JP2017148534A - 血流動態を監視する方法およびシステム - Google Patents

Abstract

【課題】被験者の血流動態を監視するシステムを提供する。【解決手段】本システム１０は、少なくとも出力電気信号を提供し、被験者１２の器官１８に出力信号１６を送信するように構成されている信号生成システム１４、を備えている。さらに、本システムは、出力電気信号に応えて器官から検出される入力電気信号２２を受信し、入力信号を出力信号を使用して変調し、入力信号の同相成分および直交成分を提供するように構成されている復調システム２０、を備えている。さらに、本システムは、同相成分および直交成分に基づいて血流動態を監視するように構成されている処理システム２８、を備えている。【選択図】図１

Description

本発明は、そのいくつかの実施形態において、医療分野に関し、より詳細には、以下に限定されないが、血流動態を監視する方法およびシステムに関する。

心臓疾患は、現代における罹患および死亡の主原因である。一般的に、心臓疾患の原因としては、（ｉ）自律神経系に障害があり、中枢神経系コントロールから心筋へのインパルスが規則的な心拍を提供できない、もしくは、（ｉｉ）心筋自体の強さが不十分であり、たとえ患者の心拍が規則的であっても収縮力が不足している、またはこれらの両方が挙げられる。いずれの場合も、疾患のある心臓によって供給される血液量または血流量は異常であり、よって、患者の血液循環の状態を評価することは最も重要である。

多く患者においては、心拍数や血圧など最も単純な測定で十分であるが、心臓血管の異常がある場合、より詳細な測定が必要である。

心拍出量（ＣＯ）は、ある時間（一般には１分間をとる）の間に心臓によって送り出される血液の量である。心拍出量は、１回の拍動で送り出される血液の量（一回拍出量（ＳＶ）としても知られている）と心拍数（ＨＲ）の積である。例えば、ほとんどの成人では、立位での安静時における一回拍出量は、平均して血液６０〜８０ｍｌである。したがって、安静時心拍数が８０回／分であるとき、安静時心拍出量は４．８〜６．４Ｌ／分の間である。

現在、心拍出量を測定するいくつかの方法が公知である。

このような１つの方法では、心臓のさまざまな構造異常および機能異常を診断、監視する経食道心エコー検査（ＴＯＥ：transoesophageal echocardiography）を使用する。ＴＯＥを使用すると、赤血球から反射される超音波のドップラー偏移を記録することによって、血流速度の測定値から心拍出量が導かれる。特定の部位（例：左心室流出路）における血流に対して、速度の時間積分（１心周期の間の瞬間的な血流速度の積分）が得られる。速度の時間積分に断面積および心拍数を乗じると心拍出量となる。

特許文献１には、動脈圧（血圧計バンドまたは血圧計によって測定される）を使用して、拡張期における動脈系の平均動脈圧および時定数を計算する手法が開示されている。次に、動脈系のコンプライアンスが表から求められ、それを使用することで、平均動脈圧とコンプライアンスの積を時定数で除した値として心拍出量が計算される。

心拍出量を計算するさらなる方法は、熱希釈法として公知である。この方法は、血液とは異なる温度にある生理食塩水のボーラスの希釈から心拍出量を推定できるという原理に基づいている。熱希釈法では、細いカテーテルを静脈から心臓を経て肺動脈に挿入する。カテーテルの先端に取り付けられたサーミスタが肺動脈内の温度を検出する。心臓の右心房またはその付近に位置するカテーテルの開口部を通じて、生理食塩水のボーラス（容積約５ｍｌ）を急速に注入する。生理食塩水が心臓内で血液と混ざり、右心房の温度が一時的に降下する。２つの温度を同時に測定する。血液の温度は、カテーテルのサーミスタセンサによって測定し、注入される生理食塩水の温度は、一般には白金温度センサによって測定する。心拍出量は、温度降下の曲線の下の面積に反比例する。

非侵襲法（胸部電気バイオインピーダンス法として公知である）は、最初に特許文献２によって開示され、最近になって医療分野および産業分野の関心を集め始めている（例えば、特許文献２、特許文献３、特許文献４、特許文献５、特許文献６、特許文献７、特許文献８、特許文献９、特許文献１０、特許文献１１、特許文献１２、特許文献１３、特許文献１４、特許文献１５、特許文献１６、特許文献１７、特許文献１８、特許文献１９を参照）。胸部電気バイオインピーダンス法の利点として、患者への危険性なしに連続的な心拍出量の測定値が提供される。

バイオインピーダンスを採用するさまざまな方法は、特許文献２０、特許文献２１、特許文献２２、特許文献２３、および特許文献２４に記載されており、これらの文書は、いずれも本発明の共通の譲受人に譲渡されており、参照によって本明細書に組み込まれている。

米国特許第６，４８５，４３１号明細書 米国特許第３，３４０，８６７号明細書 米国特許第４，４５０，５２７号明細書 米国特許第４，８５２，５８０号明細書 米国特許第４，８７０，５７８号明細書 米国特許第４，９５３，５５６号明細書 米国特許第５，１７８，１５４号明細書 米国特許第５，３０９，９１７号明細書 米国特許第５，３１６，００４号明細書 米国特許第５，５０５，２０９号明細書 米国特許第５，５２９，０７２号明細書 米国特許第５，５０３，１５７号明細書 米国特許第５，４６９，８５９号明細書 米国特許第５，４２３，３２６号明細書 米国特許第５，６８５，３１６号明細書 米国特許第６，４８５，４３１号明細書 米国特許第６，４９６，７３２号明細書 米国特許第６，５１１，４３８号明細書 米国特許出願第２００２０１９３６８９号明細書 国際公開第２００４０９８３７６号パンフレット 国際公開第２００６０８７６９６号パンフレット 国際公開第２００８１２９５３５号パンフレット 国際公開第２００９０２２３３０号パンフレット 国際公開第２０１００３２２５２号パンフレット 米国特許第５，６１５，６８９号明細書 米国特許第５，６４２，７３４号明細書 米国特許出願公開第２００３０１２０１７０号明細書 米国特許出願公開第２００６００８５０４８号明細書 米国特許出願公開第２００６０１２２５４０号明細書

Rich et al.,Noninvasive Cardiac Output in Pulmonary Hypertension Rich et al., Evaluation Of Noninvasively Measured Cardiac Output In Patients With Pulmonary Hypertension Marque et al., Comparison between Flotrac-Vigileo and Bioreactance, a totally noninvasive method for cardiac output monitoring, Critical Care Vol 13 No 3 Heerdt et al., Noninvasive cardiac output monitoring with bioreactance as an alternative to invasive instrumentation for preclinical drug evaluation in beagles, Journal of harmacological and Toxicological Methods Raval, et al., Multicenter Evaluation Of Noninvasive Cardiac Output Measurement By Bioreactance Technique, Journal of Clinical Monitoring and Computing Squara et al., Comparison of monitoring performance of Bioreactance vs. pulse contour during lung recruitment maneuvers, Critical Care 2009, 13:R125 Squara et al., Noninvasive cardiac output monitoring (NICOM): a clinical validation, Intensive Care Med.

本発明のいくつかの実施形態の態様によると、被験者の血流動態を監視するシステムが提供される。本システムは信号生成システムを備えており、この信号生成システムは、少なくとも出力電気信号を提供し、被験者の器官に出力信号を送信するように構成されている。さらに、本システムは復調システムを備えており、この復調システムは、出力電気信号に応えて器官から検出される入力電気信号を受信し、入力信号を出力信号を使用して変調し、入力信号の同相成分および直交成分を提供するように構成されている。さらに、本システムは処理システムを備えており、この処理システムは、同相成分および直交成分に基づいて血流動態を監視するように構成されている。

本発明のいくつかの実施形態の態様によると、被験者の血流動態を監視する方法が提供される。本方法は、少なくとも出力電気信号を生成し、被験者の器官に出力信号を送信するステップ、を含んでいる。さらに、本方法は、出力電気信号に応えて器官からの入力電気信号を検出するステップと、入力信号を出力信号を使用して変調し、入力信号の同相成分および直交成分を提供するステップと、を含んでいる。さらに、本方法は、同相成分および直交成分に基づいて血流動態を監視するステップ、を含んでいる。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、同相成分と直交成分を合成してハイブリッド信号を生成し、監視は、少なくとも部分的に、ハイブリッド信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、信号生成システムもしくは本方法またはその両方は、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を提供し、これら出力信号それぞれを器官の個別の部分に送信する。本発明のいくつかの実施形態によると、復調システムもしくは本方法またはその両方は、それぞれの出力電気信号に応えて器官の各部分から検出される入力電気信号を受信し、この信号を変調して、入力信号それぞれの同相成分および直交成分を提供する。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、各入力信号について、それぞれの同相成分とそれぞれの直交成分を合成することで、入力信号に対応するハイブリッド信号を生成する。本発明のいくつかの実施形態によると、監視は、少なくとも部分的に、ハイブリッド信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、ハイブリッド信号を合成することで、合成されたハイブリッド信号を提供し、監視は、少なくとも部分的に、合成されたハイブリッド信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、第１の入力信号の同相成分と第２の入力信号の同相成分を合成して、合成された同相信号を提供する。本発明のいくつかの実施形態によると、監視は、少なくとも部分的に、合成された同相信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、第１の入力信号の直交成分と第２の入力信号の直交成分を合成して、合成された直交信号を提供する。本発明のいくつかの実施形態によると、監視は、少なくとも部分的に、合成された直交信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、各入力信号について、位相成分と、振幅成分と、位相成分と振幅成分の合成として定義される位相・振幅ハイブリッド信号とを、計算する。本発明のいくつかの実施形態によると、監視は、少なくとも部分的に、この合成に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、第１の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号と、第２の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号を合成することで、合成された位相・振幅ハイブリッド信号を提供する。本発明のいくつかの実施形態によると、監視は、少なくとも部分的に、合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態の態様によると、被験者の血流動態を監視するシステムが提供される。本システムは信号生成システムを備えており、この信号生成システムは、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を提供し、出力信号それぞれを被験者の器官の個別の部分に送信するように構成されている。さらに、本システムは処理システムを備えており、この処理システムは、それぞれの出力電気信号に応えて器官の各部分から検出される入力電気信号を受信し、入力電気信号に基づいて血流動態を監視するように構成されている。

本発明のいくつかの実施形態の態様によると、被験者の血流動態を監視する方法が提供される。本方法は、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を生成し、出力信号それぞれを被験者の器官の個別の部分に送信するステップ、を含んでいる。さらに、本方法は、それぞれの出力電気信号に応えて器官の各部分からの入力電気信号を検出するステップと、入力電気信号に基づいて血流動態を監視するステップと、を含んでいる。

本発明のいくつかの実施形態によると、本システムもしくは本方法またはその両方は、入力信号を合成して、合成された信号を提供し、監視は、少なくとも部分的に、合成された信号に基づく。

本発明のいくつかの実施形態によると、上記の信号の合成は、いずれも線形合成である。

本発明のいくつかの実施形態によると、上記の信号の合成は、いずれも非線形合成である。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、合成されたハイブリッド信号、合成された位相・振幅ハイブリッド信号、合成された信号、のうちの１つまたは複数に基づいて、一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの特性を評価する。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、合成されたハイブリッド信号、合成された位相・振幅ハイブリッド信号、合成された信号、のうちの１つまたは複数に基づいて、被験者の運動能力を推定する。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、合成されたハイブリッド信号、合成された位相・振幅ハイブリッド信号、合成された信号、のうちの１つまたは複数に基づいて、睡眠時無呼吸イベント（sleep apnea event）を識別する。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、被験者が敗血症を発症している可能性を、合成されたハイブリッド信号、合成された位相・振幅ハイブリッド信号、合成された信号、のうちの１つまたは複数に基づいて評価する。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、電気収縮解離の発症を、合成されたハイブリッド信号、合成された位相・振幅ハイブリッド信号、合成された信号、のうちの１つまたは複数に基づいて予測する。

