JP7346753B2 - 統合されたｅｋｇ及びｐｐｇセンサを用いたインテリジェントパルス平均化を使用して動脈内液量を評価するシステム及び方法 - Google Patents

Description

関連出願
本出願は、２０２０年４月１４日に出願された「ＰＵＬＳＥ ＷＡＶＥ ＴＲＡＮＳＩＴ ＴＩＭＥ（ＰＷＴＴ）ＭＥＡＳＵＲＥＭＥＮＴ ＳＹＳＴＥＭ ＵＳＩＮＧ ＩＮＴＥＧＲＡＴＥＤ ＥＫＧ ＡＮＤ ＰＰＧ ＳＥＮＳＯＲＳ」と題する米国仮特許出願第６３／００９，４７０号、２０２０年８月１８日に出願された「ＳＹＳＴＥＭ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＥＤ ＭＥＡＳＵＲＥＭＥＮＴ ＯＦ ＯＸＹＧＥＮ ＳＡＴＵＲＡＴＩＯＮ，ＮＯＮ－ＩＮＶＡＳＩＶＥ ＤＥＴＥＣＴＩＯＮ ＯＦ ＶＥＮＯＵＳ ＡＮＤ ＡＲＴＥＲＩＡＬ ＰＵＬＳＥ ＷＡＶＥＦＯＲＭＳ，ＡＳ ＷＥＬＬ ＡＳ ＤＥＴＥＣＴＩＯＮ ＯＦ ＣＡＲＢＯＸＹＨＥＭＯＧＬＯＢＩＮ，ＨＹＰＥＲＴＲＯＰＨＩＣ ＣＡＲＤＩＯＭＹＯＰＡＴＨＹ ＡＮＤ ＯＴＨＥＲ ＣＡＲＤＩＡＣ ＣＯＮＤＩＴＩＯＮＳ」と題する米国仮特許出願第６３／０６７，１４７号、２０２０年１２月２８日に出願された「ＳＹＳＴＥＭＳ ＦＯＲ ＳＹＮＣＨＲＯＮＩＺＩＮＧ ＤＩＦＦＥＲＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥＳ ＴＯ Ａ ＣＡＲＤＩＡＣ ＣＹＣＬＥ ＡＮＤ ＦＯＲ ＧＥＮＥＲＡＴＩＮＧ ＰＵＬＳＥ ＷＡＶＥＦＯＲＭＳ ＦＲＯＭ ＳＹＮＣＨＲＯＮＩＺＥＤ ＥＣＧ ＡＮＤ ＰＰＧ ＳＹＳＴＥＭＳ」と題する米国特許出願第１７／１３５，９３６号に対する優先権を主張し、それらの開示全体は、あらゆる目的のために全体として参照により本明細書に組み込まれる。

本システムは、心電図（ＥＫＧ）及びフォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）感知システムを組み合わせて使用する心臓感知システムに関する。

臨床的問題の簡単な説明：
最適な水分補給は、所与の患者の心機能のコンテキスト内でのみ意味をなす。この最適に機能することには多くの態様があり、それらの多くは付録Ａに詳述されている。完全な説明はここで必要な背景の範囲を超えているが、本質的な問題は、輸液をいつ選択するかを臨床的に評価することがしばしば困難であるということである。肺と腎臓の２つの器官系は、最適に機能するための要件が異なっている。余分な水分があると肺はうまく動かず、動脈の流れが遅くなると腎臓はうまく動かない。追加的に、不十分な供給による急性腎不全の死亡率は、過剰な液による急性肺不全の死亡率を上回る。状況を大幅に単純化すると、組織への栄養素の流れを維持し、組織から老廃物を除去するために必要な十分な血管内液を維持しながら、肺を「乾いた」状態に維持し、腎臓を「湿った」状態に維持しなければならない。

誤った管理のコストは高くなる。年間２５０万～６５０万件の急性院内急性腎障害（ＡＫＩ）があり、死亡率は最大２０％上り、入院患者のＡＫＩの１件当たり約７，５００ドルが追加される。ＩＣＵのケースでは、死亡率とコストがはるかに高くなる。これらのケースの何パーセントが回避可能であり得るかは不明であるが、マサチューセッツ州ニュートンセンターのＣｈｅｅｔａｈ Ｍｅｄｉｃａｌによって作製された新しいＣｈｅｅｔａｈ Ｎｉｃｏｍ（登録商標）システムで行われた最近の研究は、多くが回避可能であることを示唆している（死亡率の減少は報告されていないが、病院への投資利益率が非侵襲的モニタリングに費やされる１ドルに対して３ドル超であった）。ハンドヘルドで安価で使いやすく、動脈内量を評価するためのポイントオブケアソリューション、及び液を投与するか又は除去するかは、困難な液管理状況に直面している臨床医に多大な利益を提供する。

現在、世界のヘルスケアコミュニティは、２０２０年１月頃に始まったＣｏｖｉｄ－１９疾患の世界的なパンデミックと２年以上にわたって戦ってきた。多くの病院管理者や医療従事者は、典型的なＩＣＵのＥＫＧ及び心エコー検査マシンを含む複雑で高価な従来の医療機器が、平時には価値があるものの、パンデミック中の過負荷の病院ＩＣＵの急速なテンポにはあまり好適ではないことを学習した。その機器の高コストは、ユビキタスが当たり前のときの可用性を制限し、複雑さにより、人員が不足しているときにつらく時間のかかるクリーニングレジメンの付随する負担を伴う。特に、進行期のＣｏｖｉｄ患者は頻脈を呈することが多く、心エコー検査の診断値を制限する。

本明細書で十分に示されるように、本システムはそれほど損なわれていない。特に、本明細書に提示される好ましい実施形態は、臨床的に有用な患者情報を提供し、比較的低コストで、迅速かつ簡単に使用でき、患者のアプリケーション間で簡単にクリーニングできるという追加の利点を伴う。したがって、パンデミック治療環境の課題に好適である。

好ましい態様では、このシステムは、好ましいシステムで動脈内液量を評価し、（ａ）人の皮膚に接して配置可能なデバイスと、（ｂ）光の複数の波長で人のＰＰＧ信号を測定するためのデバイスに装着された少なくとも１つのＰＰＧセンサと、（ｃ）人のＥＫＧ信号を測定するための複数の電極と、（ｄ）ＰＰＧ信号及びＥＫＧ信号を受信及び分析するためのコンピュータロジックシステムと、を備え、コンピュータロジックシステムは、（ｉ）ＥＫＧ信号において心周期を識別するためのシステムと、（ｉｉ）識別された心周期における特徴に基づいて、ＰＰＧ信号を一連のＰＰＧ信号セグメントにセグメント化するためのシステムと、（ｉｉｉ）（ａ）前のＲからＲまでの心周期及び（ｂ）前の前のＲからＲまでの心周期の持続時間に基づいて、ＰＰＧ信号セグメントを複数のビンにソートするためのシステムと、（ｉｖ）複数のビンの各々について合成信号を生成するためのシステムと、（ｖ）前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された合成信号を、前の前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された合成信号と比較することによって、人の相対的な水分補給レベルを測定するためのシステムと、を更に備える。

更に好ましい態様では、前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された合成信号を、前の前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された合成信号と比較することが、前のＲからＲまでの関数として動脈パルス形状で左心室拍出量を表す第１の線をプロットすることであって、第１の線が、前のＲからＲまでの心周期から生成された合成信号の値に基づく、プロットすることと、前の前のＲからＲまでの関数として動脈ヘモグロビン酸素飽和度で静脈還流を表す第２の線をプロットすることであって、第２の線が、前の前のＲからＲまでの心周期から生成された合成信号に基づく、プロットすることと、次いで、第１の線と第２の線の交点を人の相対的な水分補給レベルのメトリクスとして判定することとによって行われ得る。単純な線プロットに加えて、前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された合成信号を、前の前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された合成信号と比較することが、前のＲからＲまでの関数として動脈パルス形状で左心室拍出量を表す第１の関係を計算することであって、第１の関係が、前のＲからＲまでの心周期から生成された合成信号の値に基づく、計算することと、前の前のＲからＲまでの関数として動脈ヘモグロビン酸素飽和度で静脈還流を表す第２の関係を計算することであって、第２の関係が、前の前のＲからＲまでの心周期から生成された合成信号に基づく、計算することと、第１の関係と第２の関係を人の相対的な水分補給レベルのメトリクスとして比較することとによって行われ得る。

好ましい態様では、本システムが、光の赤外波長で測定された合成信号の曲線下面積に動脈内液量を相関させることによって、光の赤外波長で測定された合成信号の形状の変化を検出することによって人の水分補給レベルを測定する。

好ましい態様では、各ビンに対して合成信号を生成するためのシステムが、ビン内のＰＰＧ信号セグメントを合計又は平均するためのシステムを備え、合成信号が、合成信号自体によって正規化された合成信号の導関数である合成信号プライムオーバ信号（ＳＰＯＳ）を生成するために使用される。

本明細書で例示される様々な好ましい物理的実施形態では、本システムは、ハンドヘルドデバイスであり、少なくとも１つのＰＰＧセンサがハンドヘルドデバイス上に装着され、複数の電極ワイヤがハンドヘルドデバイスから延びるか、又はハンドヘルドデバイス上に装着されている。代替的に、本システムは、人の胸又は肢の周りに配設されたストラップ又はバンド内に配置され得、少なくとも１つのＰＰＧセンサ及び複数の電極が、ストラップ又はバンド内に配設されている。代替的に、本システムは、パッチ内に配設され得、少なくとも１つのＰＰＧセンサ及び複数の電極のうちの少なくとも１つがパッチ内に配置されている。

システムはまた、データ送信のために提供されている。合成信号の計算から異常なＰＰＧ信号セグメントを反復的に除去するためのさらなるシステムが提供されている。

本システムは、動脈内液の状態に関する情報を提供する。このような知識により、臨床医はいつ液を与えるか、又はいつ除去するかを知ることが可能になる。肝心なのは、図１のシステムの最上位の流れ図に示される分析であり、動脈酸素飽和率依存性１０１及び動脈形状依存性１０２をもたらす。具体的には、動脈ＰＰＧパルス形状と前のパルスＥＫＧ ＲからＲまでの持続時間との間の関係を説明する線／関係、及び動脈ヘモグロビン酸素飽飽和率と前の前のパルスＥＫＧ ＲからＲまでの持続時間との間の関係を説明する線／関係が最初に判定される。これらの２つの関係は、図２のように心血管状態の評価を可能にする。図２は、水分補給（ＩＶ液又は下肢からの液のモビリゼーションのいずれか）の負荷の前及び後に、代用フランク・スターリング曲線上に位置する位置をもたらすシステムの最上位の流れ図を示す。曲線２０３は、流体負荷で曲線２０４まで左に移動し、曲線２０５は、流体負荷の結果として２０６まで右に移動する。２０１での「Ｘ」は、曲線２０３と２０５の交点のグラフ上で負荷の前の位置であることに留意する。２０２での「Ｘ」は、曲線２０４と２０６の交点のグラフ上で負荷の後の位置であることに留意する。重要な洞察は、水分補給の試行の結果としての点２０１から２０２への上方への移動が、水分補給に対する動脈内量の有益な反応を表すということである。

