及び第２トレースの差分の変化を含み、前記差分の変化は、静脈系における血液量の変化を示す、請求項１０に記載のシステム。
【請求項３１】
さらに、(i)アクティブに気道内圧を制御すること、及び(ii)気道内圧を基準とすること、の少なくとも１つに適用される、気道内圧制御手段を含む、請求項１０又は１５に記載のシステム。
【請求項３２】
前記心血管波形の前記第１の成分は、前記心血管波形の心拍周期毎の最大値に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、心臓収縮期の成分である、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３３】
前記心血管波形の前記第１の成分は、前記心血管波形の心拍周期毎の最小値に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、心臓拡張期の成分である、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３４】
前記心血管波形の前記第１の成分は、前記心血管波形の心拍毎の重複隆起に対する、呼吸による心血管の影響を反映する、心臓拡張期の成分である、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３５】
前記心血管波形の前記第１の成分は、前記心血管波形の心拍信号の成分の振幅に対する、呼吸による心血管の影響を反映する動脈の成分であり、前記動脈成分の振幅の変化は、前記被験者の動脈血液量の変化を示す、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３６】
前記心血管波形の前記第１の成分は、前記心血管波形の心拍信号の成分のベースラインに対する、呼吸による心血管の影響を反映する静脈の成分であり、前記静脈成分の振幅の変化は、前記被験者の静脈血液量の変化を示す、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３７】
前記心血管波形は、(i)時間領域、(ii)周波数領域、及び(iii)統合時間周波数領域、の少なくとも１つにおいて分析される、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３８】
前記振幅の変化は、(i)時間領域における呼吸周期毎の前記第１の成分の最大値の変化、(ii)前記時間領域における前記第１の成分の最小値の変化、(iii)前記時間領域における、前記第１の成分の、対応する呼吸周期毎の最大値及び最小値の差分の変化、及び(iv)周波数領域における、前記第１の成分の信号強度の変化、の少なくとも１つに基づいて監視される、請求項１５に記載のシステム。
【請求項３９】
前記心血管波形は、調和分析を用いて、前記心血管波形の前記第１の成分を特定するように、分析される、請求項１５に記載の方法。
【請求項４０】
前記第１の成分は、周波数領域において前記心血管波形にピーク検出アルゴリズムを適用することにより特定される、請求項３９に記載のシステム。
【請求項４１】
前記心血管波形の第１の成分は、前記心血管波形の心拍信号成分の振幅に対する、呼吸による心血管の影響を反映する動脈成分であり、前記動脈成分の振幅の変化は、心拍周波数範囲における第１心拍信号成分を取り囲む側帯波に基づいて特定され、前記動脈成分の振幅の変化は、前記被験者の動脈血液量の変化を示す、請求項３９に記載のシステム。
【請求項４２】
前記心血管波形の第１の成分は、前記心血管波形の心拍信号成分のベースラインに対する、呼吸による心血管の影響を反映する静脈成分であり、前記静脈成分は呼吸周波数範囲において特定され、前記静脈成分の振幅の変化は前記被験者の静脈血液量の変化を示す、請求項３９に記載のシステム。
【請求項４３】
前記第１の成分は、前記心血管波形の心拍信号成分の振幅に基づいて正規化される、請求項１５に記載のシステム。
【請求項４４】
前記第１の成分は、(i)呼吸振動、及び(ii)気道内圧の少なくとも１つに基づいて正規化される、請求項１５に記載のシステム。
【請求項４５】
さらに、前記プロセッサは、前記検出された血液量の変化に基づいて、前記被験者の体液反応性を監視する、請求項４４に記載のシステム。
【請求項４６】
さらに、前記プロセッサは、前記検出された血液量の変化に基づいて、血液量減少を検出する、請求項４４に記載のシステム。
【請求項４７】
被験者の血液量の変化を検出するシステムであって、
被験者の心血管波形を取り出すために適応されるプローブと、
前記取り出された心血管波形を分析するためのプローブに付随するプロセッサと、を有し、
前記プロセッサは、前記心血管波形に調和分析を適用し、換気によって生成される周波数信号を抽出し、当該抽出された信号の信号強度の変化を監視することにより、前記被験者の血液量の変化を検出する、システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、抹消血管系に於ける血流波形を研究及び活用するための方法に関する。特に、本発明はパルス酸素濃度計（パルスオキシメータ）の光電容積脈波形を分析することによって血液量を評価するための方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
例えば肺動脈カテーテル等、血液量の状態に関する侵襲的モニタが、容認し難いほど頻繁に合併症の発生源となっている可能性があるという証拠が浮上しつつある。出典：ＪＡＭＡ（ザ・ジャーナル・オブ・ザ・アメリカン・メディカル・アソシエーション）１９９６年、Ｖｏｌ．２７６、Ｐ．９１６−１４、「肺動脈カテーテルを引き抜く時期？」、Ｊ．ダレン、Ｒ．ボーン著、及び、出典：ＪＡＭＡ（ザ・ジャーナル・オブ・ザ・アメリカン・メディカル・アソシエーション）１９９６年、Ｖｏｌ．２７６、Ｐ．８８９−９７、「危篤状態の患者の初期医療に於ける右心カテーテル検査の有効性」、Ａ．コナーズ、Ｔ．スベロフ、Ｎ．ドーソン著。定期的な周術期治療からこうした重要なモニタが無くなる可能性があるので、患者の血液量の状態を監視するための他の手段を検討する必要がある。
【０００３】
換気、特に、陽圧換気が心血管系に多大な影響を与え得ることがかなり以前から知られている。出典：アメリカン・ジャーナル・オブ・フィジオロジー、１９４８年、Ｖｏｌ．１５２、Ｐ．１６２−１７３、「男性の心拍出量に対する断続的陽圧呼吸の影響に関する生理学的研究」、Ａ．クールナン、Ｈ．モトリー、Ｌ．ワルコ、Ｄ．リチャーズ著、及び、出典：アネスシジオロジー、１９６９年、Ｖｏｌ．３０、Ｐ．２９７−３０５、「断続的陽圧換気中の血液量に於ける変化に関する血流動態効果」、Ｂ．モーガン、Ｗ．クロフォード、Ｗ．ガンサロス著。１９８０年代に、換気装置によって誘発される変化が動脈圧に与える効果に関して、最初の正式な研究が実施された。
【０００４】
出典：アネスシジオロジー、１９８３年、Ｖｏｌ．５９、Ａ５３、「血液量の状態に関する指標としての全身動脈圧に於ける呼吸変動」、Ｊ．コイル、Ｒ．テプリック、Ｍ．ロング、Ｊ．デービソン著、及び、出典：サーキュレーション、１９８３年、Ｖｏｌ．６８、Ｐ．２６６−２７４、「呼吸補助中の動脈拍動に於ける周期的変化」、Ｆ．ジャルダン、Ｊ．ファルコット、Ｐ．ゲレ他、著。この研究後間もなく、アズリエル・ペレル氏が集中的な研究を行った。ペレル氏はこの現象を説明するために「収縮期圧変動」という用語を生み出した。様々な共同研究者と共に行ったペレル氏の調査は、このトピックに関する２０を越える記事及び要約に及んでいる。動物データと人間データの両データに基づいて、一連のこうした重要な研究から多くの結論が導き出されている。
【０００５】