本発明のいくつかの実施形態によると、処理システムもしくは本方法またはその両方は、血液のヘマトクリットを、合成されたハイブリッド信号、合成された位相・振幅ハイブリッド信号、合成された信号、のうちの１つまたは複数に基づいて評価する。

本発明のいくつかの実施形態によると、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号は、従属電気信号である。

本発明のいくつかの実施形態によると、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号は、独立電気信号である。

特に定義されていない限り、本明細書で使用されているすべての技術用語および科学用語は、本発明が属する技術分野における通常の技能を有する者によって一般に理解されている意味と同じ意味を有する。本発明の実施形態を実施または試験するとき、本明細書に記載されている方法および材料に類似するかまたは同等の方法および材料を使用できるが、例示的な方法および例示的な材料は以下に記載してある。矛盾が生じる場合、定義を含めて本特許明細書に従うものとする。さらには、これらの材料、方法、および例は、説明のみを目的としており、必ずしも本発明を制限することを意図していない。

本発明の実施形態の方法もしくはシステムまたはその両方を実施するとき、選択されたタスクを手操作で、または自動的に、またはこれらを組み合わせて実行または完了することができる。さらに、本発明の方法もしくはシステムまたはその両方の実施形態の実際の計装および機器に応じて、いくつかの選択されたタスクを、オペレーティングシステムを使用して、ハードウェアによって、ソフトウェアによって、またはファームウェアによって、またはこれらの組合せによって、実施することができる。

例えば、本発明の実施形態による選択されたタスクを実行するためのハードウェアは、チップまたは回路として実施することができる。ソフトウェアとしては、本発明の実施形態による選択されたタスクは、任意の適切なオペレーティングシステムを使用するコンピュータによって実行される複数のソフトウェア命令として実施することができる。本発明の例示的な実施形態においては、本明細書に記載されている方法もしくはシステムまたはその両方の例示的な実施形態による１つまたは複数のタスクは、データプロセッサ（例えば複数の命令を実行するコンピューティングプラットフォームなど）によって実行される。オプションとして、データプロセッサは、命令やデータを格納するための揮発性メモリ、もしくは、命令やデータを格納するための不揮発性メモリ（例えば磁気ハードディスク、リムーバブルメディア）、またはその両方を含んでいる。オプションとして、ネットワーク接続も提供される。オプションして、ディスプレイもしくはユーザ入力装置（キーボードやマウスなど）またはその両方も提供される。

本明細書では、本発明のいくつかの実施形態について、添付の図面を参照しながら一例としてのみ説明してある。以下では図面を詳細に参照する。図示されている細部は一例であり、本発明の実施形態の説明を目的としていることを強調しておく。これに関して、図面を参照しながらの説明によって、当業者には、本発明の実施形態をどのように実施するかが明らかになる。

本発明のいくつかの実施形態による、被験者の血流動態を監視するのに適するシステムを示した概略ブロック図である。 本発明の別の実施形態によるシステムを示した概略ブロック図である。 本発明のいくつかの実施形態による、図１に示したシステムと図２に示したシステムの組合せであるシステムを示した概略ブロック図である。 本発明のいくつかの実施形態による、復調システムの動作原理の概略図である。 本発明のいくつかの実施形態による、復調システムの概略ブロック図である。 本発明のいくつかの実施形態による、処理システムの概略ブロック図である。 本発明のいくつかの実施形態による、動的に変化する周波数範囲の代表的な例を示している。 本発明のいくつかの実施形態による、動的に変化する周波数範囲の代表的な例を示している。 本発明のいくつかの実施形態による、動的に変化する帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）を示している。 本発明のいくつかの実施形態による、信号の１回の拍動とその一次微分の一般的な形状を時間の関数として概略的に示している。 本発明のいくつかの実施形態に従って構築されたプロトタイプシステムの概略図である。 巾着縫合によって固定された３−Ｆｒ微圧計によって導かれた左心室容積信号（単位：ｍｌ）（青）（ＥＣＧ信号（黒）に同期している）を時間の関数として示している。 本発明のいくつかの実施形態に従って得られた信号Ｓ_ＣＴ（ｔ）（赤）（ＥＣＧ信号（黒）に同期している）を示している。 上行大動脈付近の超音波流量プローブによって導かれた左心室流量信号（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＣＴ（ｔ）信号（黒）を示している。 ドブタミンの注入中に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＣＴ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（赤）を示している。 ドブタミンの注入後に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＣＬ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（黒）を示している。 大動脈の超音波流量プローブによって導かれた、心拍数の関数としての平均心拍出量（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＣＲ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（黒）を示している。 重度の水腫の進行中に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＣＲ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（黒）を示している。 大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＣＬ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（黒）を示している。 ５００ｃｃの流体ボーラスの注入時に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（青）と、本発明のいくつかの実施形態に従って得られたｄＳ_ＰＴ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（黒）を示している。

本発明は、そのいくつかの実施形態において、医療分野に関し、より詳細には、以下に限定されないが、血流動態を監視する方法およびシステムに関する。

本発明の少なくとも１つの実施形態について詳しく説明する前に、本発明は、それを適用するとき、以下の説明に記載されている、あるいは図面や例の中で説明されている構成要素もしくは方法またはその両方の構造および配置構成の細部に必ずしも限定されないことを理解されたい。本発明は、別の実施形態の形をとることができ、さまざまな方法で実施または実行することができる。

本発明者らは、信号を分解したときの成分を使用して、被験者の血流動態の状態を評価できることを観察し、この場合、異なる成分は、伝える情報に関して互いに補い合う。さらに、本発明者らは、血管構造の同じ部位の異なる部分から得られる信号も互いに補い合うことを観察した。本発明者らは、被験者の血流動態を監視する目的に上記の観察の一方または両方を利用する手法を案出した。

次に図面を参照する。図１は、本発明のいくつかの実施形態による、被験者１２の血流動態を監視するのに適するシステム１０を示した概略ブロック図である。システム１０は、一般には、信号生成システム１４を備えており、このシステム１４は、１つまたは複数の出力電気信号１６を提供し、被験者１２の器官１８に信号１６を送信することが好ましい。信号１６は、この技術分野において公知である医療用リード線を介して送信することができる。

図を明確にするため、医療用リード線は、それらが伝える信号の参照記号によって示してある。

器官１８は、人または動物の身体の任意の部分とすることができる。器官１８は、信号の送信を非侵襲的に行うことができるように外部器官であることが好ましい。器官１８の代表的な例としては、以下に限定されないが、胸部、臀部、大腿部、頸部、頭部、腕部、前腕部、腹部、背部、殿筋部、脚部、足部が挙げられる。本発明のいくつかの実施形態においては、器官１８は胸部である。

本発明のいくつかの実施形態においては、システム１０は復調システム２０を備えており、この復調システム２０は、出力信号１６に応えて器官１８から検出される入力電気信号２２を受信し、入力信号２２を出力信号１６を使用して変調して入力信号２２の同相成分２４および直交成分２６を提供するように構成されている。さらに、システム１０は処理システム２８を備えていることができ、この処理システム２８は、いくつかの実施形態においては、同相成分２４および直交成分２６に基づいて血流動態を監視するように構成されている。

図２は、本発明の別の実施形態によるシステム１０の概略ブロック図である。図２に示した実施形態においては、信号生成システム１４が２つの信号（本明細書では第１の出力電気信号３２および第２の出力電気信号３４と称する）を提供し、これらを器官１８の個別の部分に送信する。例えば、信号３２を器官１８の左側に送信することができ、信号３４を器官１８の右側に送信することができる。本発明のいくつかの実施形態においては、信号３２と信号３４は従属信号である。これに代えて、信号３２と信号３４を独立信号とすることができる。

本明細書では、「従属信号」とは、信号の周波数、位相、および振幅のうちの少なくとも１つ、より好ましくは少なくとも２つ、より好ましくはこれらのすべてが同期している信号を意味する。

本明細書では、「独立信号」とは、信号の周波数、位相、および振幅のうちの少なくとも１つ、より好ましくは少なくとも２つ、より好ましくはこれらのすべてが同期していない信号を意味する。

信号生成システム１４が３つ以上の（従属または独立）信号を提供する実施形態も考えられる。

図２に示した実施形態においては、処理システム２８は、第１の出力電気信号３２に応えて器官１８の第１の部分（上の例では右側）から検出される第１の入力電気信号３６と、第２の出力電気信号３４に応えて器官１８の第２の部分（上の例では左側）から検出される第２の入力電気信号３８とを受信する。処理システム２８は、入力信号３６，３８に基づいて血流動態を監視することが好ましい。

本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、図１に示した実施形態と図２に示した実施形態とを組み合わせる。図３は、このような組合せの代表的な例を示している。この実施形態においては、生成システム１４は、２つ以上の出力信号（好ましくは独立信号、ただし必須条件ではない）を提供し、これらを器官１８の個別の部分に送信する。図３の概略図においては（本発明を制限するようには解釈されないものとする）、生成システム１４は２つの信号３２，３４を提供し、これらをそれぞれ器官１８の右側および左側に送信する。

本発明のいくつかの実施形態においては、復調システム２０は、各出力信号に応えて器官１８の各部分から検出される入力電気信号を受信する。例えば、復調システム２０は、第１の出力信号３２に応えて器官１８の第１の部分から検出される第１の入力信号３６と、第２の出力信号３４に応えて器官１８の第２の部分から検出される第２の入力信号３８とを受信することができる。オプションとして、復調システム２０は、すべての入力信号を出力信号を使用して変調し、各入力信号について同相成分および直交成分を提供することが好ましい。したがって、復調システム２０は、２Ｎ個の信号（Ｎは受信される入力信号の数）を提供することが好ましい。

復調システム２０が入力信号３６，３８を受信する上の例においては、システム２０の出力は、第１の同相成分４０および第１の直交成分４２（いずれも第１の入力信号３６の復調である）と、第２の同相成分４４および第２の直交成分４６（いずれも第２の入力信号３８の復調である）である。

以下では、本発明のいくつかの実施形態による上に概説したシステム１０について、さらに詳しく説明する。

生成システム１４によって提供される信号は、好ましくは交流（ＡＣ）信号であり、任意の周波数とすることができる。本発明者らは、無線周波数信号が有用であることを見出したが、本発明の範囲は特定の周波数に制限されない。具体的には、送信される信号の周波数は、無線周波数の範囲より下、無線周波数の範囲内、または無線周波数の範囲より上とすることができる。本発明の実施形態に適する代表的な周波数範囲としては、以下に限定されないが、２０ＫＨｚ〜８００ＫＨｚ（例：約７５ＫＨｚ）が挙げられる。本発明の実施形態の信号生成システムによって生成される電流は、器官を流れ、身体のインピーダンスに起因して電圧降下が起こる。無線周波数の入力信号は、一般には（ただし必須条件ではない）被験者の器官のインピーダンスに関連する。本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、（１つまたは複数の）出力信号のパラメータ（例：周波数、振幅、位相）は、入力信号が器官１８のインピーダンスを示すように選択する。信号の一般的なピークツーピーク振幅は、６００ｍＶ以下である（ただしこれに限定されない）。