本明細書で記載されるように、本システムは、心電図法（ＥＫＧ）信号と光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）信号とを組み合わせて使用する。（ＰＰＧは、一般に酸素測定法とも称され、これら２つの用語は本明細書全体を通して同じ意味で使用される）。前者は、心筋の収縮によって生成された電圧を感知し、後者は組織によって吸収された光を測定する。異なる波長での測定により、量の判定を可能にする。ＰＰＧ信号の変化は血液量の変化を反映し、異なる波長での測定により動脈酸素飽和度の判定を可能にする。

示されるように、本システムは、既存のハンドヘルド携帯型ＰＰＧシステム／デバイスを使用して現在利用できるものとは異なる洞察を許容する。本システムでは、ＥＫＧ及びＰＰＧ信号の組み合わせは、脈波伝播時間（以下「ＰＷＴＴ」）、ＰＰＧ信号プライムオーバ信号（以下「ＳＰＯＳ」）曲線、及びＰＰＧ信号セグメントを利用する。本明細書で理解されるように、ＰＰＧ信号セグメントは、心周期よりも短い、等しい、又は長い任意の長さのＰＰＧ信号を意味する。

ＰＷＴＴは、ＱＲＳ複合の開始によって測定される心拍と、ＳＰＯＳ曲線において生成される負のスパイクによって判定される、大動脈からの血液が肢又は他の身体部分に到達する時間との間にかかる時間期間であり、ＬＥＤ信号を信号で割った導関数としても記載される。カリフォルニア州パロアルトのＭｏｃａＣａｒｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎに譲渡された米国特許第１０，２１３，１２３号には、動脈パルスの到着を告げるＬＥＤ信号の変化を判定するための信号導関数の使用が記載されている。しかし、信号プライムオーバ信号（ＳＰＯＳ）の新しい本使用法は、各波長シグナルを正規化し、異なる波長ＳＰＯＳ曲線間の比較を可能にするため、より深い洞察を可能にする。

次いで、本システムによって、類似のパルスの合成合計／平均のＳＰＯＳ曲線から、改善された動脈酸素飽和度推定値が生成される。Ｒ波ピークを使用した前の（ｎ－１）ＥＫＧ ＲからＲまでの持続時間が計算され、前の前の（ｎ－２）ＲからＲまでの持続時間、ＰＷＴＴ、及びＳＰＯＳも計算される。これらは全て、酸素測定パルスの類似性を判定するためにシステムによって使用され、類似のパルスを合計／平均化して合成パルスを形成し、異なる合成パルスを比較して心臓血管の洞察を得る。

ＰＷＴＴの減少は脈波速度の増加に対応するが、速度の増加がポンプ機能の向上を示すわけではない。これは、大動脈バルブが「機械的コンデンサ」として作用し、動脈パルス量の計量送達が可能になるためである。しかしながら、身体上の任意の所与のモニタリング点に対してＰＷＴＴを取得すると、このメトリックは比較的安定したままであり、心血管状態の突然の変化（例えば、急速な心室反応を伴う心房細動の開始などの心拍リズムの突然の変化）がなければ、徐々にしか変化しない。したがって、ＰＷＴＴは、正確なさらなるデータ収集及び分析を確保するための手段を提供する。これにより、信号の組み合わせから追加情報をより確実に抽出し、導入されたノイズを除去／最小化することが可能になる。

光の吸収の測定（Ｂｅｅｒ－Ｌａｍｂｅｒｔの法則による）は、Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ（ｔ）＝Ｋｅ^{［－Ｃｆ（ｔ）］}の形式を有し、測定の信号プライムオーバ信号（ＳＰＯＳ）は、以下となる。

光電式容積脈波記録法におけるＬＥＤ信号は、以下の形式を有する。

は、血液の組成を表し、一般的にゆっくりと変化する。したがって、これらの２つの項は、サンプリングの持続時間にわたって一定である。（これらの項は、以下で詳細に説明される）。

更に、健康な個人では、静脈の流れは一定であると考えられる。現在のオキシメトリ測定はこれを仮定しており、この仮定がこの最初の探索のために本発明者によって使用された。この仮定が与えられると、式は以下に低減される。

指数関数の特性及びその導関数の特性を使用して、いくつかの波長（例えば、ＩＲと赤色）でのＰＰＧ信号に対するＳＰＯＳを導出する。

概念関数Ａｒｔｅｒｉａｌ（ｔ）が赤色とＩＲ ＰＰＧ信号の両方に対して同じであるという事実を使用して、ＩＲ ＬＥＤからの信号のＳＰＯＳ（ＳＰＯＳ_ＩＲ）が、赤色ＬＥＤからの信号のＳＰＯＳ（ＳＰＯＳ_赤色）に正比例することを示す。
（４）ＳＰＯＳ_赤色＝Ｒ＊ＳＰＯＳ_ＩＲ又はＳＰＯＳ_赤色／ＳＰＯＳ_ＩＲ＝Ｒ

の式に戻る。これは、血液内に存在するヘモグロビンの種類の相対量に応じて、光の異なる波長がどのように血液に吸収されるかを説明している。

式中、
＝波長μに対するヘモグロビンの種類ｘ（デオキシヘモグロビン、オキシヘモグロビン、カルボキシヘモグロビン、メトヘモグロビン）の吸収係数であり、
Ｈｂ_ｘ＝様々な種類のヘモグロビンの血液の成分率である。異なる種類のヘモグロビンの成分率の合計＝１．０である。

低レベルのカルボキシヘモグロビン及びメトヘモグロビンの状態（例えば、一酸化炭素又はシアン化物中毒などの状況を除く）では、
に対して許可される標準吸収係数を使用して、
である。

これにより、以下の式が得られる。

唯一不明なのは、
である。
に対する解決により酸素化された血液率（動脈酸素化ヘモグロビン率、又はＡｒｔｅｒｉａｌ Ｆｒａｃ Ｏ２）が与えられる。

任意の波長に対するＳＰＯＳと、ヘモグロビン率を掛けた光吸収係数の合計との間のこの正比例は、システムによって広く使用される。

ＥＫＧ、オキシメトリ信号、又はそれらの相互作用の記録は、ノイズだけでなく生理学的な変動性も有する。ＥＫＧノイズの管理は、１００年以上にわたって構築されてきたプロトコルが確立されている。オキシメトリ信号の条件付けは、それほど長い歴史を有していない。生理的オキシメトリ変動性は、静脈の流れの変化（随意運動、体位変換による受動的運動、又は血圧カフ／血圧計の膨張／収縮などによる）、呼吸によって胸腔内圧が変化した結果、心臓に戻る血液量の変化、又は心拍間の持続時間の変動により発生する可能性がある。ノイズ、又は非生理学的変動性は、検出器の表面圧力と適用角度の変動から、信号収集の周囲光の影響、検出回路のＤＣドリフトまで、様々な可能性から発生する可能性がある。特定の変動源が何であれ、信号へのインテリジェントなアプローチがなければ、生理学的変動と非生理学的変動（導入されたノイズ）を区別することができない。

オキシメトリ信号に導入されたノイズに対処する従来の手段は、フィルタリングである。例えば、信号対雑音比を検出するために一般的に使用されるアルゴリズムは、２０Ｈｚ未満の周波数内の電力を、この周波数を超える電力と比較して利用する（カリフォルニア州サンノゼのＭａｘｉｍ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎによって提供されるＭａｘｉｍＩｎｔｅｇｒａｔｅｄ ＡｐｐＮｏｔｅ ＡＮ６４１０．ｐｄｆに説明されているように）。この周波数フィルタリングは、基礎となる一次リズム（心拍数）を強調し、表示される波形の外観を滑らかにする。しかしながら、パルスは全て同じというわけではなく、それらをあたかも同じであるかのように扱うと、より深い洞察のために探索され得る貴重な情報が削除される。

変動性を最小化する代替的な手段は、Ｉｎｔｅｌ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎに譲渡された米国特許第１０，４８５，４３３号に記載されているように、多くのパルスにわたってオキシメトリを平均化することである。このアプローチにより、導入されたノイズを最小限にすることが可能となるが、生理学的変動性から収集できる任意の情報が排除される。このアプローチは、プロセスの最後に単一の均質化された代表的なパルスを生成する。しかしながら、パルスは全て同じというわけではなく、それらをあたかも同じであるかのように扱うと、利用可能な情報の一部が効果的に消去される。