収縮期圧変動の程度は、血液量減少に関する高感度な指標である。出典：アネスシジオロジー、１９８７年、Ｖｏｌ．６７、Ｐ．４９８−５０２、「収縮期血圧変動は、段階的出血の状態にある人工換気された犬の血液量減少に関する高感度な指標である」、Ａ．ペレル、Ｒ．ピゾフ、Ｓ．コテフ著。該変動は、発生した出血の程度を予測するという点で、心拍数、中心静脈圧、及び、平均体血圧に比して、有意に良好である。出典：アネスシジオロジー、１９８７年、Ｖｏｌ．６７、Ｐ．４９８−５０２、「収縮期血圧変動は、段階的出血の状態にある人工換気された犬の血液量減少に関する高感度な指標である」、Ａ．ペレル、Ｒ．ピゾフ、Ｄ．コテフ著、及び、出典：アネスシジア・アンド・アナルジージア、１９８８年、Ｖｏｌ．６７、Ｐ．１７０−１７４、「人工換気された犬では、ニトロプルシド・ナトリウム誘発性低血圧の期間に比して、出血中に於いて収縮期圧変動が大きい」Ｒ．ピゾフ、Ｙ．ヤアリ、Ａ．ペレル著。胸壁コンプライアンスと１回換気量は、収縮期圧変動に影響を与え得る。出典：インテンシブ・ケア・メディシン、１９８９年、Ｖｏｌ．１５、Ｐ．３６８−３７１、「人工換気された犬に於ける収縮期圧変動への１回換気量及び血管内容量の状態に関する影響」、Ａ．ゾルド、Ｒ．ピゾフ、Ｅ．シーガル、Ａ．ペレル著。収縮期圧変動に於ける変化は、心拍出量に於ける変化と密接に対応している。出典：ジャーナル・オブ・クリニカル・アネスシジア、１９９８年、Ｖｏｌ．１０、Ｐ．１３７−１４０、「収縮期圧変動によって急性血液喪失への反応を予測する」、Ｅ．オーンスタイン、Ｌ．エードルマン、Ｂ．ドレンガー、他、著、及び、出典：ジャーナル・オブ・クリニカル・アネスシジア、１９９０年、Ｖｏｌ．２、Ｐ．９６−１００、「脊椎手術時の人為的低血圧中の血行監視に於ける収縮期圧変動の使用」、Ｒ．ピゾフ、Ｅ．シーガル、Ｌ．カプラン、他、著。 
【０００６】
収縮期圧変動は２つの異なる要素、デルタアップ（Δｕｐ）及びデルタダウン（Δｄｏｗｎ）に分割することが出来る。デルタアップは、心拍出量の吸気増加を反映しており、デルタダウンは静脈還流の減少による心拍出量の低下を反映している。出典：ＡＳＡアニュアル・リフレッシャー・コース・レクチャー、１９９１年、２６４、「圧力波形分析による心血管評価」、Ａ．ペレル著。収縮期圧変動に於ける比類なき重要性は、左心室の容量反応性を反映するその能力にある。出典：ＡＳＡアニュアル・リフレッシャー・コース・レクチャー、１９９１年、２６４、「圧力波形分析による心血管評価」、Ａ．ペレル著。近年、パルス酸素濃度計波形を益々利用することが出来るようになったので、該モニタリングシステムを用いて同様の観測結果が出されている。出典：ジャーナル・オブ・クリニカル・モニタリング、１９８７年、Ｖｏｌ．３、Ｐ．２６３−２６８、「血管内容量の状態に関する非侵襲性の指標としてのパルス酸素濃度計の使用」、Ｂ．Ｌ．パートリッジ著、出典：ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・アネスシジア、１９９５年、補足１、４１、「人工換気状態の患者に於ける容積脈波曲線変動（ｄｐｌｅｔｈ）と肺毛細血管楔入圧（ｐｃｗｐ）の相関関係」、Ｔ．レルム、Ｔ．シュバリエ、Ｇ．トローシュ、他、著、及び、出典：ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・アネスシジア、１９９９年、Ｖｏｌ．８２（２）、Ｐ．１７８−１８１、「血液量の変化中に於けるパルス酸素濃度計の光電容積脈波形」著者：Ｍ．シャミール、Ｌ．Ａ．エーデルマン、他、著。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
今日までではあるが、該現象を文書化、又は、定量化するために実施された研究は極めて少なかった。上述の研究に関する限界には以下の内容が含まれる。
１）該現象を継続測定する方法の欠如。
２）陽圧及び人工換気への信頼性、及び、無呼吸期など換気装置を操作する必要性。
３）容積脈波信号に対する静脈の寄与に関する認識の欠如。
４）不自然な結果に耐性のあるアルゴリズムの欠如。
【０００８】
パルス酸素濃度計は、急速に手術室内外で最も一般的に使用されている患者モニタリングシステムの一つになった。こうした流行は、間違いなく、動脈酸素濃度、及び、基本的な心臓機能（即ち、脈拍）を非侵襲的に監視するパルス酸素濃度計の能力によるものである。さらに、パルス酸素濃度計は非常に使い易く、患者にとって快適である。本発明は、パルス酸素濃度計に関する周知の実用性を拡大しようとするものである。
【０００９】
パルス酸素濃度測定は、酸素で飽和したヘモグロビン（Ｈｂ）の割合を監視する非侵襲性の単純な方法である。パルス酸素濃度計は、患者の指又は耳たぶに取り付けられ、コンピュータ化された装置に接続されたプローブで構成されている。該装置は、脈拍毎の音響信号、算出された脈拍数、及び、装置のモデルによっては、プローブを通過する血流のグラフィック表示と共に、酸素で飽和したヘモグロビンの割合を表示する。ユーザがプログラム可能な警報音を提供可能である。光源はプローブから２つの波長（例えば、６５０ｎｍと８０５ｎｍ）で生じる。該光はヘモグロビン、即ち、酸素と飽和しているか否かによって異なるヘモグロビンの量によって、部分的に吸収される。２つの波長での該吸収量を算出することにより、中央演算処理装置（プロセッサ）は酸素が供給されたヘモグロビンの比率を計算することが可能である。酸素濃度計は拍動流に依存し、拍動流の特性に関するグラフを生成する。拍動流に障害が発生した場合（例えば、血液量減少や血管収縮）、パルス酸素濃度計は機能することが出来ない可能性がある。酸素濃度計内のコンピュータは、動脈流のみを表示するために、拍動流と他のより静的な信号（例えば、細胞や静脈の信号）を区別することが出来る。出典：プラクティカル・プロシージャズ、１９９５年、イシュー５、アーティクル２、「パルス酸素濃度計」、Ｓ．Ｊ．フィアンリー著。
【００１０】
酸素飽和を決定するプロセスに於いて、パルス酸素濃度計は光電容積脈波計として機能する。この役割に於いて、パルス酸素濃度計は血管床（例えば、指、耳、額）の血液量の微細な変化を非侵襲的に測定する。光電容積脈波計は新規の発明ではない。出典：アメリカン・ジャーナル・オブ・フィジオロジー、１９３８年、Ｖｏｌ．１２４、Ｐ．３２８−３４０、「光電容積脈波により推定された多様な皮膚領域の血液供給」、Ａ．Ｂ．ハーツマン著。容積脈波計は、これまで麻酔監視装置として調査されてきたが、この遍在的な信号に関しては顕著な程に調査が殆ど行われていない。出典：ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・アネスシジア、１９８５年、Ｖｏｌ．５７、Ｐ．５２４−５３０、「麻酔に於けるモニタリング装置としての光電容積脈波計  応用と解釈」、Ｊ．Ｃ．ドルラス、Ｊ．Ａ．ナイボール著。
【００１１】
医師に提示される典型的なパルス酸素濃度計波形が、高度にフィルタがかけられ、処理が行われた信号であることを理解することは重要である。機器メーカーが表示された信号の変動を最小化するために、表示された波形に対してオート・センタリング・ルーチンとオート・ゲイン・ルーチンの両方を使用することは通常の慣行なのである。この事実にもかかわらず、パルス酸素濃度計波形は、それでも患者の生理機能に関する情報に富んでいる。パルス酸素濃度計波形は、動脈、静脈、自律神経系、呼吸器系の抹消循環への影響が複雑に混合されたものを有する。この波形をうまく解釈する鍵となるのは、波形を基本的な成分に分解する能力である。
【００１２】
調和分析（フーリエ分析）は波形を研究する１つの方法である。調和分析によって、複雑な波形に寄与する基礎的な信号の抽出が可能となる。酸素飽和測定の精度向上、及び、組織内還流の監視のために、パルス酸素濃度計、及び、光電容積脈波計と共に、同様の方法は以前から使用されている。出典：コンピュータズ・イン・バイオロジー・アンド・メディシン、１９９６年、Ｖｏｌ．２６、Ｐ．１４３−１５９、「パルス酸素濃度計の信号処理方法」、Ｒ．サンカー、Ｊ．Ｅ．スカーフ著、及び、出典：ラリンゴスコープ、１９９８年、Ｖｏｌ．１０８、Ｐ．１３２９−１３３３、「橈骨前腕遊離皮弁からの光電容積脈波のスペクトル解析」、Ｂ．スタックＪｒ、Ｎ．Ｄ．フトラン、Ｍ．Ｊ．ショヘット、Ｊ．Ｅ．スカーフ著。
【００１３】
さらに、生体組織の光吸収に於ける微細な変化を非侵襲的に測定するために、光電容積脈波を使用可能であるということが以前から知られている。出典：アメリカン・ジャーナル・オブ・フィジオロジー、１９３８年、Ｖｏｌ．１２４、Ｐ．３２８−３４０、「光電容積脈波により推定された多様な皮膚領域の血液供給」、Ａ．Ｂ．ハーツマン著。通常、該信号に於ける周期的変動は、被分析領域（即ち、指、耳、又は、額）に血液を供給する心臓の拍動に起因する。容積脈波記録計の信号のこうした変動は、一般的にＡＣ（動脈）成分と呼ばれている。ＡＣ成分の強度は、様々な要素によって調節可能である。これらの要因は１回拍出量及び血管緊張を含むだろう。
【００１４】
心臓の拍動に加えて、一般にＤＣ成分と呼ばれる容積脈波信号の非拍動（又は、弱い拍動）成分が存在する。該ＤＣ成分は、非拍動組織による光吸収の産物である。これは、脂肪、骨、筋肉、及び、静脈血を含む。
【００１５】