一般性を失うことなく、以下では入力信号を「インピーダンス」と称するが、インピーダンスという用語が頻繁に使用されていることは本発明の範囲をいかようにも制限するようには解釈されないものとし、信号は、別の測定可能な電気量（例えば、以下に限定されないが、電圧、電流、抵抗、リアクタンス、およびこれらの任意の組合せ）として表すことができることを理解されたい。

インピーダンス信号は、次の等式のいずれかを満たす複素数として表すことができる。
および

式中、Ｚ_Ｐは極座標表現を表し、Ｚ_Ｃはデカルト座標表現を表し、｜Ｚ｜はインピーダンスの絶対振幅、φ_Ｚはインピーダンスの位相、Ｚ_ｒはインピーダンスの実数成分、Ｚ_ｉはインピーダンスの虚数成分、ｊは、ｊ^２＝−１を満たす純虚数である。

成分（｜Ｚ｜，φ_Ｚ）および（Ｚ_ｒ，Ｚ_ｉ）の間の関係は、次式によって与えられる。

極座標成分｜Ｚ｜およびφ_Ｚは、例えば上記の特許文献２４に開示されているように、それぞれ振幅変調（ＡＭ）検波器および位相変調（ＰＭ）検出器を使用して検出することができる。

本発明者らは、直交復調（復調システム２０によって受信される任意の入力信号Ｓに対して復調システム２０によって実行されることが好ましい）を使用して、信号からデカルト座標成分を直接取り出すことが有利であることを見出した。図４は、復調システム２０の好ましい動作原理を概略的に示している。

本明細書に記載されている信号操作において、信号およびその成分は時間の関数として変化するものと理解されたい。

受信された入力信号Ｒには、（ｉ）送信される出力信号と同相である信号Ａと、（ｉｉ）対応する送信される出力信号Ｔに対して（一般には移相器４０４を使用して）位相がシフトされた信号Ｂとが、並列に乗じられる。この手順によって、２つの乗算信号Ｒ×Ａおよび乗算信号Ｒ×Ｂが生成される。これらの乗算信号は、信号乗算器Ｍ_Ａ，Ｍ_Ｂを使用して得ることができる。次に、乗算信号Ｒ×ＡおよびＲ×Ｂは、低域通過フィルタ４０２を使用してフィルタ処理される。本発明のいくつかの実施形態においては、乗算信号Ｒ×ＡおよびＲ×Ｂは、高域通過フィルタも使用する。これは、例えば、フィルタ４０２の直前または直後に高域通過フィルタを追加することによって、またはフィルタ４０２を帯域通過フィルタにすることによって、達成することができる。

低域通過フィルタの一般的な遮断周波数は、以下に限定されないが、約５Ｈｚ〜約２０Ｈｚ、または約５Ｈｚ〜約１５Ｈｚ、または約８Ｈｚ〜約１２Ｈｚ（例えば約９Ｈｚまたはそれ以下の遮断周波数）である。高域通過フィルタＬＰＦの一般的な遮断周波数は、以下に限定されないが、約０．５Ｈｚ〜約１．５Ｈｚ、または約０．６Ｈｚ〜約１．４Ｈｚ、または約０．７Ｈｚ〜約１．３Ｈｚ（例えば０．８Ｈｚの遮断周波数）である。本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、乗算信号Ｒ×ＡおよびＲ×Ｂは、動的適応フィルタ（後からさらに詳しく説明する）によってフィルタ処理される。動的適応フィルタは、一方または両方のフィルタ４０２に追加することができる。これに代えて、フィルタ４０２の一方または両方を動的適応フィルタに置き換えることができる。

Ｒ×Ａから得られるフィルタ処理された信号を、入力信号Ｒの同相成分Ｉと称し、Ｒ×Ｂから得られるフィルタ処理された信号を、入力信号Ｒの直交成分Ｑと称する。

一般に、移相器はπ／２の位相シフトを発生させ、したがって、Ｂは、Ｔに対してπ／２だけシフトしている。しかしながら、このことは必須条件ではなく、本発明のいくつかの実施形態においては、移相器はπ／２以外の位相シフトを発生させる。

したがって、本明細書では、「直交成分」は、受信された入力信号Ｒと、対応する出力信号Ｔに対して位相シフトされた信号Ｂとの間で乗算および低域通過フィルタ処理された結果の信号を意味する（Ｔに対するＢの位相シフトΔφは０ではない）。

本発明のいくつかの実施形態においては、Δφは約π／２である。

システム２０によって実行される復調は、直交復調を実行することのできる任意の公知の回路を使用することができる。回路は、必要に応じてデジタルまたはアナログとすることができる。本発明のいくつかの実施形態においては、回路はアナログである。適切なアナログ回路は、Ａｎａｌｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓ社（マサチューセッツ州ノーウッド）のカタログ番号ＡＤ８３３３として掲載されている。

本発明のいくつかの実施形態においては、復調システム２０は、デジタル方式で処理を実行する。これらの実施形態においては、復調システム２０は、アナログ−デジタルコンバータと、デジタルデータプロセッサ、デジタル信号プロセッサ、フィールドプログラマブルゲートアレイのうちの少なくとも１つとを備えている。図５Ａは、アナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）５０およびデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）５２を有するシステム２０の代表的な例を示している。アナログ信号がＡＤＣ５０によって受信され、所定のサンプリングレートに従ってデジタル化され、離散的データのベクトルとしてＤＳＰ５２に送信される。一般的なサンプリングレートは、以下に限定されないが、約２００ＫＨｚ〜約１．５ＭＨｚである。ＤＳＰ５２は、入力信号Ｒと送信された信号Ｔとを受信し、デジタルで実行される以外は前に詳しく説明したように、ＩおよびＱを計算する。したがって、図４をもう一度参照し、復調システム２０がデジタル方式で処理を実行するとき、移相器４０４と、信号乗算器Ｍ_Ａ，Ｍ_Ｂと、フィルタ４０２は、それぞれ独立して、デジタル要素とすることができる。

処理システム２８は、入力信号によって伝えられる監視情報を提供する役割を果たす。システム２８は、システム２０から信号を受信する（図１および図３）、または器官から直接的に信号を受信し（図２）、信号を処理し、処理した信号に関連する出力を生成する。出力はグラフィカルな出力であることが好ましく、コンピュータ可読媒体（ディスプレイカード、ネットワークカード、またはコンピュータのメモリ媒体など）に送信される。コンピュータ可読媒体からローカルコンピュータまたはリモートコンピュータによって出力を読み出して、例えばディスプレイ装置に表示することができる。

処理システム２８は、オプションとして、デジタル方式で処理を実行することが好ましい。これらの実施形態においては、処理システム２８は、アナログ−デジタルコンバータと、デジタルデータプロセッサまたはデジタル信号プロセッサとを備えていることができる。復調システム２０がデジタルであるときには、処理システム２８は必ずしもアナログ−デジタルコンバータを含んでいる必要はなく、なぜなら、これらの実施形態においては、処理システム２８は復調システム２０からデジタル信号を受信するためである。

図５Ｂは、アナログ−デジタルコンバータ（ＡＤＣ）５４およびデータプロセッサ５６を有するシステム２８の代表的な例を示している。この実施形態は、復調システム２０の（例えばフィルタ４０２の後の）出力がアナログ信号を含んでいるときに有用である。アナログ信号はＡＤＣ ５４によって受信され、所定のサンプリングレートに従ってデジタル化され、離散的データのベクトルとしてデータプロセッサ５６に送信される。一般的なサンプリングレートは、以下に限定されないが、約２００Ｈｚ〜約８００Ｈｚである。

データプロセッサ５６は、汎用のコンピュータまたは専用の回路とすることができる。本発明の実施形態の処理手法を実施するコンピュータプログラムは、一般的に配布媒体（例えば以下に限定されないが、フロッピーディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、またはフラッシュメモリ）を介してユーザに配布することができる。コンピュータプログラムを配布媒体からハードディスクまたは類似する中間記憶媒体にコピーすることができる。これに代えて、コンピュータプログラムを、例えばｈｔｔｐまたはｆｔｐインターネットサイトからダウンロード可能なデータストリームとして配布することができ、この場合、コンピュータプログラムはインターネットサイトからコンピュータに直接的にコピーされる。コンピュータプログラムを実行するには、配布媒体または中間記憶媒体からコンピュータの実行メモリにコンピュータ命令をロードし、本発明の方法に従って動作するようにコンピュータを設定する。これらの操作すべては、コンピュータシステムの技術分野における当業者に周知である。

処理システム２８は、複数の方法で血流動態を監視することができる。

いくつかの実施形態においては、システム２８は、システム２０によって受信される信号それぞれに基づいて個別の出力を生成する。出力は、信号自体のグラフィカルな表現（例：時間の関数として）、あるいは信号の時間微分（例：一次時間微分）または信号の曲線より下の領域のグラフィカルな表現を含んでいることができる。オプションとして、システム２８は、出力を生成する前に正規化手順を実行して、例えば複数の異なる出力タイプにおいて、ほぼ同じスケールを得る。

いくつかの実施形態においては、システム２８は、システム２０によって受信された信号の合成に基づいて出力を生成する。このような合成の代表的な例については後から説明する。システム２８によって２つ以上の合成が計算されるとき、オプションとして、信号の合成ごとに個別の出力を提供することができる。

本発明のいくつかの実施形態においては、システム２８は、信号を表示する前に信号に動的適応フィルタを適用する。フィルタ処理は、被験者の生理学的条件に応じて実行されることが好ましい。フィルタ処理は、例えば、特許文献２３（この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている）に記載されているフィルタ処理手法を、位相成分と絶対成分とに個別に使用することによって行うことができる。

一般的には、動的可変フィルタは、被験者の生理学的条件の変化に応じて動的に適合化される周波数帯域に従ってデータをフィルタ処理する。本発明の発明者は、被験者の生理学的条件に周波数帯域を動的に適合させることによって、測定される特性に対する無関係な信号の影響を大幅に低減できることを見出した。

したがって、この実施形態においては、システム２８は、次のプロセスを採用する。最初に、被験者の生理学的条件を求め、次いで、被験者の生理学的条件に基づいて周波数帯域を選択し、その後、受信された信号を周波数帯域に従ってフィルタ処理する。周波数帯域は、生理学的条件の変化に応じて動的に適合化される。

生理学的条件は、被験者の心拍数であることが好ましい（ただし必須条件ではない）。生理学的条件に関連するデータは、適切なデータ収集ユニットによって、必要に応じてアナログ形式またはデジタル形式で、集めることができる。例えば、生理学的条件は、例えばＥＣＧ信号などを解析することによって求めることのできる心拍数とすることができる。

以下の実施形態は、生理学的条件が心拍数であるものとして説明を進めるが、心拍数に基づく説明は、それに関して本発明の範囲を制限するようには解釈されないものとする。例えば、本発明の例示的な実施形態においては、生理学的条件は、被験者の換気率（ventilation rate）や、特定の筋肉単位の繰り返し率、あるいは筋電図検査によって検出できる動作の１つまたは複数の特徴である。

生理学的条件に周波数帯域を適合化するステップは、この技術分野において公知である任意の適合化方式に従って行うことができる。例えば、周波数帯域の１つまたは複数のパラメータ（例：下限、上限、帯域幅、中心周波数）を、生理学的条件を特徴付けるパラメータの線形関数とすることができる。このようなパラメータは、例えば、１分間の心拍数とすることができる。