本システムの動作の最上位の流れ図である。 代用フランク・スターリング曲線上に提示された、本システムによって判定された心血管状態の評価である。 フランク・スターリング関係の図である。 異なる患者の水分補給レベルでの曲線の変化を示す合成赤外（ＩＲ）ＰＰＧ信号の曲線下分析である。 「パルス面積」の図であり、フランク・スターリング曲線のｙ軸の代理として、合成赤外（ＩＲ）ＰＰＧからの曲線下面積を示す。 異なる患者の水分補給条件下での異なるフランク・スターリング曲線を図示する。 異なる患者の水分補給条件下での異なるフランク・スターリング曲線を図示する。 代用静脈還流を含む完成した代用フランク・スターリング曲線のダイナミクスを示す。 ｔ０ｎを生成するために使用されるＲ波ピーク精緻化のプロセスを示す。 本システムの説明で使用する命名法及びデータ構造を示す。 本システムの説明で使用される命法及びデータ構造も示す。 本システムの様々な物理コンポーネントの例示的な図である。 本システムのハンドヘルド実施形態の様々な図を示しており、ＰＰＧ及びＥＫＧセンサがハンドヘルド実施形態に装着されているか、又はハンドヘルド実施形態に取り付けられている。 本システムのハンドヘルド実施形態の様々な図を示しており、ＰＰＧ及びＥＫＧセンサがハンドヘルド実施形態に装着されているか、又はハンドヘルド実施形態に取り付けられている。 本システムのハンドヘルド実施形態の様々な図を示しており、ＰＰＧ及びＥＫＧセンサがハンドヘルド実施形態に装着されているか、又はハンドヘルド実施形態に取り付けられている。 本システムのハンドヘルド実施形態の様々な図を示しており、ＰＰＧ及びＥＫＧセンサがハンドヘルド実施形態に装着されているか、又はハンドヘルド実施形態に取り付けられている。 ＰＰＧセンサに隣接する光導波路を示す図１２Ａ～１２Ｄのデバイスの一部分の切断図である。 人の指からＰＰＧ信号を収集する図１２Ａ～１３のシステムの図である。 人の腕の外側からＰＰＧ信号を収集する図１２Ａ～１３のシステムの図である。 流体負荷として作用する患者の姿勢変化を伴う、本システムの好ましい使用方法の図である。 流体負荷の後の図１５に対応する。 経時的に測定されたＥＫＧ及びＰＰＧ信号と、それらに対応する生成されたＳＰＯＳ信号の図である。 動脈パルスの詳細なプロットを示す。 光の異なる波長におけるこのパルスに関連するＰＰＧ信号を示す。 光の異なる波長におけるこのパルスに関連するＰＰＧ信号を示す。 光の異なる波長におけるこのパルスに関連するＰＰＧ信号を示す。 図１８Ｂ～１８ＤのＰＰＧ信号に対応する計算されたＳＰＯＳ曲線を図示する。 図１８Ｂ～１８ＤのＰＰＧ信号に対応する計算されたＳＰＯＳ曲線を図示する。 図１８Ｂ～１８ＤのＰＰＧ信号に対応する計算されたＳＰＯＳ曲線を図示する。 片側ガウスフィッティングの図である。 複合波の作成に使用される複数心拍依存関係の作成における関係を示すＥＫＧ信号とＰＰＧ信号の時間相関比較を図示する。 「前のＲからＲまで」（別名「ｎ－１ ＲからＲまで」）を示す２心拍の依存関係の作成における関係を示すＥＫＧ信号とＰＰＧ信号の時間相関比較を図示する。 「前の前のＲからＲまで」（別名「ｎ－２ ＲからＲまで」）を示す２心拍の依存関係の作成における関係を示すＥＫＧ信号とＰＰＧ信号の時間相関比較を図示する。 図の左肢に示されている前の前のＲからＲまでの持続時間でのＰＰＧ信号からのパルスデータセット「ｎ」動脈酸素飽和度（「Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｆｒａｃ Ｏ２」）を使用した２心拍の依存関係の流れ図である。 本システムに従ってパルスデータセットを準備するための例示的なアルゴリズムである。 脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）の導出を図示する。 本システムに従って動脈酸素飽和度を計算する例示的な方法の流れ図を示す。 本システムに従ってパルス面積を計算する例示的な方法の流れ図を示す。 胸ストラップに配設された本システムの例示的な実施形態を図示する。 図２９に対応する患者の断面図である。 二頭筋ストラップとそこから延びる電極を組み込んだ本システムの例示的な実施形態を図示する。 図３１に対応する患者の断面図である。 フランク・スターリングと静脈還流曲線の図であり、曲線の交点が心臓血管の状態を示している。

本発明に密接に関連する心臓生理学の要約
図３（及び付録Ａ）のフランク・スターリング関係は、拡張終期（心室充満の終了）での異なる条件が異なる結果をもたらすことを示している。血管内液量を含む多くの要素が、左心室の拡張終期量に寄与し、更に重要なファクタは、（１）利用可能な血管内量、及び（２）心周期における充満に許容される時間であり、具体的には、１つの心室収縮の終了と次の収縮の開始との間の時間が、充満に利用可能な時間である。

図３には多数の曲線が見られる。最も左側の２つの曲線３０１と３０２との間に見られるように、所与の個体内で心臓の状態（したがって、適用可能な曲線）のいくらかの変化が可能である。３０１の「正常な」安静時曲線は、運動中の曲線３０２に向けて左上に移動し、これは、正常な健康的な反応である。しかしながら、ほとんどの場合、（心臓発作のように）心筋の突然の変化がなければ、安静時には、心臓を説明する伸展拍出量曲線（「心筋収縮性」とも説明される）は比較的安定している。心不全（曲線３０３）だと、左心室充満度に関係なく左心室拍出量は、安静時の正常な心筋収縮性（３０１）よりも小さい。重度の心筋機能低下（３０４）は、生命と両立せず、このような心臓の状態の患者は、安静時でも肺に液が蓄積する症状を有する。心不全曲線だと、左心室拍出量にピーク（３０５）があり、それを超えると心室充満が更に悪化することにも留意する。

心室が肥厚しているか、又は正常よりも伸展が小さい場合、拡張終期に伸展が小さくなっており、量が減少していることが分かるだろう。それでも、心室の柔軟性及び全体的な血管量などの限られた範囲の時間ファクタについては、比較的固定されており、一定として扱うことができる。（視覚化の難しさに応じて）３０～４５分にわたってデータを取得する心エコー図も、全ての心臓属性をデータ収集の過程で変動し得る場合でも、固定として扱うことは注目に値する。必要な情報を数秒から数分にわたって収集するシステムは、心エコーよりもはるかに短い時間枠で報告しているため、心エコーを実行するのにかかる時間内に変化について報告することができる。これらの他の心臓パラメータとは対照的に、心室充満の時間は固定されない。したがって、同様のパルスは、同様の心室充満時間を有するだろう。（注：収縮終期から拡張終期までの持続時間を正確に判定することは難しいことがあるが、時間の任意の狭いウィンドウの場合、その期間は、観測された酸素測定信号に対応するＥＫＧから判定されるＲピークからＲピークまでの持続時間の比較的固定された率になる。

心室の充満が良好であるほど、心室がフランク・スターリング曲線（うっ血性心不全の本質）のピークを超えて伸展されるそのような時間まで、心室収縮の量送達が良好になる。左心の場合、この量送達は、合成赤外（ＩＲ）ＰＰＧ信号の曲線分析下面積に対応する（図４を参照）。

図４は、経口液の摂取後に液が小腸から吸収されるにつれて、２０～４０分間にわたってＩＲ ＰＰＧ曲線下面積に動脈量の変化がどのように反映されるかを示す。曲線４０１は、脱水状態のＩＲ ＰＰＧ信号を示す。領域４０２は、利用可能な血管内液の不足により、心臓が大動脈バルブの「機械的コンデンサ」に完全に係合できないことから生じる狭い谷（狭い動脈ピークに対応する）を示す。曲線４０６は、再水和後の状態のＩＲ ＰＰＧ信号及び大動脈バルブの「機械的コンデンサ」の完全な係合により生じる広がった谷４０７を示す。特徴４０３、４０４、及び４０５は、液が動脈腔に移動するにつれて、定量化されたＩＲ ＰＰＧ信号の曲線下領域が拡大することを示す。

同様のパルスの選択は、心室充満時間を反映する同様の前の（ｎ－１）ＲからＲまでの持続時間を有する酸素測定パルスを使用して行うことができる。パルスはまとめてグループ化され、ＰＷＴＴがこの類似性を確認し、平均化され、曲線下面積分析が行われることを確保する。これにより、標準フランク・スターリング曲線のｘ軸の代理としての前の（ｎ－１）ＲからＲまでの持続時間、及び「パルス面積」とラベル付けされたフランク・スターリング曲線のｙ軸の代理としての合成赤外（ＩＲ）ＰＰＧからの曲線下面積値を使用する代用フランク・スターリング曲線を作成する（図５）。曲線５０１は、代用フランク・スターリング曲線である。測定されたセグメントは、ポイント５０４から５０５までの５０３であり、５０６から５０７までのＲからＲにより、サンプリングウィンドウ５０２が得られる。

図６Ａ及び６Ｂは、この代用フランク・スターリング曲線のダイナミクスを示す。図６Ａは、代用フランク・スターリング曲線６０１を示し、動脈内液の減少（６０２）及び動脈内液の増加（６０３）でこの曲線に見られる変化を示す。曲線６０１、６０２、及び６０３の各々は、ＲからＲまでのウィンドウ６０４でのみサンプリングされることに留意する。曲線６０３がそのピークでどのようにサンプリングされたかにも留意する。この曲線が更に左に移動すると、下降するパルス面積の結果をもたらす。図６Ｂは、サンプリング曲線６０５と６０６との間の暫定的な心臓発作で見られるように、収縮（ポンプ強度）機能の低下の影響を示す。図６Ｂはまた、心臓の硬化（拡張機能障害の増加）の影響を示す。曲線６０５は曲線６０７に向かって移動する。これは、一過性に血圧が上昇することと、慢性高血圧症及び肥大型心筋症でも心臓が肥厚したりすることとの両方で見られる。心臓が硬くなるほど、心臓が弛緩して拡張期（弛緩期）に充満することが難しくなり、その結果、心臓が利用可能な液を利用することが難しくなる。前述のように、ＲからＲまでの変動性によって画定されるように、曲線は６０８ウィンドウにおいてサンプリングされる。

充満及び収縮の同じダイナミクスが、左心と同じように右心にも働く。右心に戻る静脈血は右心室を充満させ、拡張期（弛緩期）に右心室が充満されるほど、一般に右心室拍出量が大きくなる。しかしながら、右心では、（１）充満が良く、収縮が良いほど、より多くの血液が肺を通して送達され、（２）２サイクル後に全身酸素化（動脈酸素飽和度）が改善されたと見られる。これは、全身動脈量送達が前の（ｎ－１）ＲからＲまでの持続時間に応じて変動し、全身動脈酸素化が前の前の（ｎ－２）ＲからＲまでの持続時間に応じて変動することを意味する。追加の注意点は、静脈還流量曲線がカーブをフランク・スターリング曲線でプロットされ、同じ高さに正規化され得るが、代用静脈還流曲線に対する動脈酸素飽和度値は、代用フランク・スターリング曲線に使用される量送達メトリックに対して容易に正規化され得ない。代わりに、還流量は、１．０の最大値（１００％飽和）の動脈ヘモグロビン酸素飽和率に変換される。

図７は、代用静脈還流を含む完成した代理フランク・スターリング曲線のダイナミクスを示す。動脈内液の増加とともに左に移動する調整された左心室拍出量曲線（７０２に移動する曲線７０１）とは対照的に、調整された静脈還流曲線は、左心室が拍出量の増加とともに液の増加に反応することができる限り、水分補給が改善されて右に移動する（７０４に移動する曲線７０３）。したがって、臨床位置７０３は、液に対する有益な反応に対応する臨床位置７０６まで移動する。右のｙ軸の上端は１．０であるが、下端７０７は患者の状態（既存の心臓又は肺の状態で予想されるより下の開始点）によって判定されることに留意する。