呼吸又は換気に起因する光電容積脈波の変動も検出可能である。出典：メディカル・アンド・バイオロジカル・エンジニアリング・アンド・コンピューティング、１９９９年、Ｖｏｌ．３７（１）、Ｐ．４２−４７、「光電容積脈波信号からの呼吸気量の推定  パート１：実験結果」、Ａ．ヨハンセン、Ｐ．Ａ．オバーグ著。こうした変動は、手術中の患者の相対血液量の程度を推定するために過去に使用されてきた。出典：ジャーナル・オブ・クリニカル・モニタリング、１９８７年、Ｖｏｌ．３（４）、Ｐ．２６３−２６８、「血管内容量の状態に関する非侵襲性指標としてのパルス酸素濃度計の使用」、Ｂ．Ｌ．パートリッジ著、及び、出典：ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・アネスシジア、１９９９年、Ｖｏｌ．８２（２）、Ｐ．１７８−１８１、「血液量の変化中に於けるパルス酸素濃度計の光電容積脈波形」、Ｍ．シャミール、Ｌ．Ａ．エーデルマン、他、著。本発明の開発までに、呼吸信号が光電容積脈波のＡＣ成分及びＤＣ成分の両成分を調整するという認識が欠如していた。
【００１６】
前述の内容を考慮すると、被験者の血液量を効果的、且つ、非侵襲的に監視するための改良された方法に対する必要性が存在することは明白である。本発明は、信頼性があり、便利で、且つ、非侵襲性の血液喪失を監視する装置を供給するために、パルス酸素濃度計の機能から発展させることによって、この目的を達成しようとしている。さらに、本発明は、パルス酸素濃度計波形に含まれる情報を抽出及び活用する新しい方法、及び、末梢血管系に於ける血流、及び、圧力波形を監視する他の手段を提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
したがって、本発明の目的は、被検者の血液量を評価する方法を提供することにある。該方法は、被検者の生理的特性を表す心血管波形を生成し、該心血管波形を分析することにより被検者の血液量を決定することによって達成される。好適な実施形態に於いては、分析ステップは、心血管信号に対する収縮期圧の典型である、心血管波形の心拍毎の最大値に関する第１トレースを生成することと、心血管信号に対する拡張期圧の典型である、心血管波形の心拍毎の最小値に関する第２トレースを生成することと、被験者の相対血液量の推定値を生成するために、第１トレース及び第２トレースを比較することと、を含む。
【００１８】
また、本発明の目的は、被験者の生理的特性を表す心血管波形を生成することと、該心血管波形の分析により、被験者の血液量を決定することとによって達成される、被験者の血液量を評価する方法を提供することにある。分析ステップは、調和分析を心血管波形に適用することと、換気によって生成された周波数信号を抽出することと、該抽出された周波数信号を被験者の血液量の決定に適用することと、を含む。
【００１９】
本発明の他の目的は、心血管波形を評価する方法を提供することにある。該方法は、心血管波形の心拍毎の最大値に関する第１トレースを生成することと、心血管波形の心拍数毎の最小値に関する第２トレースを生成することと、被験者の生理的特性を生成するために、第１トレース及び第２トレースを比較することによって達成される。
【００２０】
本発明のさらなる目的は、心血管波形を評価する方法を提供することにある。該方法は、調和分析を心血管波形に適用することと、換気によって生成された周波数信号を抽出することと、該抽出された周波数信号を被験者の生理的特性の決定に適用することと、によって達成される。
【００２１】
さらに、本発明の他の目的は、被験者の血液量を評価するシステムを提供することにある。該システムは、被験者の心血管波形を取得するために適用されるプローブ、及び、該取得された心血管波形を分析するための、プローブに付随する中央演算処理装置（プロセッサ）を有する。該装置は、心血管波形の分析により、被験者の血液量を決定する手段を有しており、その分析ステップは、心血管信号に対する収縮期圧の典型である、心血管波形の心拍毎の最大値に関する第１トレースを生成することと、心血管信号に対する拡張期圧の典型である、心血管波形の心拍毎の最小値に関する第２トレースを生成することと、被験者の相対血液量の推定値を生成するために、第１トレース及び第２トレースをそれぞれ比較することと、を含む。
【００２２】
さらに、本発明のさらなる目的は、被験者の血液量を評価するシステムを提供することにある。該システムは、被験者の心血管信号を取得するために適用されるプローブと、該取得された心血管波形を分析するための、プローブに付随する中央演算処理装置（プロセッサ）を有する。該装置は、心血管波形の分析により被験者の血液量を決定する手段を有しており、その分析ステップは、調和分析を心血管波形に適用することと、換気によって生成された周波数信号を抽出することと、該抽出された周波数信号を被験者の血液量の決定に適用することと、を含む。
【００２３】
本発明の他の目的及び利点は、本発明の特定の実施形態を説明する添付の図面と合わせて考えた場合、以下の詳細な説明によって明らかになるだろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
本発明の詳細な実施形態は本明細書に開示される。しかし、当然のことながら、開示された実施形態は、本発明の典型例に過ぎず、様々な形式で具体化しても良い。したがって、本明細書に開示された詳細な説明が、限定として解釈されるのではなく、単に請求項の基礎、及び、本発明の作成方法、及び/又は、使用方法を当業者に教示するための基礎として解釈されるべきである。
【００２５】
図１乃至５を参照すると、本発明の第１実施形態によれば、心血管波形、特に、パルス酸素濃度計（パルスオキシメータ）波形の分析により血液量を評価するための方法が開示されている。以下の開示に於いて明確に示すように、本発明は相対血液量、又は、有効血液量を監視（モニタ）する。そういったものとして、本方法が望ましくは血液量の反応性（即ち、患者に血液、又は、他の液体を投与する必要があるかどうか）に関する分析に適用される。
【００２６】
本発明の好適な実施形態によれば、被験者の血液量は、被検者の生理的特性を示すパルス酸素濃度計波形を第一に生成するパルス酸素濃度計、又は、光電容積脈波計（光電プレチスモグラフ）を使用して監視される。また、パルス酸素濃度計波形は、被検者の換気変動を表す光電容積脈波形であると考えても良い。当業者は、光電容積脈波計が光電測定技術を使用して体内の一部分の血流を推定するために使用される装置であることを理解するだろう。さらに、当業者は、換気の変化を測定可能な他の装置を本発明に利用することは可能であるが、本発明はパルス酸素濃度計に関して記載されていることを理解するだろう。例えば、本発明の基礎となる概念は、本発明の精神を超えない範囲で歪ゲージ容積脈波計と共に利用することが出来る。
【００２７】
血液量に関する収縮期活動の典型であるパルス酸素濃度計波形の（即ち、心拍毎の）極大値に関する第１トレースを生成し、波形に関する拡張期活動の典型であるパルス酸素濃度計波形の（即ち、心拍毎の）極小値に関する第２トレースを生成することによって分析が行われる（図２（ａ）、２（ｂ）、２（ｃ）、３（ａ）、３（ｂ）、５（ａ）、及び、５（ｃ）を参照)。その後、被験者の血液量の推定値を生成するために、第１トレース、及び、第２トレースのそれぞれの振幅、及び、位相シフトが比較される。
【００２８】
簡潔に述べると、被験者による換気中のパルス酸素濃度計波形の極大値、及び、極小値を記録することによって、第１トレース、及び、第２トレースが生成される。実際には、位相シフトと振幅増大の割合が、血液喪失量の増加を示す指標となり、その一方で、第１トレース、及び、第２トレースが低い振幅の同相であるという判定が、血液喪失が存在しないことを示す指標となっている。
【００２９】
パルス酸素濃度計波形、又は、光電容積脈波形の分析方法は、波形に対する静脈寄与と動脈寄与の分離を可能にする。例えば、中程度の血液喪失期(又は、より詳細には、中程度の血液量減少）に於いて、極大値に関する第１トレース、及び、極小値に関する第２トレースの双方に関する振幅は、血液喪失の程度に比例して増加するだろう(図２（ｂ）、３（ａ）、５（ａ）を参照）。このことを議論するために、これを「静脈」反応と呼ぶことが適当だろう。これは非拍動成分に顕著な影響を与えるからである。継続的な血液喪失によって、動脈系が集中的に影響を受け、第１トレース、及び、第２トレースが極大値トレースの振動に比して早期に発生する極小値トレースの振動を有する位相から離れる（図２（ｃ）、３（ｂ）、及び５（ｂ）を参照）。こうしたトレースに関する分析は、波形が患者の有効血液量の決定、又は、より正確には、容量反応性の決定に使用可能な方法で実行される。
【００３０】