図６Ａおよび図６Ｂは、動的に変化する周波数範囲の代表的な例を示しており、これらは、本発明のいくつかの実施形態によると、システム２８によって受信される各信号に個別に使用する、もしくは、後からさらに詳しく説明するように、信号の任意の組合せに対して一括的に使用する、またはこれらの両方とすることができる。

図６Ａおよび図６Ｂは、周波数範囲が被験者の心拍数に依存する状況を示している（図６Ａは上限、図６Ｂは下限）。図６Ａに示したように、周波数帯域の上限は線形的に変化し、１分間の心拍数（ｂｐｍ）が約６０回であるときに上限は約６Ｈｚであり、約１８０ｂｐｍの心拍数において上限は約９Ｈｚである。図６Ｂに示したように、周波数帯域の下限は線形的に変化し、約６０回の心拍数において下限は約０．９Ｈｚであり、約１８０ｂｐｍの心拍数において下限は約２．７Ｈｚである。

本発明のいくつかの実施形態においては、上限は、Ｆ_Ｕ（ＨＲ）＝６＋１．５×［（ＨＲ／６０）−１］Ｈｚとして定義される関数Ｆ_Ｕ（ＨＲ）にほぼ等しく、この式においてＨＲは、被験者の心拍数（単位：ｂｐｍ）である。いくつかの実施形態においては、上限はつねにＦ_Ｕ（ＨＲ）に等しく、別の実施形態においては、上限は反復プロセスを使用して設定される。

本発明のいくつかの実施形態においては、下限は、Ｆ_Ｌ（ＨＲ）＝０．９×（ＨＲ／６０）Ｈｚとして定義される関数Ｆ_Ｌ（ＨＲ）にほぼ等しい。いくつかの実施形態においては、下限はつねにＦ_Ｌ（ＨＲ）に等しく、別の実施形態においては、下限は反復プロセスを使用して設定される。

以下では、本発明のいくつかの実施形態に適する反復プロセスの代表的な例を示す。

図６Ｃは、本発明のいくつかの実施形態による、動的に変化する帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）を示しており、このフィルタ（ＢＰＦ）は、動的に変化する周波数上限と、動的に変化する周波数下限とによって特徴付けられる。図示したように、各心拍数には、下限および上限によって定義される周波数帯域が関連付けられる。図６Ｃによると、例えば６０ｂｐｍの心拍数には、下限が約０．９Ｈｚ、上限が約６ＨｚのＢＰＦが対応する。

なお、上に提示した値と、図６Ａ〜図６Ｃに示した関数関係は、例示的な実施形態であり、本発明の範囲を制限するようにはみなされないものとする。別の例示的な実施形態においては、周波数帯域と生理学的条件との間の関数関係は、異なる勾配やオフセットを有することができ、あるいは非線形とすることができる。

以下では、本発明のいくつかの実施形態に従って位相成分および絶対成分に対して個別にフィルタ処理する帯域通過フィルタの周波数帯域を求めるための反復プロセスについて説明する。反復プロセスは、いくつかの実施形態においては、フィルタ処理された各成分から抽出または計算される生理学的パラメータの値と、基準信号（例えばＥＣＧ信号）から抽出または計算される同じ生理学的パラメータの値との比較に基づくことができる。

用語「生理学的パラメータ」とは、測定可能または計算可能であり、生理学的活動、特に、心臓の活動（ただしこれに限定されない）を表す任意の可変パラメータを意味する。本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、生理学的パラメータは、心拍数それ自体以外である。生理学的パラメータは、時間に関連するパラメータ、振幅に関連するパラメータ、またはこれらの組合せとすることができる。

一般に、フィルタ信号および基準信号は、時間の関数として振幅で表される。したがって、時間に関連するパラメータは、一般には信号の横座標値を使用して計算され、振幅に関連するパラメータは、一般には信号の縦座標値を使用して計算される。

本発明の実施形態に適する時間に関連する生理学的パラメータの代表的な例としては、以下に限定されないが、収縮期時間、拡張期時間、前駆出時間、駆出時間が挙げられる。本発明の実施形態に適する振幅に関連する生理学的パラメータの代表的な例としては、以下に限定されないが、単一拍動中の０より上の最大振幅、単一拍動中のピーク間の最大振幅、単一拍動中のＲＭＳレベルが挙げられる。さらには、さまざまな勾配パラメータ、例えば、信号の２点間の平均勾配（ただしこれに限定されない）も考えられる。

本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、生理学的パラメータは、心室駆出時間（ＶＥＴ）である。

以下の実施形態は、生理学的パラメータがＶＥＴであるものとして説明を進めるが、ＶＥＴに基づく説明は、それに関して本発明の範囲を制限するようには解釈されないものとする。

本発明者らは、特定の被験者の相当な量の生物学的情報をＦ_Ｌ（ＨＲ）〜５．５Ｈｚの周波数範囲から得ることができることを見出した（ＨＲは被験者の心拍数）。さらに、本発明者らは、いくつかの医学的条件の場合、情報の一部は５．５Ｈｚ〜Ｆ_Ｕ（ＨＲ）の範囲内に存在し得ることを見出した。

同じ生理学的パラメータを抽出または計算するための２つの異なる手法を比較する利点として、それによって帯域通過フィルタの周波数上限を実質的に最適化することができる。本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、反復プロセスの繰り返しのたびに、比較が繰り返される。比較が所定の基準を満たす場合、上限の低しきい値と上限の高しきい値との間の平均を計算することによって、周波数上限が更新される。周波数下限は、一定の限界（例：約０．９Ｈｚ〜約２．７Ｈｚの範囲内の一定の周波数）とすることができ、または、動的（例：Ｆ_Ｌ（ＨＲ））とすることができる（ＨＲは各反復前または反復時の被験者の心拍数）。

上限の低しきい値および高しきい値は、複数の方法で設定することができる。いくつかの実施形態においては、低しきい値および高しきい値は所定の値であり（すなわち反復プロセス前に事前に決定される）、いくつかの実施形態においては、これらのしきい値は反復プロセスの前回の反復において設定され、いくつかの実施形態においては、一方のしきい値が所定の値であり、他方のしきい値が反復プロセスの前回の反復において設定される。いずれの場合も、最初の反復は、反復プロセスの前に事前に決定される２つのしきい値に基づく。本発明の発明者は、少なくとも最初においては（すなわち最初の反復においては）、最初のしきい値をおよそＦ_Ｕ（４０）とすることができ（本発明のさまざまな例示的な実施形態においてはＦ_Ｕ（４０）は約５．５Ｈｚである）、２番目のしきい値を、Ｆ_Ｕ（ＨＲ）の計算値とすることができる（ＨＲは各反復の前または反復時の被験者の心拍数）ことを見出した。

反復時に使用される所定の基準は、例えば、２つの計算の結果が類似している（例：互いの約４０％以内、３０％以内、または２５％以内である）こととすることができる。さらに、所定の基準は、２つの計算の差の方向に関連させることもできる。一般には、時間に関連するパラメータの場合、基準信号に基づいて計算されるパラメータの値が、フィルタ処理された信号に基づいて計算されるパラメータの値よりも高ければ上限が更新され、振幅に関連するパラメータの場合、基準信号に基づいて計算されるパラメータの値が、フィルタ処理された信号に基づいて計算されるパラメータの値よりも低ければ上限が更新される。勾配に関連するパラメータの場合、一般には、基準信号に基づいて計算されるパラメータの値が、フィルタ処理された信号に基づいて計算されるパラメータの値よりも高ければ、上限が更新される。

上記の基準の間の論理結合を基準として使用することもできる。例えば、ＡＮＤ論理結合を使用することができ、この場合、２つの計算の結果が類似しており、かつ、フィルタ処理された信号に従っての計算が異常な生理学的条件を示す一方で、基準信号に従っての計算が正常な生理学的条件を示す場合に、周波数上限を更新することができる。

本発明のいくつかの例示的な実施形態に適する、周波数上限を選択するための反復プロセスは、特許文献２４に記載されており、この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている。

以下では、本発明のいくつかの実施形態による、処理システム２８によって実行することのできる適切な信号の合成について説明する。以下の信号の合成それぞれは、前に詳しく説明したように、器官１８の血流動態を示す出力を生成するための基本操作として使用することができる。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、器官１８の各部分から得られる入力信号（例：信号３６，信号３８）を合成する。この合成は、線形合成または非線形合成とすることができる。例えば、信号３６をＳ_Ｒによって表し、信号３８をＳ_Ｌによって表すとき、システム２８は、以下の等式を使用して合成信号Ｓ_ＬＲを計算することができる。

式中、ｗ_Ｌおよびｗ_Ｒは所定の重みパラメータであり、α_Ｌおよびα_Ｒは所定の指数パラメータである。いくつかの実施形態においては、α_Ｌ＝α_Ｒ＝１であり、したがって式５は線形合成を表す。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、同相成分と直交成分（例：成分２４と成分２６）を合成する。例えば、信号２４をＩによって表し、信号２６をＱによって表すとき、システム２８は、次の等式を使用してハイブリッド信号Ｓ_ＩＱを計算することができる。

式中、ｗ_Ｉおよびｗ_Ｑは所定の重みパラメータであり、α_Ｉおよびα_Ｑは所定の指数パラメータである。いくつかの実施形態においては、α_Ｉ＝α_Ｑ＝１であり、したがって式６は線形合成を表す。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、各入力信号について、それぞれの同相成分とそれぞれの直交成分を合成する。例えば、第１の入力信号３６について、システム２８は、第１の同相成分４０と第１の直交成分４２とを合成することができ、第２の入力信号３８について、システム２８は、第２の同相成分４４と第２の直交成分４６とを合成することができる。

成分４０をＺ_ｉＲ、成分４２をＺ_ｒＲによって表すとき、システム２８は、次の等式を使用してハイブリッド信号Ｓ_ＣＲを計算することができる。

式中、ｗ_ｉＲおよびｗ_ｒＲは所定の重みパラメータであり、α_Ｒおよびβ_Ｒは所定の指数パラメータである。いくつかの実施形態においては、α_Ｒ＝β_Ｒ＝１であり、したがって式７は線形合成を表す。

成分４４をＺ_ｉＬ、成分４６をＺ_ｒＬによって表すとき、システム２８は、次の等式を使用してハイブリッド信号Ｓ_ＣＬを計算することができる。

式中、ｗ_ｉＬおよびｗ_ｒＬは所定の重みパラメータであり、α_Ｌおよびβ_Ｌは所定の指数パラメータである。いくつかの実施形態においては、α_Ｌ＝β_Ｌ＝１であり、したがって式８は線形合成を表す。

本発明のいくつかの実施形態においては、システム２８は、２つ以上のハイブリッド信号を合成するように構成されている。例えば、システム２８は、次の等式に従ってハイブリッド信号Ｓ_ＣＲとＳ_ＣＬを合成して、合成されたハイブリッド信号Ｓ_ＣＴを提供することができる。

式中、ｗ_ＣＲおよびｗ_ＣＬは所定の重みパラメータであり、γ_Ｒおよびγ_Ｌは所定の指数パラメータである。いくつかの実施形態においては、γ_Ｒ＝γ_Ｌ＝１であり、したがって式９は線形合成を表す。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、２つ以上の入力信号の同相成分を合成する。例えば、システム２８は、第１の同相成分４０と第２の同相成分４４とを合成することができる。成分４０，４４の上記の表記を使用するとき、システム２８は、次の等式を使用して、合成された同相信号Ｓ_ｉＴを計算することができる。