予想される曲線のこの理解により、類似するパルスの抽出が、前のＲからＲまでの持続時間又は前の前のＲからＲまでの持続時間に基づいて行うことができる。類似する前の（ｎ－１）ＲからＲまでの持続時間を有するＰＰＧ信号が一緒にグループ化され、曲線下面積分析が行われる。類似する前の前の（ｎ－２）ＲからＲまでの持続時間を有するＰＰＧ信号も一緒にグループ化され、酸素飽和度（動脈酸素飽和度）が比較される。この臨床環境では、静脈内液の試行前と静脈内液の試行後の動作状態の明確な移動が最終的な画像から得られ、動脈内量の状態に関する必要なデータが得られる。

これにより、迅速で安価なポイントオブケアの動脈内量評価が可能になり、オペレータのトレーニングを最小限に抑えつつ容易に行う。

本システムの中心的な要素は、前のＲからＲまで及び前の前のＲからＲまでの持続時間に基づくＰＰＧ信号の識別及び操作である。次いで、本システムは、類似のパルスから合成パルスを生成する。

２０１９年１２月３０日に出願された「Ａ Ｓｙｓｔｅｍ Ｆｏｒ Ｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚｉｎｇ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ Ｄｅｖｉｃｅｓ Ｔｏ Ａ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｙｃｌｅ」と題する米国仮特許出願第６２／９５５，１９６号、及び２０２０年１２月２８日に出願された「ＳＹＳＴＥＭＳ ＦＯＲ ＳＹＮＣＨＲＯＮＩＺＩＮＧ ＤＩＦＦＥＲＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥＳ ＴＯ Ａ ＣＡＲＤＩＡＣ ＣＹＣＬＥ ＡＮＤ ＦＯＲ ＧＥＮＥＲＡＴＩＮＧ ＰＵＬＳＥ ＷＡＶＥＦＯＲＭＳ ＦＲＯＭ ＳＹＮＣＨＲＯＮＩＺＥＤ ＥＣＧ ＡＮＤ ＰＰＧ ＳＹＳＴＥＭＳ」と題する米国特許出願第１７／１３５，９３６号であって、全体として参照により本明細書に組み込まれるものにおいて開示された好ましい態様によれば、本システムは、特定のトリガを使用して、各拍動（例えば、ＥＫＧ Ｒ波ピーク）に対して時間＝０をセットし、次いで、この開始点からセンサデータの完全なサイクルが完了するまでの各パルスを、例えば、最大から最小になり、最大に戻るＬＥＤ酸素測定信号を用いて記憶し、これは、単一のパルス長さよりも長い波形となる。次のパルス波形は、次のＥＫＧ Ｒ波ピークでｔ＝０を有するため、次の拍動の記録は、最後のパルス波形の記録が完了する前に開始する。絶対的に言えば、ｎ番目のパルスのｔ＝０に対応する時間は、本明細書の残りの部分全体を通して時間ｔ０_ｎと称される。

図８は、ｔ０ｎを生成するために使用されるＲ波ピーク精密化のプロセスを示す。この例は、アルゴリズムがこのコレクションの極性を負（ワイヤが逆）であり、その結果、Ｒ波が負であるとどのように判定したかを示している。Ｒ波ピークのｔ０ｎは、ＥＫＧデータポイント（８０１）への多項式フィッティング（８０２）と補間を使用して見出され、パルスデータセットを画定するために使用される。

図９及び１０は、本システムの説明で使用される命名法及びデータ構造を示す。（特に指定のない限り、ＰＷＴＴ＝ＰＷＴＴＩＲであり、ＰＰＧ信号＝ＰＰＧ信号ＩＲである）。次いで、ｔ０ｎ時点を使用して、複数の波長（ここでは赤色、赤外、及び緑色）のＰＰＧ信号を有するパルスデータセットを画定する。ＰＰＧ信号とともに記憶されるのは、前のＲからＲまでの値、及び前の前のＲからＲへの持続時間、各波長に対する信号プライムオーバ信号（ＳＰＯＳ）に対して導出された信号、及び各波長に対する脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）である。第１のＰＰＧ信号の最大値（９０１）と第２のＰＰＧ信号の最大値（９０２）に留意する。図１０は、画定された基準（例えば、類似する前のＲからＲまでの持続時間、又は前の前のＲからＲまでの持続時間）に基づいて、パルスデータセットのグループから構成された合成パルスデータセットの構造を示す。ＰＰＧ波形の持続時間が単一の心周期よりも長く、第１のＰＰＧ信号最大値（１００１）と第２のＰＰＧ信号最大値（１００２）との両方を確実に捕捉するのに十分な長さであることに留意する。

図１１～１３は、システムの好ましいデバイスの実装形態を示す。デバイスのブロック図は、デバイス／システムの要素を示しており、複数の波長のＬＥＤ（１１０１）及びフォトダイオード検出器（１１０２）と、左右の胸部（又は左右の上肢）に適用される電極（１１０３）からのＥＫＧ入力を備える。好ましい実施形態では、次いで、信号が、生の信号から複合パルスデータセットを生成する「オンチップ」ロジックを実行する処理ユニット（１１０４）に供給される。次いで、複合パルスデータセットは、無線又は直接ケーブル接続のいずれかを介して「オフデバイス」ディスプレイ／コンピューティングユニット（１１０５）に通信され、このユニットは、グラフィック形式の最終データと、液状態に関する推奨事項をユーザに提供する。好ましい態様では、コードのためのオンデバイスストレージ（１１０６）、並びにデータのバッファ及びパケット化された転送もあることが好ましい。代替的な実施形態では、処理ユニットは、水分補給レベル推定ロジックの全ての態様を処理する外部コンピューティング／表示デバイスへの生のＥＣＧ及びＰＰＧ信号データの通信を単に調整する。更に別の実施形態では、水分補給レベル推定の全ての態様が、グラフィックスのレンダリング及び流体状態に関する推奨事項の作製を含めて、処理ユニットによって実行される。この場合、外部コンピューティング／表示デバイスは、表示機能のみを提供する。

図１２Ａ～１２Ｄは、ＰＰＧ収集デバイスの様々な図を示す。１２０１は、（ＬＥＤ及び検出器の前の）光導波路を示し、１２０２は、任意選択で組み込まれたＥＫＧ電極を示し、１２０３は、（右胸部及び左胸部に対する）接着性ＥＫＧ電極へのＥＫＧリードワイヤのためのプラグインコネクタ部位を示す。

図１３は、デバイスの内部でＬＥＤ及び検出器（１３０２）に当接する光導波路（１３０１）を有するＰＰＧヘッドの詳細を示す。光導波路により、指以外の部位でのＰＰＧ信号の収集が可能になる。

図１４Ａ及び１４Ｂは、指（図１４Ａ）及び上腕の外側（図１４Ｂ）からＰＰＧ信号を収集する使用中のデバイスを示す。デバイスのＰＰＧ測定端を安定するやり方で皮膚に適用し、１～２分以上経過させてＰＰＧ測定を取得することができるようにする。ＥＫＧ電極は、胴体（又は上肢）の左側と右側に適用され、デバイスの小さい方の端にあるプラグインに接続される。

図１５は、システム／デバイスの好ましい実装形態を示す。ＥＫＧ電極が胸部／胴体の両側（又は上肢）に適用され、拡張ＰＰＧ信号が収集される。次いで、分析を行って、水分補給前又は姿勢変化テストを与える。静脈内（ＩＶ）液の投与は、静脈系に液を注入するより決定的な手段であるが、時間と訓練を受けた人員を必要とする。下肢を心臓のレベルよりも上に持ち上げて、１リットル以上の静脈血及び間質液を、一部は即座に、また一部はより遅れて結集させ得る。この方法によって結集される静脈血及び／又は液はあまり明らかになっていないが、この技術は迅速かつ簡単に行われ、かなりの量の血管内液を大静脈内に変位させること（及び右心室に事前に入れ／充満させること）により、必要な情報を提供することができる。

システム／デバイス分析は、図１６のように繰り返され、水分補給後又は姿勢変化の評価を与える。代用フランク・スターリング曲線の動作点の変化（水分補給の前から水分補給の後）は、更に流体を与えるか、水分を保持するか、又は水分を除去するかを判定する。

２つの異なるシナリオが示されている。すなわち、１６０１の曲線では、グラフィック位置１６０２が位置１６０３まで上方に移動し、より多くの液を与えるための推奨事項をもたらす。代替的な出力は１６０４のグラフであり、グラフィック位置１６０５は横方向に移動するが、上方向には移動しない１６０６になる。このような状況は、さらなる液を保留する（及びおそらく利尿薬／液を除去する）ための推奨事項をもたらす。次いで、本システムは、心血管系が負荷にどのように反応したかを明らかにする。これは、さらなる液を保留するか、液を与えるか、場合によっては利尿薬を与える（腎臓にナトリウムと水を放出させる）かを決定するために必要な情報を提供する。本システムは、患者がピークの血管内状態からどれだけ離れているかに関する情報を与える。

図１に戻ると、ＰＰＧ信号及びＥＫＧ信号が収集される。ＰＰＧ波形選択は、心収縮が前の心拍から適切に変化しない例である心室期外収縮の心拍など、大部分のパルスとはかなり異なる異常な心拍を排除するために実行される。

図１７は、ＥＫＧ信号（１７０１）、ＥＫＧ Ｒ波ピーク（１７０２）、ＰＰＧ信号セグメント（パルスデータセット内に含まれる）（１７０３、１７０４、１７０５）、ＳＰＯＳ信号（パルスデータセット内に含まれる）（１７０６、１７０７、１７０８）、ＳＰＯＳを使用したＰＷＴＴ（これもパルスデータセットに含まれる）（１７０９、１７１０、１７１１）を示す。これは、ＰＰＧ信号とＲからＲまでの持続時間よりも長いＳＰＯＳの両方の完全な時間長さを有するＰＰＧ信号の１つの選択を提示している（現在の実装形態では、赤色、赤外、及び緑色が使用されているが、アプローチはこれらだけを使用することに限定されない）。

インテリジェントなパルス平均化の本方法及びシステムは、分析される組織内の固定要素からの吸収に関連する（式１に見られる）「Ｋ」のドリフトの影響に対抗する。平均化により、一部のパルスはＫの上向きのドリフトを有し、一部は下向きのドリフトを有し、合成パルス幅にわたってデータポイントを比較するためのより多くのオプションを平均化されたパルスに残す。