静脈反応と動脈反応の差異は、図４（ａ）及び４（ｂ）に図示されている。特に、図の４（ａ）及び４（ｂ）は、それぞれ図１（ｂ）に図示された波形の静脈成分、及び、動脈成分、即ち、相当量の血液を喪失した個人の静脈成分、及び、動脈成分を示している。図４ａに図示されているように、静脈成分は、波形のピーク（山）とトローフ（谷）を加算し、該合計を２で割ることによって求められる。図４（ａ）を参照すると、換気中に発生する静脈血に於けるシフトが明示されている。図４（ｂ）に関しては、動脈要素が波形のピークからトローフを差し引いて、該残りを２で割ることによって求められる。図４（ｂ）は、個人の血液喪失があまりにも大きいために、心拍が無くなっていることを明示している。
【００３１】
この分析方法は、光電容積脈波計の動脈拍動成分（ＡＣ）（図２（ｃ）、３（ｂ）、４（ｂ）、及び、５（ｂ）を参照）への変動の影響と、静脈非拍動成分（ＤＣ）（図２（ｂ）、３（ａ）、４（ａ）、及び５（ａ）を参照）への変動の影響と、を識別する。これは、被験者による換気中にパルス酸素濃度計波形の極大値、及び、極小値に基づいて、第１トレース、及び、第２トレースのそれぞれを生成することによって達成される。第１トレースは、波形の極大値(収縮期)に基づいて生成され、第２トレースは、波形の極小値(拡張期)に基づいて生成される。その後、第１トレース、及び、第２トレースが重ね合わされ、それらの振幅と位相シフトに関して比較される。２つのトレースの振幅と位相シフトの増加に伴い、被検者の血液喪失は増加することが知られている。
【００３２】
血液量喪失に罹っていない通常の患者に於いては、極大値トレース及び極小値トレースの振幅、第１トレース及び第２トレースのそれぞれは、比較的低い振幅であり、同相であるだろう(図１（ａ）及び２（ａ）を参照）。「静脈」喪失期の間、極大値トレース、及び、極小値トレースの両振幅は、血液喪失の程度に正比例して増加するだろう。実際に、血液喪失が動脈系に影響を与え始めるにつれて、振幅は継続して増加するだろう。
【００３３】
継続的な血液量喪失によって、２つのトレースは極大値トレースに比して早期に発生する極小値トレースを有する位相から離れる(図２（ｃ）、３（ｂ）、及び、５（ｂ）参照)。血液喪失が動脈系に影響を与え始めるまで、位相シフトは明確ではない。位相シフトの度合いは、血液喪失が呼吸毎の心拍出量に与えている影響の度合いに比例する。極大値トレースが極小値トレースに比して早期に発生する場合、このことは、患者に心拍出量の換気増加、即ち、鬱血性心不全によって生じる可能性のある現象が起きていることを示す。
【００３４】
これら２つの測定結果、即ち、極大値トレース及び極小値トレースの振幅と位相シフトは、総合すれば、患者の容量反応性のインデックス（指標）を与えている。振幅が増加し、位相シフトが発生した場合、輸血を行って患者の血液量を増加させることによって、患者の心拍出量の総量が増加させるべきである。
【００３５】
極大値と極小値の平均を計算することにより、さらに非拍動成分に関する測定を行うことが出来る。呼吸サイクル（呼吸相）に於ける平均値の変動の度合いは、前負荷静脈容量に反比例して対応する。即ち、変動の度合いが大きい程、有効静脈血液量は少なくなる。極大値及び極小値間の差を計算することにより、さらに拍動成分(動脈)に関する測定を行うことが出来る。呼吸サイクルに於ける差の変動の度合いは、血液量の少なさが原因の心臓の１回拍出量の妥協の度合いに直接的に対応する。結果として生じる２つの波形間の位相関係を、換気増加対心臓の拍出量の減衰の割合を決定するために使用することが可能である。
【００３６】
動脈（拍動成分）及び静脈（非拍動成分）に対する換気の影響を数学的に分離する能力によって、血管系（動脈及び静脈）の２つの異なる領域に於ける相対血液量を評価することが可能となる。静脈系血液量は、一般的に「前負荷」と呼ばれている。前負荷は、各収縮前に心臓で使用可能な血液量に直接的に影響を与える。動脈系血液量は、一般的に「後負荷」と呼ばれている。後負荷は、心臓の心拍出量（１回拍出量×心拍数）の直接的な産物である。気道内圧を同時に計測することによって、この方法の感度を高めることが出来る。
【００３７】
本発明は、動脈系及び静脈系に対する換気の影響を分離するための方法及び装置を提供する。この方法は、（肺動脈カテーテルに比して）安全で、（色素又は放射性同位体の使用に比して）非侵襲性で、（経食道心エコー検査（ＴＥＥ）に比して）安価であり、（ＴＥＥとは異なり）使用に関する専門知識が必要なく、較正が必要ない。臨床医に理解しやすい数値及び図形表示が提示される。
【００３８】
当業者が確かに認識しているように、静脈の影響に関する警告、及び、血液喪失が動脈系に影響を与えている量に達した場合の「警報」を臨床医に提供することが望ましい。この点を考慮して、患者の血液量の状態に関するさらに慎重な評価を行うために、血液喪失に関する基本的な数値表現と波形を臨床医に表示することが検討される。基本的な数値表現を有する波形を含めることによって、本発明に関して提供された基本的な数値の特性を評価する方法が臨床医に提供される。
【００３９】
好適な実施形態に基づいて、本発明は２段階の血液量モニタリングシステムとして機能する可能性があることが予想される。静脈成分は、患者の血液量の状態に関する「早期警告」システムの一部として機能することが可能である。そういうものとして、本方法は、身体が依然として血液量減少を相殺可能な期間中の血液量減少を検出する際に使用されることになる。これは、血液喪失が心臓の１回拍出量に依然として影響を与えていない期間内である。
【００４０】
さらに血液喪失があれば、動脈成分が影響を受ける。この「警報」位相は、心臓機能が血液量の喪失によって現在低下していることを示す。そこで、この２段階のシステムによって血液量補充療法を行うことが可能である。
【００４１】
上記の通り、静脈成分と動脈成分の分離は、換気中に於ける所定のパルス酸素濃度計波形の極大値及び極小値の位置を記録することによって達成される。その後、最大値のトレース、及び、最小値のトレースを重ね合わせ、相対的な振幅及び位相シフトに関して比較することが可能である。血液喪失は上述の方法で振幅及び位相シフトの関数として測定される。
【００４２】
図６乃至１２に関して、及び、本発明の代替実施形態に基づいて、心臓血管系波形、特に、パルス酸素濃度計波形の分析によって、血液量を評価する他の方法が開示される。本発明の好適な実施形態に関して、被験者の血液量は、第一に被験者の生理的特性を表すパルス酸素濃度計波形を生成することによって監視される。一般的に、パルス酸素濃度計波形は、被験者の換気変動を表す光電容積脈波形である。したがって、被験者の血液量は、パルス酸素濃度計波形の分析、又は、心血管系波形を監視する代替方法によって決定される。
【００４３】
パルス酸素濃度計波形に調和分析を適用し、換気によって、即ち、最も一般的には陽圧換気によって生成された周波数信号を抽出し、該抽出された周波数信号を被験者の血液量の決定に適用することによって、分析を達成する。本発明の好適な実施形態に関して、調和分析はフーリエ分析、特に、統合時間周波数分析である。当業者が確かに認識しているように、統合時間周波数分析は経時的な周波数変化の研究に利用される一般的な信号分析ツールである。本発明の好適な実施形態に関しては、他の種類の統合時間周波数分析を使用しても良いが、短期フーリエ変換が採用される。さらに、換気の周波数帯域に於けるピーク検出アルゴリズムを使用して、周波数信号の抽出が達成される。
【００４４】
発明の背景に於いて述べた通り、酸素飽和を決定するプロセスに於いて、パルス酸素濃度計は、光電容積脈波計として機能する。本発明に関して、パルス酸素濃度計波形の周波数スペクトルが如何にして経時的に変化するかを分析することにより、新たな臨床的に意義のある特徴を抽出することが出来る。
【００４５】
図６（ａ）及び６（ｂ）を参照すると、パルス酸素濃度計の複雑な信号を基本的な正弦波及び余弦波に分解する統合時間周波数分析に基づいて生成された関連周波数スペクトルによって、パルス酸素濃度計波形が図示されている。図６（ａ）及び６（ｂ）に図示された周波数は、何らかの血液喪失が発生する以前の患者の典型的な周波数である。特に、図６（ｂ）では、約１Ｈｚ（ヘルツ）の信号が患者のベースとなる心拍数から生じている一方で、静脈系に於ける変動から生じる最小の呼吸信号を図示している。図６（ｂ）は、所定のグレースケールに関して、（０．１５乃至０．２０Ｈｚの）呼吸周波数では、検出可能な信号が存在しないことを図示している。
【００４６】