前述したようにα_Ｌおよびα_Ｒはいずれも１とすることができ、したがって式１０は線形合成を表す。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、２つ以上の入力信号の直交成分を合成する。例えば、システム２８は、次の等式を使用して、第１の直交成分４２と第２の直交成分４６とを合成し、合成された直交信号Ｓ_ｒＴを提供することができる。

指数パラメータがα_Ｌ＝α_Ｒ＝１を満たすとき、式１１は線形合成を表す。

Ｓ_ｉＴとＳ_ｒＴの合成も考えられる。この合成については数式を明示的に示さないが、例えば式９に関連して上述したように得ることができる。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、各入力信号について、位相成分および振幅成分を計算する。この計算は、上の式４を使用し、Ｚ_ｒを同相成分に、Ｚ_ｉを直交成分に置き換えることによって行うことができる。

例えば、第１の入力信号３６に対応する位相成分Ｚ_ＰＭＲと、第１の入力信号３６に対応する振幅成分Ｚ_ＡＭＲと、第２の入力信号３８に対応する位相成分Ｚ_ＰＭＬと、第２の入力信号３８に対応する振幅成分Ｚ_ＡＭＬとを、次のように計算することができる。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、各信号について位相成分と振幅成分の合成を計算する。例えば、式１２を使用して、２つの位相・振幅ハイブリッド信号を得ることができる。

式中、ｗ_ＡＭＬ、ｗ_ＰＭＬ、ｗ_ＡＭＲ、およびｗ_ＰＭＲは所定の重みパラメータであり、δ_Ｌ、ε_Ｌ、δ_Ｒ、およびε_Ｒは所定の指数パラメータである。指数パラメータがδ_Ｌ＝ε_Ｌ＝１を満たすとき、式１３は線形合成を表し、指数パラメータがδ_Ｒ＝ε_Ｒ＝１を満たすとき、式１４は線形合成を表す。

本発明のいくつかの実施形態においては、処理システム２８は、２つ以上の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号を合成する。例えば、合成された位相・振幅ハイブリッド信号Ｓ_ＰＴを次のように計算することができる。

式中、ｗ_ＰＲおよびｗ_ＰＬは所定の重みパラメータであり、κ_Ｒおよびκ_Ｌは所定の指数パラメータである。指数パラメータがκ_Ｒ＝κ_Ｌ＝１を満たすとき、式１５は線形合成を表す。

重みパラメータｗ_Ｌ、ｗ_Ｒ、ｗ_Ｉ、ｗ_Ｑ、ｗ_ｉＲ、ｗ_ｒＲ、ｗ_ｉＬ、ｗ_ｒＬ、ｗ_ＣＲ、ｗ_ＣＬ、ｗ_ｉＲ、ｗ_ｉＬ、ｗ_ｒＲ、ｗ_ｒＬ、ｗ_ＡＭＬ、ｗ_ＰＭＬ、ｗ_ＡＭＲ、ｗ_ＰＭＲ、ｗ_ＰＲ、およびｗ_ＰＬと、指数パラメータα_Ｌ、α_Ｒ、α_Ｉ、α_Ｑ、β_Ｒ、β_Ｌ、γ_Ｒ、γ_Ｌ、δ_Ｌ、ε_Ｌ、δ_Ｒ、ε_Ｒ、κ_Ｒ、およびκ_Ｌは、例えば較正曲線を使用して、監視する前に見つけることができる。重みパラメータの一般的な値としては、以下に限定されないが、０〜約１０の任意の値が挙げられ、指数パラメータの一般的な値としては、以下に限定されないが、０〜約１０の任意の値が挙げられる。

いくつかの実施形態においては、正規化係数（normalization factor）を使用する。正規化係数は、本発明の実施形態の任意の信号に含めることができ、例えば、式５〜式１５に記載されている信号、またはその導関数、またはそれらの曲線より下の領域である。本発明の実施形態に適する正規化係数ＮＦの代表的な例としては、次のＮＦが挙げられる（ただし以下に限定されない）。

式中、Ｚ_０は、各リード線ごと、または器官全体の基準インピーダンスであり、Ｗ_ＮＦは重みパラメータ、ａは指数パラメータである。パラメータＷ_ＮＦおよびａは、例えば較正曲線を使用して見つけることができる。パラメータＷ_ＮＦの一般的な値としては、以下に限定されないが、約５以下の正の数が挙げられ、指数パラメータａの一般的な値としては、以下に限定されないが、約−１０〜０の任意の数が挙げられる。

別の実施形態においては、正規化係数は、次の関係を使用して計算される。
式中、φは、各リード線ごと、または器官全体の電流の位相（単位：ラジアン）であり、ｃおよびｄは角度パラメータ、ｍおよびｎは乗算パラメータである。パラメータｃ、ｄ、ｍ、およびｎは、例えば較正曲線を使用して見つけることができる。パラメータｃおよびｄの一般的な値としては、以下に限定されないが、０〜約０．６ラジアンの任意の数が挙げられ、パラメータｍおよびｎの一般的な値としては、以下に限定されないが、−５〜約５ラジアンの任意の数が挙げられる。

本発明の実施形態の信号（例えば式５〜式１５に記載されている信号）のいずれにおいても、時間微分（例：一次時間微分）を計算することができる。時間微分は、数値的に計算することができる。例えば、任意の信号の時間依存性をＳ（ｔ）によって表すとき、一次時間微分ｄＳ（ｔ）は、次のように数値的に計算することができる。

本発明の実施形態の信号、例えば式５〜式１５に記載されている信号（その時間微分、特に一次時間微分を含む）のいずれも、器官の血流動態に関連する１つまたは複数の特性を評価する目的に使用することができる。本発明のいくつかの実施形態においては、特性は、合成された信号Ｓ_ＬＲ（例えば式５を参照）、合成されたハイブリッド信号Ｓ_ＣＴ（例えば式９を参照）、合成された位相・振幅ハイブリッド信号Ｓ_ＰＴ（例えば式１５を参照）からなる群から選択される少なくとも１つの信号に基づいて計算される。

特性が計算されると、システム２８は、計算された特性またはその時間微分に基づいて出力を生成することができる。出力は、グラフィカルな表現（例：時間の関数としての計算された特性）を含んでいることができる。

本発明の実施形態の与えられた信号において、器官の血流動態に関連する特性を、この技術分野において公知の任意の手法、例えば、以下に限定されないが、特許文献２０、特許文献２１、特許文献２２、特許文献２３、および特許文献２４に開示されている手法を使用して、計算することができ、これらの文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている。

本発明のいくつかの実施形態に従って計算することのできる特性の代表的な例としては、一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、およびこれらの任意の組合せが挙げられる。

例えば、ＶＥＴは、計算に使用される信号のパルスの形状から抽出することができる。本発明のいくつかの実施形態においては、遷移点がパルス上に識別され、そのような２点の間の時間間隔がＶＥＴとして定義される。例示的な手順が図７に示してあり、図７は、信号Ｓの１回の拍動とその一次微分ｄＳ／ｄｔの一般的な形状を時間の関数として示している。

信号Ｓは、本発明の実施形態の信号のいずれか（例：Ｓ_ＬＲ、Ｓ_ＣＴ、またはＳ_ＰＴ）とすることができ、オプションとして、前に詳しく説明したように、動的に変化するフィルタを適用した後であることが好ましい。

微分ｄＳ／ｄｔは、拍動中に２つのゼロＯ_１およびＯ_２を有し、ゼロの間の極大点Ｍ_１と、２番目のゼロの後ろの極小点Ｍ_２を有する。本発明のいくつかの実施形態においては、ＶＥＴは、最初のゼロＯ_１と、２番目のゼロＯ_２の後ろの最初の極小点Ｍ_２との間の期間（横座標値の差）として定義される。

別の例としては、一回拍出量ＳＶおよび心拍出量ＣＯが挙げられる。一回拍出量ＳＶは、ｄＳ／ｄｔと、特徴的な時間間隔Ｔと、オプションとして被験者の１つまたは複数の一般的な特徴（例えば、以下に限定されないが、被験者の体重、身長、年齢、ＢＭＩ、性別）とに基づいて計算することができる。本発明のいくつかの実施形態においては、時間間隔はＶＥＴである。ＳＶは、ｄＳ／ｄｔおよびＴに線形的に依存するものと想定することができ、例えば、ＳＶ＝ｃ_{ｓｕｂｊｅｃｔ}×Ｔ×ｄＳ／ｄｔであり、ｃ_{ｓｕｂｊｅｃｔ}は被験者の１つまたは複数の一般的な特徴に依存する定数である。しかしながら、ＳＶの計算において線形関係のみに本発明の範囲を制限することを意図するものではない。一般的には、ＳＶは、関係ＳＶ＝ｆ（ｄＳ／ｄｔ，Ｔ，ｃ_{ｓｕｂｊｅｃｔ}）に従って計算され、ｆは関数である（必ずしもｄＳ／ｄｔ、Ｔ、およびｃ_{ｓｕｂｊｅｃｔ}の線形関数ではない）。これに代えて、関数ｆはすべての被験者に共通とすることができ、この場合、ｆはｃ_{ｓｕｂｊｅｃｔ}に伴って変化しない。これらの実施形態においては、ＳＶは、関係ＳＶ＝ｃ_{ｓｕｂｊｅｃｔ}ｆ（ｄＳ／ｄｔ，Ｔ）またはＳＶ＝ｆ（ｄＳ／ｄｔ，Ｔ）に従って計算することができる。一回拍出量ＳＶの代表的な非線形式としては、以下が挙げられる（ただしこれに限定されない）。

式中、Ａｇｅは被験者の年齢（単位：年）、Ｗｅｉｇｈｔは被験者の体重（単位：Ｋｇ）、Ｈｅｉｇｈｔは被験者の身長（単位：ｃｍ）、ＶＥＴは心室駆出時間（単位：ｍｓ）、ｄＳ／ｄｔは、各信号の一次時間微分のデジタルの無次元表現である。パラメータｗ_１、ｗ_２、．．．、ｗ_６は重みパラメータであり、パラメータｐ_１、ｐ_２、．．．、ｐ_５は指数パラメータである。

重みパラメータｗ_１、ｗ_２、．．．、ｗ_６および指数パラメータｐ_１、ｐ_２、．．．、ｐ_５は、例えば較正曲線を使用して見つけることができる。重みパラメータｗ_１、ｗ_２、．．．、ｗ_６の一般的な値としては、以下に限定されないが、約１０^−１０〜約１０^２の任意の数が挙げられ、指数パラメータｐ_１、ｐ_２、．．．、ｐ_５の一般的な値としては、以下に限定されないが、−２〜約２の任意の数が挙げられる。

心拍出量ＣＯは、関係ＣＯ＝ＳＶ×ＨＲを使用して計算することができ、ＨＲは被験者の心拍数（単位の例：ＢＰＭ）である。

計算された心拍出量は、オプションとして、被験者の運動能力を推定する目的に使用することができる。一般的に、運動能力は心拍出量と相関関係がある。例えば、心拍出量が所定のしきい値を下回るときには、処理システム２８は、被験者の運動能力が低いものと推定することができ、心拍出量が所定のしきい値を上回るときには、本方法は、被験者の運動能力が高いものと推定することができる。本発明者らによると、運動時、正常な被験者の心拍出量は、うっ血性心不全（ＣＨＦ）患者の心拍出量よりも約３４％高いことが実証された。したがって、本発明の実施形態のシステムを使用して、被験者（特にうっ血性心不全の被験者）の状態の悪化を評価または判定することができる。