図１８は、動脈パルス（１８０１）、及びこのパルスに関連するＰＰＧ信号（赤色１８０２、ＩＲ１８０３、緑色１８０４）のより詳細なプロットを示す。図１９は、図１８Ａの動脈波形に対するＰＰＧ信号から導出された赤色（図１９Ａ、曲線１９０１）、赤外（ＩＲ）（図１９Ｂ、曲線１９０２）、及び緑色（図１９Ｃ、曲線１９０３）のＳＰＯＳを示す。また、ＳＰＯＳ波形における特徴的な「負のスパイク」（１９０４）にも留意する。

図１８～１９は、どのようにＳＰＯＳが異なる波長のＬＥＤ信号に対して同様の形状の曲線を生成するかを示しており、特定の波長に対して
である乗数によって大きさのみが異なっている。これに照らして、本システムは、「負のスパイク」の領域でＳＰＯＳ信号を調べて以下のことを判定する２つの新しいアプローチを含む。
－ＬＥＤ ＳＰＯＳ信号の立ち上がりの直線性、又は
－ガウス導関数及び／又は指数及び／又は多項式の組み合わせへのＳＰＯＳ信号のフィッティング

ＳＰＯＳ曲線の形状が似ていることが与えられると、そのようなフィッティングを１つの波長に適用して、フィッティング曲線を得ることができる。別の波長へのフィッティングは、その曲線に最適にフィッティングするために必要な大きさを見つけることだけが必要とされる。例えば、ｆ（ｔ）が赤外ＬＥＤ ＳＰＯＳに最適にフィッティングする場合、赤色ＬＥＤ信号のＳＰＯＳにＡ＊ｆ（ｔ）を最適にフィッティングするために必要な「Ａ」により、式１と同様に動脈酸素飽和度が得られる。標準的な定式化との違いは、このフィッティングが、標準的な定式化で使用される２つ（最大及び最小）よりも多くの時点（より遅い心拍数では最大５０）に基づくことである。

図２０は、片側ガウス導関数フィッティングを使用するこの概念を示す。曲線２００１は、フィッティングウィンドウ２００２が負のＳＰＯＳ「スパイク」を選別する、収集された合成ＩＲ ＳＰＯＳ信号のデータポイントである。曲線２００３は、拡大されたプロットでウィンドウに対するデータポイントを示し、片側ガウス微分フィッティング曲線２００４も示している。

選択されたフィッティングウィンドウの間隔（ＳＰＯＳ「負のスパイク」）、又はそのサブセット（例えば、「負のスパイク」の立ち上がりＳＰＯＳの右半分）は、単一の支配的でコヒーレントな生理学的イベント、具体的には、大動脈弁が開いている間の左心室の収縮が、他の交絡する生理学的特徴とは明確に分離された一意な期間を表す。これは、パラメータの抽出を可能にし、これらのパラメータは、ＰＰＧセンサのパルス波形全体に適用することができる。

複数心拍複合と前のＲからＲまでと前の前のＲからＲまでとの依存関係
現在のシステムでの全ての分析を有する次のステップは、複数パルス依存関係を作成することである。複数心拍複合は、後続のパルスに対するＰＰＧ信号に関係付けられる、画定されたＲからＲまでの持続時間を有するＥＫＧセグメントからなる。現在、ＰＰＧ信号は赤色、赤外、及び緑色のＬＥＤ信号からなるが、アプローチはこれらの波長に限定されない。１つの複数心拍関係は、ＰＰＧ信号のセットと直前のＲからＲまでの持続時間（ｎ－１ ＲからＲまでの持続時間）との間である。第２の複数心拍関係は、ＰＰＧ信号のセットに対する動脈酸素飽和度と前の前のＲからＲまでの持続時間（ｎ－２ ＲからＲまでの持続時間）との間である。この新しいアプローチの利点は、類似する心室充満に基づいてＰＰＧ波形を分類することである。

１つの周期における左心室の充満段階は、次の心周期における心室収縮又は排出段階に対応する。別の言い方をすれば、収縮前の左心室状態は、最後の収縮後に左心室を充満させるために利用可能な時間に依存する。したがって、心室機能は、パルス長さの変動性に応じて、心拍ごとにわずかに変動する。したがって、動脈パルスを測定する場合、見られるＰＰＧ信号の形状は、（現在のＰＰＧパルスを「ｎ」として取得される）ｎ－１パルスのＲからＲまでの持続時間に依存する。前の（ｎ－１）ＲからＲまでの持続時間の知見により、類似するパルスの選択が可能となる。しかしながら、この方法で選択されたパルスは、選択された最短パルスのポイントにのみ類似し、その後構成されている合成パルスの「ロールオフ」は有効ではなくなる。合成パルスの長さが制限されているため、この合成パルスから動脈酸素飽和度を導出することができるが、右心変動性に起因する傾向は評価することができない。

分析がＲからＲまでの持続時間に関連する動脈酸素飽和度の場合、より重要な関係は、所与のパルスＰＰＧ信号（パルス「ｎ」）に対する動脈酸素飽和度と前の前のＲからＲまでの持続時間（ｎ－２ ＲからＲまでとも呼ばれる）との間のものである。パルスは左心に到達する前に肺を通過するため、右心室の心室充満の結果は、左心室の心室充満の効果より１心周期遅れて動脈系に見られる。

前のＲからＲまでの依存関係
図２１は、合成波の作成に使用される複数心拍依存関係の作成において関係を示すＥＫＧ信号（曲線２１０１）とＰＰＧ信号（曲線２１０２）の時間相関の上／下の比較を描写する。ＥＫＧ信号は、５つのパルス／心周期（パルスＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、及びＥとラベル付け）にわたって取得される。見られるように、パルスは異なる持続時間のものであり、心拍数が時間の経過とともにわずかに変動するという現実を反映する（植え込み型ペースメーカーによるペーシングの特定の場合を例外とする）。現在のシステムは、Ｒ波のピーク（２１０３）からＲ波のピークまでの（ＲからＲまでの）持続時間に基づいてＰＰＧ信号を異なる「ビン」に配置し、ビン内のパルスは、ビンを代表する合成波を生成するように一緒に分析される。

一実装形態では、短いＲからＲまでの持続時間、中間のＲからＲまでの持続時間、及び長いＲからＲまでの持続時間に基づいて、３つのビンが使用されているが、本発明は３つのカテゴリのみに限定されないことが理解される。ここでのアプローチは、ここで使用される赤色、緑色、及び赤外信号の使用に限定されず、特定の状況が指示するように任意の数の光の波長を包含し得ることも理解される。

第１の依存関係では、図２１を参照すると、パルスは、（ＰＰＧ信号が測定されている現在のパルスの長さではない）以前に測定されたパルスの長さに基づいてカテゴリにソートされる。この第１のソートでは、図２１のパルスＢ及びＥは、それらの直前のパルス（「ｎ－１」）ＲからＲまでの持続時間（すなわち、パルスＡ及びパルスＤのＲからＲまでの持続時間）に基づいて分類される。パルスＡ及びＤは、中間の持続時間（パルスＢは短いパルス、パルスＣはより長いパルス）であるため、２心拍依存関係Ａ～ＢにおけるパルスＢのＰＰＧ信号及び２心拍依存関係におけるパルスＤ～ＥにおけるパルスＥのＰＰＧ信号は、中間（ｎ－１ ＲからＲまでの）ビンに両方とも配置される。これは、パルスＢ及びＥがかなり異なるＰＰＧ信号長さを有する場合でも当てはまる。

また、図２１に見られるように、前の前のＲからＲまでの持続時間（前の前のＲからＲまでの持続時間は、ｎ－２ ＲからＲまでとも描画される）によるＰＰＧ信号の動脈酸素飽和度である別の依存関係に、選択は基づく。この実装形態では、パルスＡ及びＣのＰＰＧ信号が一緒にグループ化される。パルスＣの酸素飽和度は、パルスＡのＲからＲまでの持続時間に戻って関連する。（図２１から右に外れた）パルスＦの動脈酸素飽和度は、パルスＤのＲからＲまでの持続時間に依存する。

２心拍依存関係の選択及び分析
心房細動（ランダムなＲからＲまでの持続時間をもたらす）におけるより長いパルス列に対する２心拍依存関係選択が図２２に示されている。２電極単一リードＥＫＧからの信号（曲線２２０１）が、赤外（ＩＲ）ＬＥＤ ＰＰＧ信号（曲線２２０２）と時間的に整列してプロットされている。赤外波長は、静脈血と動脈血からの吸収が比較的同等であるため、さらなる分析のためにパルスを選択するのに良好な波長である。

図２２は、合成ＰＰＧ波を生成する別の方法におけるステップを示すＥＫＧ信号（２２０１）及びＰＰＧ信号（２２０２）の上／下整列を示す。上記のＥＫＧ（２２０１）信号は、Ａ～Ｉまでのラベル付けされた一連のパルスを示している。これらのパルスの各々は、持続時間が異なるが、いくつかは他のものより持続時間が短い。２心拍依存関係は、２つの連続する心拍を一緒に関係付け、重要な特徴は、第１の心拍のＲからＲまでの持続時間と、第２の心拍のＰＰＧ信号である。この依存関係（２２０３）は、心拍「Ｂ」のＲからＲまでの持続時間（２２０４）と心拍「Ｃ」のＰＰＧ信号（２２０５）とを一緒にしようとする括弧において描写されている。心拍Ｂ及びＣが一緒に分析され、ＢのＲからＲまでの持続時間は、この２心拍複合を長い前の（ｎ－１）ＲからＲまでの「ビン」に入れる。次に、パルスＣ及びＤが一緒に考慮され、ＣのＲからＲまでの持続時間は、この２心拍複合を短い前の（ｎ－１）ＲからＲまでのビンに入れる。次に、パルスＤ及びＥが一緒に考慮され、ＤのＲからＲまでの持続時間は、この２心拍複合を長い前の（ｎ－１）ＲからＲまでの「ビン」に入れる（複合Ｂ～Ｃとともに）。次に、パルスＥ及びＦが考慮され、ＥのＲからＲまでの持続時間は、この２心拍複合を中間ビンに入れる。２２０６は、類似するＲからＲまでの持続時間を指し、複合Ｂ～Ｃ及びＤ～Ｅを、Ｈ～Ｉとともに中間の前の（ｎ－１）ＲからＲまでのビンに入れる。２２０７は、類似する短いＲからＲまでの持続時間を指し、複合Ｃ～Ｄ、Ｆ～Ｇ、及びＩ～Ｊ（ページから右に外れた）を短い前の（ｎ－１）ＲからＲまでのビンに入れる。複合Ｇ～Ｈ（２２０８）は、長い前の（ｎ－１）ＲからＲまでのビンに入る。