図７（ａ）及び７（ｂ）を参照すると、静脈系(前負荷)に影響を与えるだけの中程度の血液喪失に直面している被検者に関して発生した信号を図示している。図７（ｂ）は、(現在、換気中の静脈血のシフトに影響を与える血液量に於ける変化に関して、検出可能で、指標となる程度の)呼吸周波数からの信号に於ける増大を図示している。
【００４７】
ここで、図８（ａ）及び８（ｂ）を参照すると、急性血液喪失に直面している被験者に関して発生した信号が図示されている。図８（ｂ）に関しては、図６（ｂ）に図示された分析に関する周波数スペクトルと比較すると、統合時間周波数分析に関する周波数スペクトルが異なることに留意していただきたい。図８（ｂ）は、換気中の静脈血のシフト、及び、被験者の動脈系（１回拍出量）に影響を与える血液喪失の増加から生じるベースとなる心拍数信号（又は、心臓の拍動高調波）に関する第２高調波の発生に影響を与える血液量の変化を示す呼吸周波数からの信号の増大を示している。
【００４８】
図９（ａ）、９（ｂ）、及び、９（ｃ）を参照すると、血液喪失の増加に関する影響がさらに明示されている。具体的には、図９（ａ）は継続して血液喪失に直面した場合に於ける被験者のパルス酸素濃度計波形に関する統合時間周波数分析である。図９（ｂ）に図示されているように、統合時間周波数分析は、（静脈成分に於ける変化の指標となる）約３００ｃｃの血液喪失が存在する場合に、高周波の発生を伴う呼吸周波数での信号強度に於ける変化を明らかにしている。呼吸帯域の発生は、図７（ｂ）に図示されたものと類似している。
【００４９】
パルス酸素濃度計波形に関する統合時間周波数分析では、（動脈成分に於ける変化の指標となる）９００ｃｃを超える継続的な血液喪失での心臓の脈拍高調波、又は、第１高調波を取り囲む第２高調波を生成する。約１Ｈｚの心臓の脈拍高調波に関する同様の第２高調波の生成は、同様に図８（ｂ）に図示されている。
【００５０】
統合時間周波数分析の適用によって認識されるパルス酸素濃度計波形に関するこれらの異なる変化の結果として、血液量の動脈成分及び静脈成分をパルス酸素濃度計波形の統合時間周波数分析から確認しても良い。具体的には、パルス酸素濃度計波形の統合時間周波数分析に於いて明らかにされているように、周波数のベースラインに於けるシフトを監視することによって、本発明に係る静脈血液量を監視することが出来る（図９（ｂ）を参照）。心臓の脈拍高調波を取り囲む第２高調波の発生に注意することによって、心拍出量への影響を監視しても良い（図９（ｃ）を参照）。医師であれば、言及した第２高調波が血液喪失の結果であるのか、脱水症状の結果であるのかを確実に決定することが出来るだろうが、そうした第２高調波は正常な人には存在せず、脱水症状の人に存在する可能性があるのである。
【００５１】
本分析手法を８人の患者に適用した結果が図１０に図示されている。
【００５２】
本発明の基礎となる概念が腹部手術を受けている３０人の患者に対してテストされたが、これは、患者のパルス酸素濃度計波形、気道内圧、及び、呼気ＣＯ２波形（５０Ｈｚ）を収集することによって行われた。パルス酸素濃度計波形は、８２秒間の移動する４０９６点のハニング窓を用いた短期フーリエ変換によって分析された。換気の周波数帯域（０．０８乃至０．４Ｈｚ＝５乃至２４呼吸／分）に於けるピーク検出アルゴリズムを用いて、陽圧換気によって生成された周波数信号を抽出した。この方法で求めた呼吸数を、ＣＯ２検出によって決定された呼吸数と比較した。合計５２時間の遠隔測定データを分析した。本統合時間周波数分析に関して、パルス酸素濃度計波形から測定した呼吸数は、ＣＯ２検出及び気道内圧変化と比較した場合に、０．８７の線形相関を有することが判明した。血液喪失が存在することによって、信号強度が強くなったのである。
【００５３】
ＣＯ２検出との比較によってテストされたように、本方法が成功しているにもかかわらず、心不整脈(即ち、心房細動、及び、多発性心房期外収縮及び心室収縮)がこの技術の失敗の根本原因となることが証明されたということが判明した。図１１（ａ）及び１１（ｂ）に図示されているように、統合時間周波数分析をパルス酸素濃度計波形に適用した際に、不規則な心拍リズムによって極めて特徴のある信号が生成された。
【００５４】
特に、一般的な麻酔で腹式子宮摘出を受けている３０人の患者に対して、パルス酸素濃度計波形、気道内圧、及び、ＣＯ２波形を収集した。麻酔の一環として、患者全員が、プロポフォール、及び、ベクロニウムの誘導後に挿管された。亜酸化窒素（６０乃至７０％）及びイソフルレン（１乃至２％）を使用して麻酔を維持した。吸気対呼気の比率を１対２の割合で、１０ｃｃ／ｋｇの１回換気量に換気装置の設定を行った。手術中、患者に投与された置換液だけでなく、血液喪失の推定値についても、密接にフォローされ、記録された。外科手術中に換気装置を３回調整した。該調整には、気道内圧のピーク圧力がベースラインよりも１０ｃｍＨ２Ｏ（最大３５ｃｍＨ２Ｏまで）増加するまで１回換気量を増加させることを含んでいた。このより高度な設定が５分間維持され、その後、ベースラインに戻された。
【００５５】
１６ビットのＡ−ｔｏ−Ｄ  ＰＣカード（テキサス州オースティン所在、ナショナルインスツルメンツ社製、ＤＡＱＣａｒｄ  ＡＩ−１６ＸＥ−５０）で構成されるコンピュータ取得システムを使用し、５０Ｈｚでサンプリングを行って、該データを収集した。ＢｉｏＢｅｎｃｈ（テキサス州オースティン所在、ナショナルインスツルメンツ社製、バージョン１．０）が取得プロセス用に使用されたソフトウェアであった。ＩｇｏｒＰｒｏ（オレゴン州レイクオスウィーゴ所在、ウェーブメトリクス社製、バージョン３．１４）を使用して、波形分析を完了した。
【００５６】
標準的なフィンガープローブを使用し、臨床パルス酸素濃度計（コネチカット州ウォリンフォード所在、ノヴァメトリクス社製、ＯｘｉＰｌｅｔｈ  Ｍｏｄｅｌ５２０Ａ）によって、パルス酸素濃度計波形を収集した。該パルス酸素濃度計のオードゲイン機能を無効にした。収集されたパルス酸素濃度計波形は、反転した赤外線信号（約９４０ｎｍ）のＡＣ部で構成されている。気道内圧、及び、ＣＯ２を、Ｏｈｍｅｄａ  ＲＧＭ  ガスモニタ（ウィスコンシン州マディソン所在、ダテックス・オメダ社製、Ｍｏｄｅｌ５２５０）から取得した。
【００５７】
８２秒間の移動する４０９６点のハニング窓を使用する短期フーリエ変換によってパルス酸素濃度計波形を分析した。陽圧換気によって生成された周波数信号を、換気の周波数帯域（０．０８乃至０．４０Ｈｚ）に於けるピーク検出アルゴリズムを使用して抽出した。呼吸数をこうした方法で求め、ＣＯ２の生成によって検出された呼吸数に対して確認する。これを比較目的の判断基準として使用した。
【００５８】
特に、本発明の好適な実施形態に関しては、パルス酸素濃度計波形の統合時間周波数分析を以下の方法で作成した。５０Ｈｚの割合での連続パルス酸素濃度計出力のサンプリングを用いたアナログ・デジタル変換によって、パルス酸素濃度計波形を数値級数に変換する。サンプリングされた波形を現在４０９６点、８２秒のデジタルバッファに収集する。デジタルバッファ（本発明の好適な実施形態に関しては、現在、ハニング窓が使用されている）のデータに対してウインドウ関数を使用する。ウインドウ関数は、サンプル集合の有限範囲の影響を最小化することを目的としている。
【００５９】
その後、デジタルバッファに於けるデータ集合に対して、フーリエ変換を実行する。対数で該データを展開する。心拍リズムに対してさもなければ絶大な信号強度を補正するために、最適なステップである対数の展開を実行する。その結果をディスプレイバッファに転送する。その後、デジタルバッファは、パルス酸素濃度計からの新たなデータを先入れ先出しによる基準で受信した。追加される新規データの量は、その時点まで計測された呼吸数により規定される。具体的には、１呼吸の時間に関連するデータ量がバッファに追加される。その後、上述の「ウインドウ関数」ステップ、及び、フーリエ分析ステップに関して概略を述べた方法で、該新規データを分析した。
【００６０】
その後、Ｙ軸を周波数、Ｘ軸を時間として、結果として得られたデータをプロットする。本発明の精神から逸脱することなく、多くの異なる技術（擬似カラー、グレースケール、「ウォーターフォール」プロット、又は、表面プロット）を結果の表示に使用することが可能である。
【００６１】