オプションとして、心肺運動負荷試験を行って、１つまたは複数の心肺運動負荷（ＣＰＸ）測度を得る。心拍出量を（１つまたは複数の）ＣＰＸ測度と組み合わせることができ、この組合せを使用して、運動能力を推定する、もしくは推定の質を評価する、またはその両方を行うことができる。例えば、最大心拍出量は、ＶＥ／ＶＣＯ_２勾配に反比例し、ＶＥは換気効率、ＶＣＯ_２は二酸化炭素生成率である。運動時の最大心拍出量とＶＥ／ＶＣＯ_２勾配との間の相関係数を計算することができ、この相関係数に基づいて、運動能力の推定の質を評価することができ、絶対値が大きい負の相関係数は、運動能力の推定の高い質に対応し、逆も成り立つ。

最大心拍出量は、酸素摂取効率勾配（ＯＵＥＳ）に正比例する。運動時の最大心拍出量とＯＵＥＳとの間の相関係数を計算することができ、この相関係数に基づいて、運動能力の推定の質を評価することができ、正の高い相関係数は、運動能力の推定の高い質に対応し、逆も成り立つ。

計算された心拍出量は、オプションとして、睡眠時無呼吸イベントを識別する目的に使用することができる。本発明者らは、終末呼気陽圧に応答する心拍出量を評価する実験を行った。特定の理論に縛られるものではないが、終末呼気陽圧が睡眠時無呼吸の代理となり得るものと想定され、なぜなら終末呼気陽圧は、集中治療室内の麻酔中の被験者において人工呼吸によって発生する正の胸圧（thoracic pressure）を生み出すためである。終末呼気陽圧における圧力の力学は、無呼吸時に観察されるものに類似する。

本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、２分未満の期間にわたり心拍出量が少なくとも３０％、より好ましくは少なくとも４０％、より好ましくは少なくとも５０％減少したとき、無呼吸イベントが識別される。いくつかの実施形態においては、例えば従来の非侵襲的なパルスオキシメータによって、動脈血酸素飽和度（ＳＰＯ_２）を監視する。これらの実施形態においては、減少の下側しきい値を使用することができる。例えば、計算された心拍出量が少なくとも２５％減少し、ＳＰＯ_２の値が大幅に（例えば４０％以上）低下したとき、無呼吸イベントを識別することができる。

オプションとして、被験者のヘモグロビン濃度を推定する、または入力として受信し、これを使用して血中酸素含有量を推定する。血中酸素含有量は、感度もしくは特異度またはその両方を改善する目的で、計算される心拍出量によって補うことができる。本発明のいくつかの実施形態においては、総酸素供給量（total oxygen delivery）を推定する。総酸素供給量は、心拍出量、酸化ヘモグロビン飽和度、およびヘモグロビン濃度を組み合わせることによって推定することができる。例えば、総酸素供給率（一般には毎分の酸素ｍＬを単位として表される）は、心拍出量に酸素含有量を乗じることによって推定することができる。

総酸素供給量が、基準値の割合として表すことのできる所定のしきい値を下回ったとき、システム１０は、眠っている被験者によって認識可能な目覚ましアラームを発生させることができる。

本発明の実施形態は、すでに睡眠時無呼吸と診断されておりＣＰＡＰ装置が処方されている被験者にも、使用することができる。具体的には、本発明の実施形態は、従来の治療（例：ＣＰＡＰ装置）の有効性を評価する目的で、従来の治療の補足として使用することができる。例えば、本発明の実施形態を使用して、脳や心臓、腎臓などの重要な器官に十分な酸素が供給されているか否かを判定することができる。たとえＣＰＡＰ装置によって肺に空気が送り込まれているときにも、心肺系から重要な組織への酸素供給は保証されない。例えば、心拍出量が大幅に低下すると、たとえＣＰＡＰ装置によって血中の酸素含有量が増加していても、酸素供給量が不十分になることがある。この場合、本発明のいくつかの実施形態によるシステムは、陽性気道圧を高めるように、もしくは、眠っている被験者によって認識可能な目覚まし信号を発生させるように、またはその両方を行うように、ＣＰＡＰ装置に伝えることができる。したがって、本発明のいくつかの実施形態によると、総酸素供給量が所定のしきい値を下回ったとき、システム１０は、圧力を高めるようにＣＰＡＰ装置を制御することができる。

計算される特性は、電気収縮解離の発症を予測する目的にも使用することができる。本発明者らによると、電気収縮解離が発生後に識別されるにすぎなかった従来の手法とは異なり、電気収縮解離の発症をあらかじめ予測できることが判明した。本発明の実施形態では、心臓の電気的活動を監視しながら心臓の機械的活動を定量的に推定することによって、電気収縮解離の発症を予測する。具体的には、本発明の実施形態によると、心臓の機械的活動を特徴付ける流量が１つの所定のしきい値よりも低く、その一方で、心臓の電気的活動を特徴付けるリズムが別の所定のしきい値を超えたままである場合、電気収縮解離が発症する可能性が高い。

したがって、本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、心電信号、例えば心電図（ＥＣＧ）信号、またはＥＣＧ信号と相関する信号を取得する。心電信号は、外部の信号源から取得する、または本発明の実施形態の信号から取り出すことができる。一般には、心電信号は、ＤＣ信号、または極めて低い周波数（１５０Ｈｚ未満）によって特徴付けられる信号を含んでいる。ＥＣＧ信号は、例えば、一般には０．１〜５ｍＶの振幅と０．０５〜１３０Ｈｚの周波数とによって特徴付けられる。

ＤＣ信号または極めて低い周波数の信号の取り出しは、本発明の実施形態の信号を受け取って高周波数（一般には無線周波数）成分をフィルタ処理により除去する適切な電子回路または電子装置を使用して行うことができる。このような電子回路は、この技術分野において公知である。例えば、帰還コンデンサや積分器型の電子回路を使用することにより、心電信号を取り出すことができる。オプションとして、この技術分野において公知であるように、電子回路によって心電信号を増幅することができる。

心臓の電気的活動は、心電信号に基づいて評価することができる。好ましくは（ただし必須ではない）、心電信号において１つまたは複数の反復パターンを識別し、識別されたパターンの反復率を測定する。例えば、心電信号がＥＣＧ信号であるとき、ＱＲＳ群を識別することができ、ＱＲＳレートは、例えばＲＲ間隔を測定してＲＲ間隔の逆数としてレートを定義することによって、測定することができる。

心臓の機械的活動は、計算される特性、好ましくは心拍出量、心指数、または一回拍出量（ただしこれらに限定されない）に基づいて評価することができる。

電気的活動および機械的活動が評価されると、処理システム２８は、所定の基準に従って、電気収縮解離（ＥＭＤ）または無脈性電気活動（ＰＥＡ）の発症を予測する。一般的には、電気的活動が所定のしきい値を上回り、かつ機械的活動が所定のしきい値を下回るとき、処理システム２８はＥＭＤまたはＰＥＡの発症を予測する。

例えば、計算される特性が心拍出量であるとき、機械的活動の所定のしきい値は、毎分約Ｘリットル（Ｘは約１〜約１．５の範囲内の数）とすることができる。これに代えて、被験者の基準の心拍出量を定義して、瞬間的な心拍出量と比較することができる。この実施形態においては、機械的活動の所定のしきい値を、基準値の７０％、６０％、または５０％として定義することができる。

計算される特性が心指数（被験者の身体の単位表面積あたりの心拍出量）であるときには、機械的活動の所定のしきい値は、１平方メートルあたり毎分約Ｙリットル（Ｙは約０．７５〜約１の範囲内の数）とすることができる。これに代えて、被験者の基準の心指数を定義して、瞬間的な心指数と比較することができ、機械的活動の所定のしきい値を、基準値の７０％、６０％、または５０％として定義することができる。

ＥＭＤを予測するのに適する基準のいくつかの代表例を以下に挙げる。ＥＭＤの発症は、心拍出量が少なくとも５０％減少し、電気的活動が少なくとも毎分６０回の脈拍数によって特徴付けられる場合に、予測することができる。さらに、ＥＭＤの発症は、約５分の期間にわたり心拍出量が毎分１リットル未満であり、電気的活動が少なくとも毎分４０サイクルのリズムによって特徴付けられる場合に、予測することができる。さらに、ＥＭＤの発症は、約５分の期間にわたり心指数が１平方メートルあたり毎分１リットル未満であり、電気的活動が少なくとも毎分４０サイクルのリズムによって特徴付けられる場合に、予測することができる。さらに、ＥＭＤの発症は、約５分の期間にわたり心指数が１平方メートルあたり毎分０．７５リットル未満であり、電気的活動が少なくとも毎分４０サイクルのリズムによって特徴付けられる場合に、予測することができる。

本発明のいくつかの実施形態によると、本発明の実施形態の信号の形状を使用して、被験者が敗血症を発症している可能性を計算することができる。

本発明のさまざまな例示的な実施形態においては、パルスの形状から敗血症指標を取り出し、敗血症指標に基づいて可能性を評価する。評価は、例えばしきい値との比較によって行うことができ、パルスの形状から得られた敗血症指標と、被験者が敗血症を発症している可能性が高いか否かを評価するための基準として使用できる所定のしきい値とを比較する。

本発明のいくつかの実施形態においては、敗血症指標は、得られた信号（例：Ｓ_ＬＲ、Ｓ_ＣＴ、またはＳ_ＰＴ）の時間微分と心室駆出時間との比である。

特定の理論に縛られるものではないが、本発明者らは、この比が、排出するための時間あたりの収縮性の相対的な挙動を反映することを認識した。したがって、この比は、後負荷圧（after load pressure）に対する心仕事量も反映する。高進心機能（hyperdynamic cardiac performance）（例えば敗血症性ショック、肝不全、肝硬変）の場合、心臓は、低い後負荷に対して比較的強い収縮力で収縮する。この結果として、比の値が高くなる。したがって、本発明のいくつかの実施形態によると、このような比を使用して、被験者が敗血症を発症している可能性を評価することができる。本発明者らは、実験を行い、この比を、敗血症の被験者と敗血症ではない被験者をスクリーニングするための識別子として使用できることを明らかにした。敗血症の被験者の場合、この比は一般的に高く、敗血症ではない被験者の場合、この比は一般的に低い。

上記の比を敗血症指標として使用するとき、オプションとして、この比を所定のしきい値と比較することが好ましく、所定のしきい値より高い比は、被験者が敗血症を発症している可能性が高いことを示し、所定のしきい値より低い比は、被験者が敗血症を発症している可能性が高くないことを示す。所定のしきい値の一般的な値は、約０．５〜約０．８、または約０．６〜約０．８（例：約０．７）である。本発明者らによると、このようなしきい値を使用することで、可能性は０．１未満（例：０．０５）のｐ値によって特徴付けられることが判明した。

オプションとして、レポートを発行することが好ましい。レポートは、評価された可能性と、オプションとしてその他のパラメータ、特に統計的パラメータ（例：特徴的なｐ値など）を含んでいることができる。

本発明の実施形態の信号は、別の目的にも使用することができ、このような目的としては、以下に限定されないが、例えば特許文献２５（この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている）に開示されているように、被験者の体細胞量、除脂肪量、体内総水分量のうちの少なくとも１つを予測する、あるいは、例えば特許文献２６（この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている）に開示されているように、被験者の身体部位における血液のヘマトクリット値を求める、あるいは、例えば特許文献２７（この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている）に開示されているように、被験者の水分補給状態を監視する、あるいは、例えば特許文献２８（この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている）に開示されているように、組織を識別する、あるいは、例えば特許文献２９（この文書の内容は参照によって本明細書に組み込まれている）に開示されているように、身体部位の周囲を計算する、が挙げられる。