前の前のＲからＲまでの依存関係
心房細動（ランダムなＲからＲまでの持続時間をもたらす）におけるより長いパルス列に対する前の前のＲからＲまでの依存関係選択が図２３に示されている。２電極単一リードＥＫＧからの信号（曲線２３０１）が、赤外（ＩＲ）ＬＥＤ ＰＰＧ信号（曲線２３０２）と時間的に整列してプロットされている。赤外波長は、静脈血と動脈血からの吸収が比較的同等であるため、さらなる分析のためにパルスを選択するのに良好な波長である。

図２３は、合成ＰＰＧ波を生成する別の方法におけるステップを示すＥＫＧ信号（２３０１）及びＰＰＧ信号（２３０２）の上／下整列を示す。上記のＥＫＧ信号２３０１は、Ａ～Ｉまでラベル付けされた一連のパルスを示している。これらのパルスの各々は、持続時間が異なるが、いくつかは他のものより持続時間が短い。２心拍依存関係は、第３の心拍によって分離された２つの心拍を関係付け、重要な特徴は、第１の心拍のＲからＲまでの持続時間と、２心拍後のＰＰＧ信号である。この依存関係（２３０３）は、心拍「Ｂ」のＲからＲまでの持続時間（２３０４）と心拍「Ｄ」のＰＰＧ信号（２３０５）とを一緒にしようとする括弧において描写されている。類似する依存関係が括弧２３０６及び２３０７で示されている。パルスＢ及びＤが一緒に分析され、ＢのＲからＲまでの持続時間は、パルスＤのＰＰＧ信号からの動脈酸素飽和度を長いｎ－２ ＲからＲまでの「ビン」に入れる。次に、パルスＣ及びＥが一緒に分析され、ＣのＲからＲまでの持続時間は、パルスＥのＰＰＧ信号からの動脈酸素飽和度を短いｎ－２ ＲからＲまでの「ビン」に入れる。次に、パルスＤ及びＦが一緒に分析され、ＤのＲからＲまでの持続時間は、パルスＦのＰＰＧ信号からの動脈酸素飽和度を長いｎ－２ ＲからＲまでの「ビン」に入れる。次に、パルスＥ及びＧが一緒に分析され、ＥのＲからＲまでの持続時間は、パルスＧのＰＰＧ信号からの動脈酸素飽和度を中間のｎ－２ ＲからＲまでの「ビン」に入れる。次に、パルスＦ及びＨが一緒に分析され、ＦのＲからＲまでの持続時間は、パルスＨのＰＰＧ信号からの動脈酸素飽和度を短いｎ－２ ＲからＲまでの「ビン」に入れる。次に、パルスＧ及びＩが一緒に分析され、ＧのＲからＲまでの持続時間は、パルスＩのＰＰＧ信号からの動脈酸素飽和度を長いｎ－２ ＲからＲまでの「ビン」に入れる。

したがって、複合Ｂ～Ｄ及びＤ～Ｆは、複合Ｇ～Ｉとともに、長い前の前の（ｎ－２）ＲからＲまでのビン（２３０８）において一緒になる。２３１０は、この分析を使用して類似していると考慮されるＦ及びＩに対するＰＰＧ信号を指す。複合Ｃ～Ｅ及びＦ～Ｈは、複合Ｉ～Ｋ（ページから右に外れた）とともに、短い前の前の（ｎ－２）ＲからＲまでのビン（２３０９）において一緒になる。

２心拍依存関係の最上位ブロック図
ＰＰＧ信号からのパルスデータセット「ｎ」動脈酸素飽和度（「Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｆｒａｃ Ｏ２」）及び前の前のＲからＲまでの持続時間を使用する２心拍依存関係についてのフローが、図２４のブロック図の左肢（２４０１）に示されている。パルスデータセット「ｎ」ＰＰＧ信号及び前のＲからＲまでの持続時間を使用する２心拍依存関係についてのフローが、ブロック図の右肢（２４０２）に示されている。

パルス「ｎ」のＲ波ピーク精緻化は、ｎ－１ ＲからＲまでの持続時間を判定する前に、曲線フィッティング及び補間（２４０３）によって行われ、次いで、パルスデータセット「ｎ」に対するｎ－２及びｎ－１ ＲからＲまでの持続時間が、パルスデータセット「ｎ」に組み込まれる（２４０４）。ＰＰＧ信号が収集され、外れ値拒絶のプロセスが実行される（加速度計入力を使用してデータが破損していると判定されること、及び複数のＬＥＤ ＰＰＧセンサとのクロスチェックを含むが、これらに限定されない、２４０５）。現在のパルスデータセットのＰＰＧ信号が選択されると、パルスデータセットは、利用可能な前の全てのパルスデータセット及びそれらのＰＰＧ信号（各々が前の（ｎ－１）ＲからＲまでの持続時間及び前の前の（ｎ－２）ＲからＲまでの持続時間に関連する）と一緒に考慮される。

この時点で、２つの異なる分析が行われる（２４０６）。

左肢（２４０１）では、利用可能なパルスデータセットが前の前のＲからＲまでによって、短い、中間、及び長い「ビン」にソートされ、動的な境界調整により、ビン間で比較的等しい数を確保する。利用可能なパルスデータセットが所定のビンに割り当てられた後、パルスデータセットのＰＰＧ信号の各々を一緒に合計することによって、初期合成パルスデータセットが構成される。続いて、より粗い外れ値拒絶を通過した、ノイズの多い又は別様に異常なＰＰＧ信号を含むパルスデータセットを除外するために、各ビンに対してプルーニングループが実行される。ビン内の各パルスデータセット、及びパルスデータセット内の各波長について、波長のＰＷＴＴが、合成パルスデータセット（全てのパルスの集合）の波長のＳＰＯＳを使用したＰＷＴＴに対して比較される。現在の３つの波長（赤色、緑色、ＩＲ）のうち２つのＰＷＴＴが、合成パルスデータセットの対応する波長ＰＷＴＴの特定のしきい値（現在は、１５％）内にある場合、パルスデータセットは合成内に残される。そうでない場合、パルスデータセットは拒絶され（「プルーニングされ」）、残りのパルスデータセットでプロセスが再度実行される。パルスデータセットをプルーニングすると、ビンから削除され、合成パルスデータセットから差し引かれる。パルスデータセットの数がビンにおける数に対する指定されたしきい値を下回る場合（４までの数で良好な結果が得られている）、結果を報告する前に追加のパルスデータセットが追加される。このアルゴリズムは、図２５に見られる。３つのビン全てに対する合成パルスデータセットＰＰＧ信号が首尾よくプルーニングされるときに、合成パルスデータセットＰＰＧ信号のセットの各々について動脈酸素飽和度計算が行われ（２４０７）、前の前のＲからＲまでの持続時間対の動脈飽和度のトリオがもたらされる。最後に、動脈飽和度と前の前のＲからＲを表す線が、３つのデータ対にフィッティングされる（２４０８）。

左／右の分岐点（「ビンにパルスを収集及びソート」、２４０６）のボックスに戻ると、利用可能な全てのパルスデータセットが再び考慮されるが、今度は前のＲからＲまでの持続時間に関してである。右肢（２４０２）について、利用可能なパルスデータセットが前のＲからＲまでによって、短い、中間、及び長い「ビン」にソートされ、動的な境界調整により、ビン間で比較的等しい数を確保する。利用可能なパルスデータセットが所定のビンに割り当てられた後、パルスデータセットのＰＰＧ信号の各々を一緒に合計することによって、初期合成パルスデータセットが構成される。続いて、左肢で実行された同じプルーニングループが、次いで、右肢の各ビンの各パルスデータセットに適用される。プルーニングされたパルスデータセットはビンから削除され、合成パルスデータセットから差し引かれる。３つのビン全てに対する合成パルスデータセットＰＰＧ信号が首尾よくプルーニングされるときに、ＰＰＧ曲線の最下部の面積（動脈のピークパルス面積に対応する）が各ビンに対して計算され（２４０９）、前のＲからＲまでの持続時間対のパルス面積のトリオがもたらされる。最後に、パルス面積と前のＲからＲまでを表す線が３つの対にフィッティングされる（２４１０）。合成ＳＰＯＳ信号ではなく、ＰＰＧ信号に基づくＳＰＯＳ信号が、本明細書で記載されるようなプルーニングの様々な形態に使用できることを理解されたい。

図２６は、脈波伝播時間（ＰＷＴＴ）の導出を示す。これは、各波長のＰＰＧ信号（ｔ）に対する信号プライムオーバ信号（ＳＰＯＳ（ｔ））曲線を、補間及び（負の）ピーク精密化と一緒に使用して行われる。図２７は、システムで使用される動脈血酸素計算の流れ図を示す。本発明の詳細な説明の導入部で述べたように、結果として得られる合成パルスデータセットＰＰＧ信号（２７０１）をより良くフィッティングするために、片側ガウス導関数が使用されることに留意する。システムは、図２０に見られるように、正から負に交差して負のスパイクまで下がり、次いで最小値からゼロまで（ｘ軸）の距離の１５％までの赤外（ＩＲ）波長ＳＰＯＳからフィッティングするフィッティングウィンドウを使用する。

ガウス曲線のパラメータＡ、Ｂ、Ｃは、初期の最良の推定値（最初の正から負への交差の時間、最小の時間、及び負の大きさからから導出、２７０３）を使用して見つけられ、次いで、非線形最小二乗誤差フィッティングが使用される（２７０４）。これに続いて、結果として得られるガウシアンが赤色の波長のＳＰＯＳ曲線にフィッティングされ（２７０５）、大きさＡのみが変動することを可能にする。次いで、Ａ_赤色／Ａ_ＩＲのＲ値が計算され（２７０６）、標準動脈酸素飽和率の式に入力される（２７０７）。

図２８は、パルス面積の計算（２８０１）を示す。この計算は、赤外（ＩＲ）波長に対する合成パルスデータセットＰＰＧ信号を使用する。酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンの吸収係数はＩＲに対してほぼ同じであるため、ＩＲ ＰＰＧ信号は赤色波長よりも全血流に良好に対応する。したがって、ＩＲ曲線の下部（動脈パルスピークに対応する）の面積を計算すると、動脈パルスがピークでどの程度丸くなっているかが測定される。様々な基準を使用することができるが、現在の基準では、ＩＲ ＰＰＧの最大値の３／８（最小）、ＩＲ ＰＰＧ値を下回る曲線によって形成される領域を使用する。