合計５２時間の遠隔測定データを分析した。換気の検出方法としてＣＯ２検出と比較した場合、パルス酸素濃度計波形から測定された呼吸数は、０．８９の線形相関（ピアソン相関係数）を有した。ブランド、及び、アルトマンによって述べられた方法を使用して、さらなる分析を行った。出典：コンピュータズ・イン・バイオロジー・アンド・メディシン、１９９０年、Ｖｏｌ．２０、Ｐ．３３７−３４０、「２つの測定方法間の一致に関する評価に於ける級内相関係数の使用に関する覚書」、Ｊ．Ｍ．ブランド、Ｄ．Ｇ．アルトマン著。２つの異なる方法を使用して取得した値に関する各組の平均値をＸ軸にプロットし、２つの異なる方法を用いて取得した値の各組の差をＹ軸にプロットした。平均値（バイアス）、標準偏差（ＳＤ）（精度の基準として）、及び、一致（アグリーメント）の上限及び下限を算出した。バイアスは、０．０３呼吸／分、ＳＤは０．５５７呼吸／分、及び、一致の上限及下限はそれぞれ１．１４５呼吸／分、−１．０８３呼吸／分であった。
【００６２】
上述の通り、統合時間周波数分析後に生成されたデータのレビューによって、心不整脈（即ち、心房細動及び多発性ＰＶＣ／ＰＡＣ）の存在が、本方法論の失敗の根本原因となることが証明されたということが明示された。
【００６３】
統合時間周波数分析の結果として生成されたデータの分析により、パルス酸素濃度計波形に含まれる呼吸信号の強度に影響を与えると思われる２つの要因が明らかになった。該２つの要因は、（１）気道内圧（図１２（ａ）及び１２（ｂ）を参照）と、（２）患者の血液量の状態（図９（ａ）、９（ｂ）、及び、９（ｃ）を参照）である。任意の患者に対して、気道内圧が高い程、呼吸信号が強いという結果となった（ステューデントの両側ｔ検定に於いて、ｐ＜０．０１）。さらに、外科手術中に（３００ｃｃＥＢＬを越える）顕著な血液喪失が発生した場合（これは８つのケースで見られた）、補液が行われた際に、ようやく呼吸信号が強度を強め、ベースラインまで戻るということが観察された。また、調和分析に関する本方法は、該手続きの最後に発生する自発換気の検出に有用であると思われる（図１２（ａ）及び１２（ｂ）を参照）。
【００６４】
さらに、図１３を参照すると、正式に研究された訳ではないが、それでもやはり興味深い、パルス酸素濃度計の統合時間周波数分析に於いて言及された多くの特徴が存在していた。第１高調波、又は、心臓の脈拍高調波の周波数（即ち、１．１３Ｈｚ＝６８拍動／分）によって、脈拍数が得られる。統合時間周波数分析の第１高調波帯域の幅は、心拍数変動（狭い低心拍数変動、広い高心拍数変動）に対応する。
【００６５】
統合時間周波数分析を通じて見られるように、換気がパルス酸素濃度計波形に対して２つの顕著な影響を有することが観察された。最も一般的に見られるのは、呼吸毎のベースラインのシフトであった。パルス酸素濃度計波形のベースラインは、パルス酸素濃度計のＤＣ成分を反映していると考えられることが多い。ベースラインに於けるシフトは、静脈床（非拍動血液）に於ける変化に関連性があると思われている。出典：ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・アネスシジア、１９８５年、Ｖｏｌ．５７、Ｐ．５２４−５３０、「麻酔に於けるモニタリング装置としての光電容積脈波計、応用と解釈」、Ｊ．Ｃ．ドルラス、Ｊ．Ａ．ナイボール著。強制換気及び自発換気の両方の期間中に研究された全ての患者に於いて、この種のＤＣ変調が観察された。そういうものとして、統合時間周波数分析に於いて明らかにされているように、ベースラインに於けるシフトを監視することにより、本発明に基づいて、静脈血液量を監視することが可能である（図９（ｂ）を参照）。
【００６６】
それ程みられなかった現象は、統合時間周波数分析に於ける呼吸毎の脈動（ＡＣ成分、又は、動脈拍動成分）の振幅に関する変化であった。この種のＡＣ変調は、血液量減少状態と関連性があった。出典：ブリティッシュ・ジャーナル・オブ・アネスシジア、１９９９年、Ｖｏｌ．８２、Ｐ．１７８−１８１、「血液量の変化中に於けるパルス酸素濃度計の光電容積脈波形」、Ｍ．シャミール、Ｌ．Ａ．エーデルマン、Ｙ．フローマン、他、著、及び、出典：ジャーナル・オブ・クリニカル・モニタリング、１９８７年、Ｖｏｌ．３、Ｐ．２６３−２６８、「血管内容量の状態に関する非侵襲性指標としてのパルス酸素濃度計の使用」、Ｂ．Ｌ．パートリッジ著。本発明に関しては、脈動の振幅に於ける反復性の変化が、統合時間周波数分析に於いて心臓の拍動高調波を取り囲む第２高調波として現れることが指摘されている。第２高調波と心臓の拍動高調波間の距離が、呼吸数と比例的な関連性がある。３００ｃｃを越える血液喪失が生じた患者全員（８人）に於いて、これらの第２高調波が現れた。そういうものとして、本発明に関しては、統合時間周波数分析の心臓の拍動高調波を取り囲む第２高調波に留意することによって（図９（ｃ）を参照）、動脈血液量を監視しても良い。
【００６７】
統合時間周波数分析によって、信号を構成する基礎となる周波数の抽出、及び、これらの基礎となる波形が如何にして経時的に変化するかということに関する観察が可能となる。パルス酸素濃度計の場合、表示される容積脈波形は高度に処理され、フィルタ処理された信号であるが、それでも豊富な生理的情報を有する。予想される通り、心臓の拍動波形はパルス酸素濃度計信号に存在する主要な信号である。呼吸成分は、存在するとしても僅かであって、従来の表示方法を用いて監視することは困難となる。同一波形が周波数ドメインで（即ち、統合時間周波数分析を用いて）表示される場合、呼吸作用のフォローは用意である。不正確な測定値に関する２つの最も一般的な原因は、モーションアーチファクトと不整脈である。
【００６８】
実際に、パルス酸素濃度計波形の統合時間周波数分析によって、様々な利点が提供される。特に、それは、血管内の血液量に関連する可能性のあるパルス酸素濃度計の呼吸が誘発する変化の分離を提供する。また、それは呼吸変動の静脈成分及び動脈成分（ＡＣ及びＤＣ）の分離を可能にし、心臓機能（前負荷効果対後負荷効果）に対する血液量の影響に関する独自の詳細な分析を可能にする。また、統合時間周波数分析は、呼吸数（強制及び自然）を決定する方法を提供し（周波数スペクトルの小さなピークが呼吸に起因している図１３を参照）、自発呼吸パターンを検出し、心拍数の不規則性を検出し、心拍数の決定を可能にし、第１心臓拍動高調波の幅を調べることによって心拍数変動を推定する。また、該分析は大量のパルス酸素濃度波形情報を小さな領域に表示する方法を提供する（３時間強のデータ収集であれば、１ページに容易に収まる）。さらに、本方法は、分離されたアーチファクトに対して耐性を有する。
【００６９】
本発明を実施する際には、様々な制限に直面する可能性があり、様々な概念をさらに検討しなければならないことが予想される。具体的には、下記の臨床症状が、この手法を使用不可能にする可能性、若しくは、その適用性を大幅に制限する可能性がある。即ち、（拍動波形の振幅に於いて、脈動を変動させる）心房細動又は多発性心室期外収縮等の心不整脈、過剰な１回換気量、又は、低下した胸壁コンプライアンスを考慮する必要があるということ、若しくは、低心拍出量（ＥＦ＜３０％）の状態に於いて、換気出量（デルタアップ：Δｕｐ）が増加する可能性が存在すること、等の臨床症状である。
【００７０】
本発明は、理解容易で臨床的に関連性のある呼吸変動の数値指標を生成するアルゴリズムを発達させる。そして、そうした指標は、外科手術を受けている患者の体液の状態を非侵襲的に監視するために使用することが出来る。該発達は、パルス酸素濃度計波形の理解と活用を高めるより大規模な進行中のプロジェクトの一環である。この研究から、臨床モニタリングを向上させる次世代のパルス酸素濃度計が設計されることが期待される。これらの向上によって、容量の状態、血管の緊張性、及び、細胞組織の酸素抽出に関する非侵襲性モニタリングが可能となる。
【００７１】
本発明は、使い捨てプローブ、又は、再利用可能なプローブの何れを採用しようが、様々な従来のパルス酸素濃度計や、他の関連する換気測定装置の使用に適用される。図１４及び１５を参照すると、本発明に関して利用しても良いパルス酸素濃度計の一例が開示されている。
【００７２】
図１４及び１５を参照すると、一般に、パルス酸素濃度計１０は、患者の指（又は、額や耳などの代替部位）に位置に適合されるプローブ１２と、プローブ１２に連結したディスプレイ３０を備えた、プローブ１２によって取り出される情報を受信、表示するための中央処理装置（セントラルプロセッサ）１４で構成される。基礎となる電気回路に関しては、米国特許第６４９６７１１号に記載されているように、一般のパルス酸素濃度計１０用の回路が開示されている。パルス酸素濃度計１０は、１つ又は複数の発光ダイオード（ＬＥＤ、図示せず）によって照らされた血管内血液（図示せず）から反射、若しくは、伝達される光信号１８を検出するフォトダイオード１６を有する。ＬＥＤは一定の強度で電磁放射線を放出するのだが、時変強度を有する光信号１８は、各波長に対して血管内血液によって伝達されるか、又は、血管内血液から反射される。フォトダイオード１６は、自身が受けた電磁放射線の強度に比例して、低レベル電流を生成する。該電流は、電流電圧変換器２０によって、電圧に変換される。なお、電流電圧変換器２０は、電流を電圧に変換する（相互インピーダンス）設定の演算増幅器（オペアンプ）でも良い。