本明細書では、語「約」は±１０％を意味する。

本明細書では、語「例示的な」は、「例または説明の役割を果たす」を意味する。「例示的な」と記載されている実施形態は、必ずしも他の実施形態よりも好ましい、または有利であるとは解釈されないものとし、他の実施形態の特徴を組み込むこともできる。

本明細書では、語「オプションとして」は、「いくつかの実施形態においては提供されるが、別の実施形態においては提供されない」を意味する。本発明のいかなる特定の実施形態も、複数の「オプションの」特徴を、そのような特徴が矛盾しない限り、含んでいることができる。

語「備えている」、「含んでいる」、「有する」、およびこれらの活用形は、「含んでおり、ただしそれらに限定されない」を意味する。

語「からなる」は、「含んでおり、それらに限定される」を意味する。

語「本質的に〜からなる」は、組成物、方法、または構造が、追加の成分、ステップ、または部分を含んでいることができるが、その場合の条件として、それら追加の成分、ステップ、または部分が、クレームに記載されている組成物、方法、または構造の基本的かつ新規の特徴を実質的に変化させない場合に限られることを意味する。

本明細書では、単数形（「ａ」、「ａｎ」および「ｔｈｅ」）は、文脈から明らかに複数形が除外される場合を除いて、複数形も含む。例えば、語「化合物」または「少なくとも１種類の化合物」は、複数種類の化合物（その混合物を含む）を含んでいることができる。

本出願の全体を通じて、本発明のさまざまな実施形態は、範囲形式で提示されていることがある。範囲形式での記述は、便宜上および簡潔さのみを目的としており、本発明の範囲を固定的に制限するようには解釈されないものとする。したがって、範囲の記述には、具体的に開示されている可能な部分範囲すべてと、その範囲内の個々の数値とが含まれるものとみなされたい。例えば、１〜６などの範囲の記述には、具体的に開示された部分範囲（例えば、１〜３、１〜４、１〜５、２〜４、２〜６、３〜６など）と、この範囲内の個々の数（例えば１、２、３、４、５、および６）とが含まれるものとみなされたい。このことは、範囲の広さにかかわらずあてはまる。

本明細書中に数値範囲が示されているときには、示された範囲内の任意の該当する数値（分数または整数）が含まれるものとする。第１の指示数と第２の指示数「との間の範囲」、および、第１の指示数「から」第２の指示数「までの範囲」という表現は、本明細書においては互換的に使用され、第１の指示数および第２の指示数と、それらの間のすべての分数および整数を含むものとする。

明確さを目的として、個別の実施形態の文脈の中で説明されている本発明の複数の特徴は、１つの実施形態の中に組み合わせて設けることもできることを理解されたい。逆に、簡潔さを目的として、１つの実施形態の文脈の中で説明されている本発明のさまざまな特徴は、個別に設ける、または適切な部分的組合せとして設ける、または本発明の任意の他の説明されている実施形態において適切に設けることもできる。さまざまな実施形態の文脈の中で説明されている特徴は、実施形態がそれらの要素なしでは動作・機能しない場合を除いて、それらの実施形態の本質的な特徴とはみなさないものとする。

上に説明されており、特許請求の範囲に請求されている本発明のさまざまな実施形態および態様は、以下の例において実験的に裏付けられる。

＜例＞
以下の例を参照する。これらの例は上の説明と合わせて、本発明のいくつかの実施形態を説明する（ただし本発明はこれらの例に制限されない）。

＜プロトタイプシステム＞
本発明のいくつかの実施形態に従って、プロトタイプシステムを構築した。このシステムに含まれている回路は、出力信号を生成して送信し、入力信号を受信して復調する。この回路は図８に示してある。

プロトタイプシステムは、左右の送信器（lead transmitter）と、胸部インピーダンスを検出する２つのＩ／Ｑ検出器とを含んでいる。電流源からバラン回路を介して、低電流の正弦波信号を左側リード線および右側リード線に個別に送信した（Ｔ_ｘＬおよびＴ_ｘＲ）。信号は、皮膚に取り付けられた専用の送信電極を介して胸部に送信した。

各リード線から受信される変調された信号（Ｒ_ｘＬおよびＲ_ｘＲ）を、約５０Ｈｚの遮断周波数を有する高域通過フィルタを使用してフィルタ処理した後、それぞれ、（ｉ）Ｔ_ｘＬおよびＴ_ｘＲと、（ｉｉ）π／２だけシフトさせた後のＴ_ｘＬおよびＴ_ｘＲとを、並列に乗算した。こうして得られた各リード線からの２つの乗算信号を帯域通過フィルタに通した。フィルタの上側遮断周波数は、同相信号および直交信号が得られるように選択し、下側遮断周波数は呼吸が排除されるように選択し、結果として、左右の同相成分（それぞれＩ＿Ｌ，Ｉ＿Ｒ）および左右の直交成分（それぞれＱ＿Ｌ，Ｑ＿Ｒ）を得た。帯域通過フィルタの下側遮断周波数は０．８Ｈｚ、上側遮断周波数は９Ｈｚであった。次に、これら４つの信号を、デジタルプロセッサ（図示していない）でさらに処理できるように、アナログ−デジタルコンバータによって５００Ｈｚのサンプリングレートにおいてサンプリングした。

＜動物実験＞
実験には、体重５５ｋｇの２匹のブタと、体重９Ｋｇの２匹のビーグル犬を使用した。

ブタには、超音波流量プローブを上行大動脈に調整し、イヌには、電磁流量プローブを上行大動脈に調整した。いずれの装置も、左心室から大動脈への流れを測定するときの標準的な方法と考えられる。

さらに、左心室内の圧力および容積を測定するため、Ｆｒ微圧計を先端のスタブを介して（via a stab in the apex）左心室に挿入し、巾着縫合によって固定した。

本発明の実施形態の胸部インピーダンスベースの複数の異なる信号を検出するため、胸部付近に４つのセンサを配置した。実験装置の準備を行った後、侵襲的な標準方法と比較したときの本システムの挙動を試験するために使用される、血流動態の鋭く大きな変動を生み出すことを目的として、さまざまな薬学的処置および手術を行った。

以下の処置を行った。
（ｉ） 基準となる定常状態の血流動態データを１０分間記録した。
（ｉｉ） 静脈内輸液の注入：血液量およびＣＯを増大させるため、生理食塩水５００ｃｃ／２００ｃｃ（それぞれブタ／イヌ）を１０分間かけて注入した。
（ｉｉｉ） ＰＥＥＰ試験：ＣＯを低下させる目的で、終末呼気陽圧（ＰＥＥＰ）を１０〜１５ｃｍＨ_２Ｏの範囲内まで高めた。ＰＥＥＰ試験は、ＣＯを急激に低下させるための一般に認識されている方法であり、この生理学的メカニズムが機能するのは、より高い陽圧環境を胸部に形成することで、心臓に戻る静脈血流が減少するためである。
（ｉｖ） ブタにドブタミン、イヌにフェニレフリンを注入：ドブタミン／フェニレフリンは、すぐに効果が出て作用時間の短い心臓刺激剤であり、一般的には投与前の２倍のレベルまでＣＯを徐々に高める。５〜１０分後に注入を停止した。
（ｖ） エスモロールの注入：エスモロールはすぐに効果が出て作用時間の短いβ遮断薬であり、ドブタミン／フェニレフリンの効果を無効にし、ＣＯを急速に減少させる。
（ｖｉ） オレイン酸の注入：６０分間にわたりオレイン酸を注入して肺水腫を形成し、結果として血流が減少して右心不全となった。
（ｖｉｉ） 安楽死と組織の採取：飽和塩化カリウム溶液を心臓に注入し、瞬間的に心臓を停止させた。大動脈流値のオフセット（ｏｆｆｓｅｔ）を記録した。

＜結果＞
図９Ａは、微圧計によって導かれた左心室の容積信号（単位：ｍｌ）（青）（ＥＣＧ信号（黒）に同期している）を、時間（単位：秒）の関数として示している。ＥＣＧは、適切に表示されるようにスケーリング処理してある。

図９Ｂは、ＥＣＧ信号（黒）と同期したＳ_ＣＴ（ｔ）信号（単位：ｍｌ）（赤）を示している。Ｓ_ＣＴ（ｔ）信号およびＥＣＧ信号のいずれも、適切に表示されるようにスケーリング処理してある。

図９Ａおよび図９Ｂが示すように、本発明の実施形態の信号Ｓ_ＣＴ（ｔ）は、心臓の心室内の血液の体積と良好に相関している。

図１０は、超音波流量プローブによって導かれた左心室流量信号（青）（ＥＣＧ信号（赤）に同期している）を、時間（単位：秒）の関数として示している。さらに、図１０は、本発明の実施形態のｄＳ_ＣＴ（ｔ）信号（黒）を示している。ｄＳ_ＣＴ（ｔ）信号およびＥＣＧ信号のいずれも、適切に表示されるようにスケーリング処理してある。

図１０が示すように、信号ｄＳ_ＣＴ（ｔ）の正の曲線の下の領域は、左心室から大動脈への血流と良好に相関している。

図１１は、ドブタミンの注入中に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（青）と、本発明の実施形態のｄＳ_ＣＴ（ｔ）信号によって導かれた平均心拍出量（赤）を、時間（単位：秒）の関数として示している。

図１１が示すように、本発明の実施形態の信号ｄＳ_ＣＴ（ｔ）は、血流動態の挙動と高い精度で相関している。

図１２Ａは、ドブタミンの注入が終了した後に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（青）と、本発明の実施形態の信号ｄＳ_ＣＬ（ｔ）によって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（黒）を、心拍数の関数として示している。信号ｄＳ_ＣＬ（ｔ）はスケーリング処理されている。

図１２Ｂは、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（青）と、本発明の実施形態の信号ｄＳ_ＣＲ（ｔ）によって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（黒）を、心拍数の関数として示している。信号ｄＳ_ＣＲ（ｔ）は、スケーリング処理されており、図１２Ａと同じ時間枠に提示してある。左側のリード線は、右側のリード線と比較して、基準信号とのより高い相関を示した。

図１３Ａは、重度の水腫の進行中に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（青）と、本発明の実施形態の信号ｄＳ_ＣＲ（ｔ）によって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（黒）を、心拍数の関数として示している。信号ｄＳ_ＣＲ（ｔ）は、スケーリング処理されている。

図１３Ｂは、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（青）と、本発明の実施形態の信号ｄＳ_ＣＬ（ｔ）によって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（黒）を、心拍数の関数として示している。信号ｄＳ_ＣＬ（ｔ）は、スケーリング処理されており、図１３Ａと同じ時間枠に提示してある。右側のリード線は、左側のリード線と比較して、基準信号とのより高い相関を示した。

この例が示すように、薬剤の注入によって引き起こされて本発明の実施形態の実験システムによって捕捉される血流動態の傾向は、Ｓ_ＣＬ（ｔ）において標準方法と良好に相関し（図１２Ａおよび図１２Ｂを参照）、流体の負荷または呼吸の負荷（fluid challenge or respiratory challenged）によって引き起こされる血流動態の傾向は、Ｓ_ＣＲ（ｔ）において高い相関を示した（図１３Ａおよび図１３Ｂを参照）。