システム動作：
以下の本システムの様々な例示的な実施形態では、動作上の代替オプションが提示される。本システムは、本明細書に記載されるシステムのいずれかで具現化することができ、本システムは、以下に記載される様々な例示的な実施形態のみに限定されないと理解されたい。

図２９は、組み込まれた電極（２９０２）が左右の胸部に接触し、かつ検出器付きＬＥＤデバイス（２９０３）を備えた、胸部を横切る胸部ストラップ（２９０１）の使用を例示する。

図３０は、組み込まれた電極（３００２）が左右の胸部と接触し、かつ検出器付きＬＥＤデバイス（３００３）を備えた、胸部を横切る胸部ストラップ（３００１）の断面を例示する。

図３１は、組み込まれた電極（３１０２）、及びＬＥＤ検出器付きＬＥＤデバイス（３１０３）を備えた二頭筋ストラップ（３１０１）の使用を例示する。第２の電極は、既存のテレメトリ配線（３１０４）にピギーバックする。

図３２は、組み込まれた電極（３２０２）、及び検出器付きＬＥＤデバイス（３２０３）を備えた二頭筋ストラップ（３２０１）の断面を例示する。第２の電極は、既存のテレメトリ配線（３２０４）にピギーバックする。

胸部又はアームのストラップ又はバンドの利点は、バンド／ストラップがＰＰＧセンサのＬＥＤに垂直な力を提供して、胸壁から良好な信号を得られることである。胸部又はアームのストラップが使用される態様では、任意選択の「トラクション」がストラップの内側に提供されてもよく、これは、脚がずり上がらないようにするために標準的なバイクショーツの内側に見つかるシリコン／粘着性ビーズに類似する。

付録Ａ：心血管生理学の背景
心血管の健康は全体的な健康に不可欠であり、最適な水分補給は、所与の患者の心機能のコンテキスト内でのみ意味をなす。この最適な機能には多くの態様があり、完全な説明はここで必要な背景の範囲を超えている。しかし、その最適な機能の本質的な部分は、肺内の間質液を最小限に抑え、体の毛細血管網への動脈流を多くする環境を同時に維持する能力である。一部の組織や器官は、灌流が一時的に低下した場合にある程度の予備を有しているが、心臓、脳、腎臓は有していない。重力に逆らって脳に送達し、腎臓の「コーヒーフィルタ」に十分な圧力を提供して老廃物を除去するためには、十分な動脈圧及び量（心室収縮又は収縮の結果）が必要とされる。バランスは、肺系（右心と左心の間の循環系の一部分で、肺を通る血流）の圧力を全身動脈（肺から集めた酸素を体に供給する循環系）の圧力に比べて低く保つことによって維持される。状況を大幅に単純化すると、組織への栄養素の流れを維持し、組織から老廃物を除去するために必要な十分な血管内液を維持しながら、肺を「乾いた」状態に維持し、腎臓を「湿った」状態に維持しなければならない。通常の健康状態では、血管内液が多すぎることよりも、少なすぎることが懸念される。低血圧、高心拍数、立ちくらみ、及び尿量の減少と黒ずみは、少量状態のヒントになる可能性がある。健康な器官の状態であっても、個人が麻酔下及び／若しくは手術後、又は急性外傷の状況にあるときなど、個人が気付かないうちに危険な脱水状態に近づいているときのように、追加情報が時として役立つことがある。

しかし、心血管機能が損なわれているか、又は毛細血管の漏出による動脈血保持能力の低下（栄養失調、急性敗血症）の状況では、過剰な体液の問題が増加する問題により、特にその液が胚に蓄積するときに、血管内脱水のリスクが複雑になる。水中のボートのように、肺の状態を見ることができる。ボートは、どんなに水が溜まろうとも、定期的にベイリングが必要である。左心が正常に機能しているときに、これは、この必要なベイリング作用を提供する。何らかの理由で左心機能が損なわれているとき、間質性肺液が上昇し始める。

心拍出量は、１心拍（１ストローク量）に１分間当たりの心拍の数を掛けた、心臓から血液がどのくらい排出されたかの生成物である。しかし、１ストローク量は、特定の体制での心拍数を含む多くのファクタ（アドレナリン作動状態、前の心臓発作、血管内液状態など）に依存する。

心臓の最適な機能は、心筋の弛緩（拡張期）と収縮（収縮期）のバランスを必要とする。フランク・スターリング曲線（図３）は、収縮期（収縮）中に発生する心拍出量と拡張期（弛緩）に発生する心臓の充満との関係を記載する。図に見られるように、正常な機能でもピーク拍出量のポイントがある。しかしながら、心臓ポンプの不全があると、拡張終期（弛緩終期）、収縮期前（収縮前）の充満が回復を減少させるポイント（破線）に遭遇しやすくなる。ただし、その時点の前は、より多くの液が良好である。臨床上の問題は、曲線によってシナリオが異なるため（例えば、通常対心不全）、ピークにどれだけ近いかを知ることである。

心臓への静脈還流は、一般に測定がより困難である。循環器系を閉じた系としてモデル化すると、伝統的に（やや紛らわしいことに）、図３３のような静脈還流の曲線がもたらされる。これらの曲線は、左心室の充満／拡張（臨床的に測定可能な量）をｘ軸として使用するフランク・スターリング曲線（３３０１、３３０２、３３０３）を重ねた右動脈圧（臨床的に測定可能な量）を使用している。静脈還流曲線（３３０４、３３０５、３３０６）が示されている。安静時の健康状態は、フランク・スターリング曲線３３０１及び静脈還流曲線３３０４によって表される。静脈還流曲線は、フランク・スターリング曲線と同じ大きさのピークを有する。これは、平均して流体の保存がなければならないという要件によるものである。２つの曲線の交点（３３０７）は、ミクロ経済学のグラフの販売価格ポイントが供給曲線と需要曲線の交点によって識別されるのと同じように、安静時の健康状態での心臓血管状態を識別する。この点に関して、左心室の収縮につながる心臓の弛緩時間（したがって、充満時間、拡張終期量）の変動に伴って、左心室拍出量の摂動が発生する。そうすることで、心室は平衡点／動作点３３０７の周りでフランク・スターリング曲線３３０１を上下に横断する。静脈還流もまた、静脈還流曲線３３０４に沿って振動／変化し、平衡点／動作点の周りでも振動する。これは、このシステムによって可能になる心血管評価の基礎を形成する。

また、図３３には、健康運動を反映するフランク・スターリング曲線３３０２及び静脈還流曲線３３０５も見られる（変力性の増加、又は基線からの心筋収縮性の増加及び基線からの肺血管抵抗の減少）。新しい動作点３３０８がもたらされる。低下したフランク・スターリング曲線３３０３及び対応する新しい静脈還流曲線３３０６によって見られる心筋収縮性が低下した生理的ストレスの状況でも示される。これにより、心拍出量が減少した新しい動作点が得られる（３３０９）。

肺間質液が増加するときに、これは、赤血球中のヘモグロビンが酸素を取り込む能力に干渉し、二酸化炭素が肺胞、ガス交換が発生する肺の最後の気嚢を取り囲む毛細血管を移動する血液から拡散することに干渉する。液が肺胞を満たし、肺機能を更に損なう可能性がある。「背圧」が上昇すると、運動耐性の低下、安静時の呼吸困難など、肺内の液過負荷の兆候が見られる。「ラ音」として知られる肺内の液体の特徴的な音は、聴診で聞く（聴診器で聞く）ことができる。最終的に、液は右心臓を越えて静脈系のレベルまで逆流する。頸静脈拍動の増加の兆候は、急性期に見られる。状況が進行するにつれて、組織の腫れ（浮腫として知られる）が見られる。

上記の状況のより一般的な原因は、慢性うっ血性心疾患のものであるが、これらの所見は全て、心臓発作、急性肺血栓症、敗血症若しくはショックによる急性心不全、又は今やＣｏｖｉｄ－１９の珍しくない合併症として認識されている急性心筋炎などの急性発症の状況で見ることができ、また実際に見られる。管理の問題は、肺と酸素化に影響を与える機能障害にもかかわらず、脳と腎臓の十分な動脈内量をサポートする必要性があることである。この量が急激に減少すると、体は脳を保護することを知っているため、腎臓は脆弱なままになる。したがって、臨床状況は、多くの場合、肺を保護するために液を控える（又は体から液を強制的に排出する）ことと、腎臓をサポートするために液を与えることとの間のバランスを見つけることに行き着く。追加の問題は、肺の過剰な液が時として重度の不快感を引き起こし、急性腎不全の症状は通常有害ではないが、急性腎不全（ＡＫＩ又は急性腎障害）の死亡率は急性肺水腫よりもはるかに高いということである。その結果、非常に多くの医師や看護師が、複雑な、又は相反する所見の環境下で十分な蘇生を行っていない。これは、腎臓損傷が表す目に見えない大きな危険のために、実際には腎臓を優先すべきことが好ましいときに、腎臓ではなく肺を保護することを選択することを意味する。

心血管の状態を評価するための最も利用しやすい臨床ツールは、臨床所見（浮腫の有無、肺の検査でのクラックル、静脈拍動の上昇など）、患者の症状、ＥＫＧ、バイタルサイン（血圧、心拍数、呼吸数、体温）、標準オキシメトリによる酸素飽和度、及び尿量である。利用しにくいが利用可能なツールは、中心静脈超音波検査（集中治療室や救急部門で利用可能であることが多い）及び心エコー図があるが、後者は注文、実行、解釈に数時間かかることが多い。また、デスクトップサイズのモニターをベッドサイドまで車輪を転がして運ぶ必要があり、技術者が３０～４５分のテストを実行する必要があり、協力的な患者も必要である。そして、心エコー検査は、腹臥位の（うつぶせに横たわっている）患者には行うことができない（中心静脈超音波検査も行うことができない）。腹臥位は呼吸不全に使用されて、肺の後方側により良く酸素を供給するが、そのような患者（多くの場合、人工呼吸器を使用）では、前方胸部へのアクセスがない。どちらのシステム（心エコー図又は中心静脈超音波検査）も、感染隔離中の患者には使用されないことが多い。心エコー図には追加で８００～１２００ドル以上のコストがかかり、上記のようにポイントオブケアではない（中心静脈超音波検査は、約５００ドル請求される）。マサチューセッツ州ニュートンセンターのＣｈｅｅｔａｈ Ｍｅｄｉｃａｌによって製造されたＣｈｅｅｔａｈ Ｎｉｃｏｍ（登録商標）Ｓｔａｒｌｉｎｇシステムは、より新しく、煩わしさが減っているが、それでもかなりのオペレータ訓練が必要であり、高価であり、かつハンドヘルド式ではない。しかし、Ｃｈｅｅｔａｈ Ｎｉｃｏｍ（登録商標）Ｓｔａｒｌｉｎｇシステムを用いたデータは有望に見えるが、血管内液の状態に関するより良い知識が命を救い、お金を節約することを証明している。