【００７３】
その後、信号は、例えば蛍光灯が生成する任意の６０Ｈｚのノイズなど、不要な周波数成分を除去するために、フィルタステージ２２を使用してフィルタ処理される。その後、該フィルタ処理された信号は増幅器２４で増幅され、増幅された信号はサンプリングされ、サンプル及びホールド２６により保持される。その一方で、該信号は高分解能（１２ビット又はそれ以上）アナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）２８によってデジタル化される。
【００７４】
その後、該デジタル化された信号は、ＡＤＣ２８から中央演算処理装置１４によってラッチされる。その後、中央演算処理装置１４は、該デジタル化された信号から酸素飽和値に関する係数を算出し、メモリに記憶された参照テーブルから算出された係数に対する飽和値を読み出すことによって、最終飽和値を決定する。該最終飽和値はディスプレイ３０に表示される。
【００７５】
本発明に関して採用された方法及びシステムは、人工換気された状態の人と、自発換気をしている人の両方に対して同様に適用可能である。そういうものとして、本発明の基礎となる概念を、陽圧下の人工換気の状態にある被験者、自発換気をしている被験者、呼気陽圧で自発換気している被験者、及び、吸気圧で自発換気している被験者に対して等しく適用する。
【００７６】
しかし、人工換気の状態にある被験者によって生成された波形は、自発呼吸している被験者によって生成された波形に比して、より顕著な変動を示すことが予想される。この特徴は、被験者の血圧及び血流に対して人工換気の陽圧が有する影響から生じていると考えられている。そういうものとして、呼吸に関連する陽圧を増大させるために、即ち、それに関連した波形が、人工換気状態にある被験者に於いて発見された明確さと同一の明確さを備えた関連性のある変動を示す程に陽圧を増大させるために、自発換気している被験者を監視する際には、利点があるかもしれない。
【００７７】
特に、殆どの場合、換気を監視する臨床医及び研究者は、単に呼吸数、及び／又は、呼吸の深さに関心がある一方で、本発明に関する末梢血流に対する換気の影響を評価する場合には、換気活動によって生成された胸腔内圧がより重要になる。この影響は「換気効果」と呼ばれており、人工換気に起因する陽圧換気と同期して発生する。換気圧に於ける周期的振動は、末梢血圧及び末梢血流の連続的な波形に同期振動を発生させる。具体的には、換気装置による陽圧の周期的送出は、血液の心臓への還流を阻害し、これにより、容積脈波計、又は、レーザードップラー流量計等の装置で測定可能な動脈圧及び末梢血流に於ける一時的な減少を引き起こす。
【００７８】
振動を抑制する程度は、（ａ）換気装置によって生成された陽圧の量、及び、（ｂ）患者の相対容量の状態、によって決定される。一般的に、前者いついては、挿管された患者に於いて陽圧人工換気手段により計測されるが、本開示に先立って、挿管されていない患者の場合に見られるように、自発（非人工）換気中では容易に達成することが出来なかった。後者については、患者の心臓及び血管の総合的な充足（「容量の状態」）、心拍数毎に生成された容量（１回拍出量）、及び、血管緊張に依存する。これらの要因は、患者が血管拡張状態、又は、比較的に血液量が減少した状態にある場合に、末梢血圧及び末梢血流に対する換気の影響がより強くなる程度に相互作用を起こす。
【００７９】
図１６を参照すると、本陽圧装置が自発呼吸をする被験者用に構築されている。本装置は、換気の各呼吸に関連付けられた圧力を測定し、長期吸気又は長期呼気（例えば、ワルサルワ法）によって生成された圧力を測定し、そして、全く自分自身で呼吸しているか、例えばメトロノームのトーン等の刺激に反応して自発的に呼吸を行うかにかかわらず、自発呼吸している挿管されていない患者の気道内圧を増加又は減少させることが出来るように、調整可能な抵抗を提供するように設計されている。
【００８０】
本装置は、一方向弁３２、ストップコック３５を介して電子圧力トランスデューサ３６に取り付けられた側部とのコネクタ３４、及び／又は、圧力を記録、視認するためのアネロイド計（図示せず）を有する。さらに、本装置は可変呼気抵抗を提供するために閉塞可能な孔部を有するシリンジ４０を取り付けるためのアダプタ３８、及び、患者が自身の口で支えて呼吸する呼吸フィルタ４２を有する。
【００８１】
陽圧を送出するための前述のシステムは、別々にパッケージされていても良いし、振動心血管信号のモニタ（例えば、パルス酸素濃度計）と共に一体化されていても良い。これにより、換気数、換気の深さ、及び、換気圧を監視することが可能となる。また、一体化された装置は、自発呼吸する患者が例えばメトロノーム等、一定の割合での呼吸を促す手段を有することが可能である。なお、波形に於ける振動が換気信号に関連しているか否かを決定することが出来るように、これは決定的に重要な意味を持つだろう。さらに、該装置は、胸部、及び／又は、腹部の運動を計測することによって、呼吸数及び呼吸の深さを監視する手段を組み込んでも良い。
【００８２】
自発換気している被験者に陽圧を加えることに加えて、人工換気している被験者の一定の呼吸数が本発明の目的にとって、より良い波形を生成するということが発見されている。これは、自発呼吸に関連した自然な変動が、血液喪失を規定する波形を分析するプロセスに対して、さらに変数を追加するからである。そういうものとして、自発換気する被験者の呼吸数をメトロノームに関連付けることが望ましいのかもしれないということが予想される。また、換気バッグの圧迫によって、呼吸数を制御しても良い。これにより、さらに一定の呼吸数が生成され、結果として、さらに容易に分析可能な波形を生成することになる。
【００８３】
さらに、被験者間、モニタリング装置間で、より一貫性のある結果を生み出すことを目指して、結果として生じた波形を正規化するために、脈波振幅、（即ち、正規化）呼吸振動等に準拠して、本発明に関して生成された波形を分析するかもしれないということが予想される。
【００８４】
そしてさらに、心血管波形に於ける換気が誘発した変化を、呼吸の不規則な数に即して監視するかもしれないことが予想される。該プロセスには、各呼吸を識別すること、及び、その後に各呼吸間隔に対する心血管信号の最大値及び最小値を決定することが含まれる。
【００８５】
特に、呼吸間の多様な間隔を有する自発換気に即して、心血管波形の評価をするためのタイミングチャネルとして、呼吸チャネルを使用しても良い。例えば、呼吸間の各間隔に対して、パルス酸素濃度計信号から下記項目を記録することが出来る。
・  全体平均
・  任意の呼吸間の間隔内に於ける信号に対するピーク値
・  任意の呼吸間の間隔内に於ける信号に対するトローフ値
・  任意の呼吸間の間隔内に於ける信号に対するピーク値からトローフ値を差し引いた値
・  任意の呼吸間の間隔内に於ける各心拍（任意の脈拍の拡張期）に対する最小値
・  任意の呼吸間の間隔内に於ける各心拍（任意の脈拍の収縮期）に対する最大値
・  任意の呼吸間の間隔内に於ける各心拍（任意の脈拍の振幅）に対する最大値から最小値を差し引いた値
【００８６】
例えば前述のフーリエ変換に対して使用された拡大された間隔の評価を可能にするために、１回の呼吸、又は、複数回数の呼吸に対してこれを実行することが出来る。
【００８７】
図２（ａ）乃至２（ｃ）に図示されたデータを使用して、５０秒間隔（２０００ポイント／秒、及び、８２ポイント／秒）で得られた約８呼吸に対する下記の近似値を取得している。
【００８８】
【表１】
0005296312.tif 000002
【００８９】
注目すべきは、異なる周波数での検出力の評価に加えて、異なる測定間の位相角（例えば、極小値対極大値の図形描画）、及び、異なる測定に於ける変化は、文献：アメリカン・ジャーナル・オブ・フィジオロジー、１９９７年、Ｖｏｌ．２７３、Ｈ１８６７−１８７８、「皮膚微小循環に於ける同期及び圧受容器に高感度な振幅：中央自律神経制御に対する証拠」、Ｌ．ベルナルディ、他、著、によって記載された位相角を決定する手法を適応した、文献：アネスシジオロジー、２００２年、Ｖｏｌ．９７、Ｐ．１１１０−１１１６、「非拍動心肺バイパス中に於ける人間の皮膚の微小血管に於ける同期周期的血管運動」、Ｍ．Ｖ．ポドゴリアヌ、Ｒ．Ｇ．スタウト、Ｅ．エル・モアレム、Ｄ．Ｇ．シルバーマン著、に記載された既刊研究によって決定しても良い。