これらの発見は、生理学的反応によって説明することができ、容積および呼吸の負荷が最初に右心に影響を与えた後、血液は肺循環を通過してから左循環系（left circulation）を流れ続ける。これに対して、血管作用性の薬剤は末梢動脈循環に影響を与える、または、心臓自体が、左心出力において最初に症状が現れる。

図１４は、５００ｃｃの流体ボーラスの注入時に、大動脈の超音波流量プローブによって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（青）と、本発明の実施形態の信号ｄＳ_ＰＴ（ｔ）によって導かれた平均心拍出量（単位：リットル／分）（黒）を、心拍数の関数として示している。信号ｄＳ_ＰＴ（ｔ）はスケーリング処理されている。図１４が示すように、信号Ｓ_ＰＴ（ｔ）は基準信号の心拍出量と相関している。

ここまで、本発明について、その特定の実施形態に基づいて説明してきたが、当業者には、数多くの代替形態、修正形態、および変形形態が明らかであろう。したがって、添付の請求項の概念および広範な範囲に含まれるそのような代替形態、修正形態、および変形形態は、すべて本発明に包含されるものとする。

本明細書に記載されているすべての刊行物、特許、および特許出願は、これら個々の刊行物、特許、および特許出願それぞれが、参照によって本明細書に組み込まれることを明示的かつ個別に示されている場合と同じように、それぞれの内容全体が参照によって本明細書に組み込まれている。さらには、本出願において参考文献が引用または特定されていることは、そのような参考文献が本発明の従来技術として利用可能であることを認めるものとして解釈されない。セクションの見出しが使用されている場合、それらの見出しは必ずしも本発明を制限するものとして解釈されない。

［関連出願］
本出願は、米国仮特許出願第６１／５１１，１６３号（出願日：２０１１年７月２５日）の優先権を主張し、この文書の内容はその全体が参照によって本明細書に組み込まれている。

Claims (57)

1. 被験者の血流動態を監視するシステムであって、
   少なくとも出力電気信号を提供し、前記被験者の器官に前記出力信号を送信するように構成されている信号生成システムと、
   前記出力電気信号に応えて前記器官から検出される入力電気信号を受信し、前記入力信号を前記出力信号を使用して変調し、前記入力信号の同相成分および直交成分を提供するように構成されている復調システムと、
   前記同相成分および前記直交成分に基づいて前記血流動態を監視するように構成されている処理システムと、
   を備えている、システム。
2. 前記処理システムが、前記同相成分と前記直交成分を合成することでハイブリッド信号を生成するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記ハイブリッド信号に基づく、請求項１に記載のシステム。
3. 前記ハイブリッド信号が、前記成分の線形合成である、請求項２に記載のシステム。
4. 前記ハイブリッド信号が、前記成分の非線形合成である、請求項２に記載のシステム。
5. 前記信号生成システムが、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を提供し、前記出力信号それぞれを前記器官の個別の部分に送信するように構成されており、
   前記復調システムが、それぞれの出力電気信号に応えて前記器官の各部分から検出される入力電気信号を受信し、前記信号を変調して、前記入力信号それぞれの同相成分および直交成分を提供するように構成されている、
   請求項１に記載のシステム。
6. 前記第１の出力電気信号および前記第２の出力電気信号が従属電気信号である、請求項５に記載のシステム。
7. 前記第１の出力電気信号および前記第２の出力電気信号が独立電気信号である、請求項５に記載のシステム。
8. 前記処理システムが、各入力信号について、それぞれの同相成分とそれぞれの直交成分を合成することで、前記入力信号に対応するハイブリッド信号を生成するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記ハイブリッド信号に基づく、請求項５から請求項７のいずれかに記載のシステム。
9. 前記処理システムが、前記ハイブリッド信号を合成することで、合成されたハイブリッド信号を提供するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成されたハイブリッド信号に基づく、請求項８に記載のシステム。
10. 前記処理システムが、一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの特性を、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて評価するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
11. 前記処理システムが、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、前記被験者の運動能力を推定するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
12. 前記処理システムが、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、睡眠時無呼吸イベントを識別するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
13. 前記処理システムが、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、前記被験者が敗血症を発症している可能性を評価するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
14. 前記処理システムが、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、電気収縮解離の発症を予測するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
15. 前記処理システムが、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、血液のヘマトクリットを評価するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
16. 前記処理システムが、第１の入力信号の同相成分と第２の入力信号の同相成分を合成して、合成された同相信号を提供するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された同相信号に基づく、請求項５から請求項９のいずれかに記載のシステム。
17. 前記処理システムが、第１の入力信号の直交成分と第２の入力信号の直交成分を合成して、合成された直交信号を提供するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された直交信号に基づく、請求項５から請求項１６のいずれかに記載のシステム。
18. 前記処理システムが、各入力信号について、位相成分と、振幅成分と、前記位相成分と前記振幅成分の合成として定義される位相・振幅ハイブリッド信号とを、計算するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成に基づく、請求項５から請求項１７のいずれかに記載のシステム。
19. 前記処理システムが、第１の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号と、第２の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号を合成することで、合成された位相・振幅ハイブリッド信号を提供するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づく、請求項１８に記載のシステム。
20. 前記処理システムが、一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの特性を、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて評価するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
21. 前記処理システムが、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、前記被験者の運動能力を推定するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
22. 前記処理システムが、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、睡眠時無呼吸イベントを識別するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
23. 前記処理システムが、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、前記被験者が敗血症を発症している可能性を評価するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
24. 前記処理システムが、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、電気収縮解離の発症を予測するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
25. 前記処理システムが、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、血液のヘマトクリットを評価するように構成されている、請求項１９に記載のシステム。
26. 被験者の血流動態を監視する方法であって、
    少なくとも出力電気信号を生成し、前記被験者の器官に前記出力信号を送信するステップと、
    前記出力電気信号に応えて前記器官からの入力電気信号を検出するステップと、
    前記入力信号を前記出力信号を使用して変調し、前記入力信号の同相成分および直交成分を提供するステップと、
    前記同相成分および前記直交成分に基づいて前記血流動態を監視するステップと、
    を含んでいる、方法。
27. 前記同相成分と前記直交成分を合成してハイブリッド信号を生成するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記ハイブリッド信号に基づく、
    請求項２６に記載の方法。
28. 前記ハイブリッド信号が、前記成分の線形合成である、請求項２７に記載の方法。
29. 前記ハイブリッド信号が、前記成分の非線形合成である、請求項２７に記載の方法。
30. 前記生成および前記送信が、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を提供し、前記出力信号それぞれを前記器官の個別の部分に送信するステップを含んでおり、
    前記検出が、それぞれの出力電気信号に応えて前記器官の各部分からの入力電気信号を検出するステップを含んでおり、
    前記変調が、各入力信号を変調して入力信号の同相成分および直交成分を提供するステップを含んでいる、
    請求項２６に記載の方法。
31. 各入力信号について、それぞれの同相成分とそれぞれの直交成分を合成して、前記入力信号に対応するハイブリッド信号を生成するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記ハイブリッド信号に基づく、
    請求項３０に記載の方法。
32. 前記ハイブリッド信号を合成して、合成されたハイブリッド信号を提供するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成されたハイブリッド信号に基づく、
    請求項３１に記載の方法。
33. 一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの特性を、前記合成されたハイブリッド信号に基づいて評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項３２に記載の方法。
34. 前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、前記被験者の運動能力を推定するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項３２に記載の方法。
35. 前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、睡眠時無呼吸イベントを識別するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項３２に記載の方法。
36. 前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、前記被験者が敗血症を発症している可能性を評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項３２に記載の方法。
37. 前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、電気収縮解離の発症を予測するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項３２に記載の方法。
38. 前記合成されたハイブリッド信号に基づいて、血液のヘマトクリットを評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項３２に記載の方法。
39. 第１の入力信号の同相成分と第２の入力信号の同相成分を合成して、合成された同相信号を提供するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された同相信号に基づく、
    請求項３０から請求項３２のいずれかに記載の方法。
40. 第１の入力信号の直交成分と第２の入力信号の直交成分を合成して、合成された直交信号を提供するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された直交信号に基づく、
    請求項３０から請求項３９のいずれかに記載の方法。
41. 各入力信号について、位相成分と、振幅成分と、前記位相成分と前記振幅成分の合成として定義される位相・振幅ハイブリッド信号とを、計算するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成に基づく、
    請求項３０から請求項４０のいずれかに記載の方法。
42. 第１の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号と、第２の入力信号に対応する位相・振幅ハイブリッド信号を合成して、合成された位相・振幅ハイブリッド信号を提供するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づく、
    請求項４１に記載の方法。
43. 一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの電気的特性を、前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項４２に記載の方法。
44. 前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、前記被験者の運動能力を推定するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項４２に記載の方法。
45. 前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、睡眠時無呼吸イベントを識別するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項４２に記載の方法。
46. 前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、前記被験者が敗血症を発症している可能性を評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項４２に記載の方法。
47. 前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、電気収縮解離の発症を予測するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項４２に記載の方法。
48. 前記合成された位相・振幅ハイブリッド信号に基づいて、血液のヘマトクリットを評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項４２に記載の方法。
49. 被験者の血流動態を監視するシステムであって、第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を提供し、前記出力信号それぞれを前記被験者の器官の個別の部分に送信するように構成されている信号生成システムと、
    それぞれの出力電気信号に応えて前記器官の各部分から検出される入力電気信号を受信し、前記入力電気信号に基づいて前記血流動態を監視するように構成されている処理システムと、
    を備えている、システム。
50. 前記処理システムが、前記入力信号を合成することで、合成された信号を提供するように構成されており、前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された信号に基づく、請求項４９に記載のシステム。
51. 前記処理システムが、一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの電気的特性を、前記合成された信号に基づいて評価するように構成されている、請求項５０に記載のシステム。
52. 被験者の血流動態を監視する方法であって、
    第１の出力電気信号および第２の出力電気信号を生成し、前記出力信号それぞれを前記被験者の器官の個別の部分に送信するステップと、
    それぞれの出力電気信号に応えて前記器官の各部分からの入力電気信号を検出するステップと、
    前記入力電気信号に基づいて前記血流動態を監視するステップと、
    を含んでいる、方法。
53. 前記入力信号を合成して、合成された信号を提供するステップ、
    をさらに含んでおり、
    前記監視が、少なくとも部分的に、前記合成された信号に基づく、
    請求項５２に記載の方法。
54. 一回拍出量（ＳＶ）、心拍出量（ＣＯ）、心室駆出時間（ＶＥＴ）、心指数（ＣＩ）、胸部体液容量（ＴＦＣ）、総抹消血管抵抗指数（ＴＰＲＩ）、血管コンプライアンス、からなる群から選択される少なくとも１つの電気的特性を、前記合成された信号に基づいて評価するステップ、
    をさらに含んでいる、請求項５２または請求項５３に記載の方法。
55. 前記合成が線形合成である、請求項５０、請求項５１、請求項５３または請求項５４のいずれかに記載のシステムまたは方法。
56. 前記合成が非線形合成である、請求項５０、請求項５１、請求項５３または請求項５４のいずれかに記載のシステムまたは方法。
57. 前記被験者の運動能力を推定する、睡眠時無呼吸イベントを識別する、前記被験者が敗血症を発症している可能性を評価する、血液のヘマトクリットを評価する、および、電気収縮解離の発症を予測する、のうちの少なくとも１つを目的として、前記合成された信号が使用される、請求項５０、請求項５１、請求項５３または請求項５４のいずれかに記載のシステムまたは方法。