心機能と血管内液に関する最良の情報は、Ｓｗａｎ－Ｇａｎｚカテーテルを用いて取得される。これは、頸静脈又は鎖骨下静脈に挿入され、右心臓を通って肺に通されるカテーテルであるが、留置には簡単な外科的処置を必要とし、出血や感染の深刻なリスクをもたらす。更に、肺腔に穴が開く場合、「肺のドロップ」の危険性がある。ライン敗血症（カテーテル留置に関連する細菌血流感染）は、重大なリスクと死亡率をもたらす。そして、カテーテルの留置にはコストがかかる（４００ドル以上の留置、次いで、モニターによる追加のＲＮコスト）。１９９０年代後半の研究でＳｗａｎ－Ｇａｎｚカテーテルの使用と死亡率の増加が関連付けられて以来、貴重な臨床情報が得られたとしても、このカテーテルの使用は制限されている。

動脈圧波を直接監視する動脈カテーテル、又は中心静脈圧モニターなどの他のオプションは、Ｓｗａｎ－Ｇａｎｚカテーテルと同じリスクの多くを共有している。

Claims (18)

1. 動脈内液量を評価するためのシステムであって、
   （ａ）人の皮膚に接して配置可能なデバイスと、
   （ｂ）光の複数の波長で前記人のＰＰＧ信号を測定するための前記デバイスに装着された少なくとも１つのＰＰＧセンサと、
   （ｃ）前記人のＥＫＧ信号を測定するための複数の電極と、
   （ｄ）前記ＰＰＧ信号及び前記ＥＫＧ信号を受信及び分析するためのコンピュータロジックシステムと、を備え、前記コンピュータロジックシステムは、
   （ｉ）前記ＥＫＧ信号において心周期を識別するためのシステムと、
   （ｉｉ）前記識別された心周期における特徴に基づいて、前記ＰＰＧ信号を一連のＰＰＧ信号セグメントにセグメント化するためのシステムと、
   （ｉｉｉ）（ａ）前のＲからＲまでの心周期及び（ｂ）前の前のＲからＲまでの心周期の持続時間に基づいて、前記ＰＰＧ信号セグメントを複数のビンにソートするためのシステムと、
   （ｉｖ）前記複数のビンの各々について合成信号を生成するためのシステムであって、前記ビン内の前記ＰＰＧ信号セグメントを合計又は平均するためのシステムを備える、システムと、
   （ｖ）前記前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された前記合成信号および前記前の前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された前記合成信号に基づいて、人の相対的な水分補給レベルを測定するためのシステムと、を更に備え、
   合成信号プライムオーバ信号（ＳＰＯＳ）が、前記合成信号自体によって正規化された前記合成信号の導関数として生成される、システム。
2. 前記人の相対的な水分補給レベルを測定することが、
   前のＲからＲまでの関数として動脈パルス形状で左心室拍出量を表す第１の線をプロットすることであって、前記第１の線が、前のＲからＲまでの心周期から生成された前記合成信号の値に基づく、プロットすることと、
   前の前のＲからＲまでの関数として動脈ヘモグロビン酸素飽和度で静脈還流を表す第２の線をプロットすることであって、前記第２の線が、前の前のＲからＲまでの心周期から生成された前記合成信号に基づく、プロットすることと、
   前記第１の線と前記第２の線の交点を人の相対的な水分補給レベルのメトリクスとして判定することと、を含む、請求項１に記載のシステム。
3. 前記前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された前記合成信号を、前記前の前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された前記合成信号と比較することが、
   前のＲからＲまでの関数として動脈パルス形状で左心室拍出量を表す第１の関係を計算することであって、前記第１の関係が、前のＲからＲまでの心周期から生成された前記合成信号の値に基づく、計算することと、
   前の前のＲからＲまでの関数として動脈ヘモグロビン酸素飽和度で静脈還流を表す第２の関係を計算することであって、前記第２の関係が、前の前のＲからＲまでの心周期から生成された前記合成信号に基づく、計算することと、
   前記第１の関係と前記第２の関係を人の相対的な水分補給レベルのメトリクスとして比較することと、を含む、請求項１に記載のシステム。
4. 人の水分補給レベルを測定するための前記システムが、光の赤外波長で測定された合成信号の形状の変化を検出する、請求項１に記載のシステム。
5. 光の赤外波長で測定された合成信号の前記形状の変化を検出することが、光の赤外波長で測定された前記合成信号の曲線下面積に動脈内液量を相関させることを含む、請求項４に記載のシステム。
6. 前記コンピュータロジックシステムが、
   （ｖｉ）前記心周期におけるＲ波複合の開始と前記合成ＳＰＯＳにおける形状特徴の発生との間の時間間隔を判定することによって、脈波伝播時間を判定するためのシステムを更に備える、請求項１に記載のシステム。
7. 前記合成信号における前記形状特徴が、前記合成ＳＰＯＳの最小値である、請求項６に記載のシステム。
8. 前記デバイスが、ハンドヘルドデバイスであり、前記少なくとも１つのＰＰＧセンサが前記ハンドヘルドデバイス上に装着され、複数の電極ワイヤが前記ハンドヘルドデバイスから延びる、請求項１に記載のシステム。
9. 前記デバイスが、ハンドヘルドデバイスであり、前記少なくとも１つのＰＰＧセンサが前記ハンドヘルドデバイス上に装着され、前記複数の電極のうちの少なくとも１つが前記ハンドヘルドデバイス上に装着された、請求項８に記載のシステム。
10. 光導波路が、前記デバイス上の前記少なくとも１つのＰＰＧセンサと前記人の皮膚との間に挿入されている、請求項８に記載のシステム。
11. 前記デバイスは、前記少なくとも１つのＰＰＧセンサ及び前記複数の電極が、前記人の胸又は肢の周りに配設されたストラップ又はバンド内に配設されるように、前記人の胸又は肢の周りに配設された前記ストラップ又はバンド内に配置されている、請求項１に記載のシステム。
12. 前記デバイスが、パッチであり、前記少なくとも１つのＰＰＧセンサ及び前記複数の電極のうちの少なくとも１つが前記パッチ内に配置されている、請求項１に記載のシステム。
13. 前記コンピュータロジックシステムは、前記合成信号が前記デバイス内で生成されるように前記デバイス内に配置され、前記動脈内液量を測定するための前記システムが、
    分析のためのリモートコンピュータシステムへの前記合成信号、又は
    分析のためのリモートコンピュータシステムへの測定されたＰＰＧ信号及びＥＫＧ信号、のうちの１つ又は両方を送信するためのデータ送信システムを備える、請求項１に記載のシステム。
14. 前記複数のビンの各々について合成信号を生成するための前記システムが、前記合成信号の計算から異常なＰＰＧ信号セグメントを除去するためのシステムを含む、請求項１に記載のシステム。
15. 前記合成信号の前記計算から異常なＰＰＧ信号セグメントを除去するための前記システムが、
    合成信号を計算するために使用される前記ＰＰＧ信号セグメントの各々のＳＰＯＳを、前記計算された合成信号の前記ＳＰＯＳと比較し、
    外れ値のＰＰＧ信号セグメントを除去し、
    前記外れ値のＰＰＧ信号セグメントが除去された前記合成信号を再計算し、
    外れ値のＰＰＧ信号セグメントがなくなるまで反復を繰り返すことによって、前記合成信号を反復的に再計算するためのシステムを含む、請求項１４に記載のシステム。
16. 外れ値のＰＰＧ信号セグメントが、光の異なる波長で測定されたＰＰＧ信号セグメントを前記計算された合成信号と比較することによって識別される、請求項１５に記載のシステム。
17. 前記コンピュータロジックシステムが、
    （ｖｉ）光の異なる波長で測定された合成ＳＰＯＳ信号に基づいて、動脈ヘモグロビン酸素飽和度を計算するためのシステムを更に備える、請求項１に記載のシステム。
18. 動脈内液量を評価するためのシステムであって、
    （ａ）人の皮膚に接して配置可能なデバイスと、
    （ｂ）光の複数の波長で前記人のＰＰＧ信号を測定するための前記デバイスに装着された少なくとも１つのＰＰＧセンサと、
    （ｃ）前記人のＥＫＧ信号を測定するための複数の電極と、
    （ｄ）前記ＰＰＧ信号及び前記ＥＫＧ信号を受信及び分析するためのコンピュータロジックシステムと、を備え、前記コンピュータロジックシステムは、
    （ｉ）前記ＥＫＧ信号において心周期を識別するためのシステムと、
    （ｉｉ）前記識別された心周期における特徴に基づいて、前記ＰＰＧ信号を一連のＰＰＧ信号セグメントにセグメント化するためのシステムと、
    （ｉｉｉ）（ａ）前のＲからＲまでの心周期及び（ｂ）前の前のＲからＲまでの心周期の持続時間に基づいて、前記ＰＰＧ信号セグメントを複数のビンにソートするためのシステムと、
    （ｉｖ）前記複数のビンの各々について合成信号を生成するためのシステムであって、前記合成信号の計算から異常なＰＰＧ信号セグメントを除去するためのシステムを含む、システムと、
    （ｖ）前記前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された前記合成信号および前記前の前のＲからＲまでの心周期に基づいてビンから生成された前記合成信号に基づいて、人の相対的な水分補給レベルを測定するためのシステムと、を更に備え、
    前記合成信号の前記計算から異常なＰＰＧ信号セグメントを除去するための前記システムが、
    合成信号を計算するために使用される前記ＰＰＧ信号セグメントの各々のＳＰＯＳを、前記計算された合成信号の前記ＳＰＯＳと比較し、
    外れ値のＰＰＧ信号セグメントを除去し、
    前記外れ値のＰＰＧ信号セグメントが除去された前記合成信号を再計算し、
    外れ値のＰＰＧ信号セグメントがなくなるまで反復を繰り返すことによって、前記合成信号を反復的に再計算するためのシステムを含む、システム。