【００９０】
例えば、パルス酸素濃度計の容積脈波形などの心血管波形の動脈成分及び静脈成分を識別、及び、分離する前述の手段によって、血流（又は血圧）に関して、その波形の動脈成分又は静脈成分を選択的に監視することが可能となる。また、それらの手段によって、動脈酸素化を静脈酸素化から分離するために、例えば酸素飽和などの測定を決定する時間を選択することが出来る。
【００９１】
さらに、動脈成分及び静脈成分の描画によって、例えば、低圧力（静脈又はＤＣ）成分を取り除く程度まで、監視プローブに圧力を適用する手段などを用いて、実際の容積脈波トレースを修正することが可能となる。これにより、そのトレースが動脈内カテーテルによって生成された動脈トレースに一層類似することになるだろう。このステップの手順は、図１７及び１８に図示されている。
【００９２】
さらに当然のことながら、本発明の方法は、呼吸数を監視するさらなるステップを含んでも良い。さらに、本発明の方法は、心血管信号からの入力も収集するデータ収集システムに呼吸信号を統合することと、一つ又は複数の呼吸間の間隔を識別することと、心血管波形を評価するための「タイミングチャネル」として、呼吸間の間隔を使用することと、任意の１回の呼吸又は複数回数の呼吸に対する心血管波形の大きさ及び変化を決定することと、を含む。本発明に関して測定される可能性のある指標は、収縮期、拡張期、及び／又は、一つ又は複数の個々の脈拍の振幅である。より具体的には、監視される指標は、一つ又は複数の間隔に対して決定される以下の指標の一つ又は複数を含む。即ち、波形全体に関する呼吸毎のピーク値、波形全体に関する呼吸毎のトローフ値、波形全体に関する呼吸毎のピーク値とトローフ値の差、及び、波形の動脈部分に関する呼吸毎のピーク値、波形の動脈部分に関する呼吸毎のトローフ値、波形の動脈部分に関する呼吸毎のピーク値とトローフ値の差、波形の静脈部分に関する呼吸毎のピーク値、波形の静脈部分に関する呼吸毎のトローフ値、波形の静脈部分に関する呼吸毎のピーク値とトローフ値の差、及び、呼吸毎の脈拍の最大振幅、呼吸毎の脈拍の最小振幅、呼吸毎の脈拍の最大振幅と最小振幅の差、及び、重複隆起に関する呼吸毎の最大の高さ、重複隆起に関する呼吸毎の最小の高さ、及び、重複隆起に関する呼吸毎の最大の高さと最小の高さの差である。
【００９３】
換気中に陽吸気圧、及び／又は、陽呼気圧が存在する場合、及び、陽圧量が定量化され、調節可能である場合に、本発明の方法及びシステムを利用しても良い。また、呼吸に帰属する心血管モニタに於ける変化は、（例えば、パーセントで表現された）吸気圧、又は、呼気圧に正規化され、換気に帰属する心血管モニタに於ける変動は、個々の脈拍の振幅に正規化されるようにしても良い。
【００９４】
また、さらに、本方法及びシステムは、一つ又は複数のモニタリング地点から得られる異なるモニタリング装置の出力を比較するようにしても良い。この場合、装置は両方ともパルス酸素濃度計であっても良いし、装置の一つ又は複数が代替の連続的な血流測定器（例えば、レーザードップラー血流計）、又は、連続的な血圧測定器であっても良い。
【００９５】
本方法及びシステムを実施する場合には、トレースの静脈成分を取り除くために、例えば酸素濃度プローブなどのモニタリング装置に対して圧力をかけても良いし、静脈圧が測定可能になるように、静脈成分を取り除くための圧力を定量化するということが予想される。さらに、本方法及びシステムは、動脈相及び静脈相に対して酸素飽和を単独で決定しても良いようにする。
【００９６】
好適な実施形態に関して図示及び記述を行ったが、当然のことながら、そうした開示によって発明を制限する意図はなく、むしろ、添付の請求項に定義されているように、本発明の精神及び範囲内に収まるすべての修正及び代替構成を対象とすることを目的としている。
【図面の簡単な説明】
【００９７】
【図１】図１（ａ）と図１（ｂ）は、それぞれベースラインのパルス酸素濃度計波形（図１（ａ））対急性血液喪失効果を示すパルス酸素濃度計波形（図１（ｂ））を示す。
【図２】図２（ａ）、２（ｂ）、２（ｃ）は、血液喪失の異なる位相に於ける極大トレース、極小トレースの分離と、それらの比較を明示している。
【図３】図３（ａ）及び３（ｂ）は、静脈の影響を示す上図のグラフ（図３（ａ））と動脈の影響を示す下図のグラフ（図３（ｂ））とを用いて、連続血液喪失（実線＝極大値、破線＝極小値）を伴う位相シフトを明示する極大トレース及び極小トレースに関する詳細な表示である。
【図４】図４（ａ）及び４（ｂ）は、パルス酸素濃度計波形から抽出された混じりけのない静脈信号（図４（ａ））、及び、混じりけのない動脈信号（図４（ｂ））の理想的な表示を示す。
【図５】図５（ａ）及び５（ｂ）は、元のパルス酸素濃度計波形に重ねられた、抽出された極小トレース及び極大トレースに関するそれぞれの表示を示す。上図のグラフ（図５（ａ））は中程度の血液喪失効果（静脈効果）を明示し、下図のグラフ（図５（ｂ））は顕著な血液喪失効果（動脈効果）を明示する。
【図６】図６（ａ）及び６（ｂ）は、統合時間周波数分析によって、正常な血液量を有する被験者のパルス酸素濃度計波形の変化を示す。
【図７】図７（ａ）及び７（ｂ）は、統合時間周波数分析によって、中程度の血液量の喪失を有する被験者のパルス酸素濃度計波形の変化を示す。
【図８】図８（ａ）及び８（ｂ）は、統合時間周波数分析によって、急性の血液量の喪失を有する被験者のパルス酸素濃度計波形の変化を示す。
【図９】図９（ａ）、９（ｂ）、９（ｃ）は、それぞれ、被験者のパルス酸素濃度計波形の経時的な統合時間周波数分析、約１００ｃｃの血液喪失を伴う統合時間周波数分析の詳細な図、及び、９００ｃｃを上回る血液喪失を伴う統合時間周波数分析の詳細な図を示す。
【図１０】図１０は、本発明に関して実行されたテストに関するグラフである。該グラフは、術中出血（ＥＢＬ）及びピーク気道内圧（ＰＡＷ）に関連したパルス酸素濃度波形（ＲＶＩ）に於ける変動を示す。
【図１１】図１１（ａ）及び１１（ｂ）は、それぞれ、不整脈のある被験者の統合時間周波数分析及びＥＫＧを示す。
【図１２】図１２（ａ）及び１２（ｂ）は、それぞれ、統合時間周波数分析及び気道内圧を示す。
【図１３】図１３は、パルス酸素濃度計（光電容積脈波計）波形からの統合時間周波数分析の構築を明示する。また、該グラフは、心血管脈拍数及び呼吸数を該分析から抽出することが可能な方法を明示する。
【図１４】図１４は、本発明に関して採用可能なパルス酸素濃度計の斜視図である。
【図１５】図１５は、パルス酸素濃度計に関連して利用される従来の回路構成に関する概略図である。
【図１６】図１６は、本発明に関る陽圧装置の分解概略図である。
【図１７】図１７は、仰臥した患者の３つの部位（指、耳、及び、額）からの容積脈波計反射信号である。
【図１８】図１８は、低圧（静脈、又は、ＤＣ）成分を取り除く前額プローブへの圧力の適用を示すグラフである。これにより、トレーシングが動脈内カテーテルによって生成された動脈トレーシングにさらに類似する。
【符号の説明】
【００９８】
１０  パルス酸素濃度計
１２  プローブ
１４  中央演算装置
１６  フォトダイオード
１８  光信号
２２  フィルタステージ
２４  増幅器
２６  ホールド
２８  アナログ・デジタル変換器
３０  ディスプレイ
３２  一方向弁
３４  コネクタ
３５  ストップコック
３６  電子圧力トランスデューサ
４０  シリンジ
【図１】
0005296312.tif 000003
【図２】
0005296312.tif 000004
【図３】
0005296312.tif 000005
【図４】
0005296312.tif 000006
【図５】
0005296312.tif 000007
【図６】
0005296312.tif 000008
【図７】
0005296312.tif 000009
【図８】
0005296312.tif 000010
【図９】
0005296312.tif 000011
【図１０】
0005296312.tif 000012
【図１１】
0005296312.tif 000013
【図１２】
0005296312.tif 000014
【図１３】
0005296312.tif 000015
【図１４】
0005296312.tif 000016
【図１５】
0005296312.tif 000017
【図１６】
0005296312.tif 000018
【図１７】
0005296312.tif 000019
【図１８】
0005296312.tif 000020