JP3971457B2 - 末梢動脈緊張の監視による医学的状態の非侵襲検査装置 - Google Patents
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Description
発明の背景
１．発明の分野
本発明は、末梢動脈緊張を監視することにより生理学的状態あるいは医学的状態の非侵襲検査および監視をするための方法および装置に関する。より詳細には、本発明は上記生理学的状態や医学的状態との関係で末梢動脈の血管収縮に関連した変化の監視に関し、特に患者の生理学的状態や医学的状態を検出したり監視するために心肺疾患や血圧に関して非侵襲検査および監視をするための方法および装置に関する。
２．関連技術の説明
上記したように、本発明は患者の身体の末端における血流力学的現象を検出することにより種々の生理学的状態や医学的状態の検出や、監視に関する。本発明は複数の生理学的状態や医学的状態の検出や監視に関連するが、ここでは心肺疾患や血圧に関する４つの特別な例、つまり、心筋虚血、睡眠段階判別、睡眠無呼吸症候群、連続血圧監視、等が提示されている。それ故、以下の説明はこれらの４つの例に関連した技術の説明を含む。
心筋虚血に関する用語の定義
１．虚血：身体のある器官の血液の潅流が適切に行われない時に使用する用語。
２．心筋虚血：心臓の筋肉、つまり心筋が虚血にある時に使用する用語。
３．狭心症（心臓疾患）：通常、心筋虚血により作り出される臨床上の症状。
古くは、これらの症状は苦痛、不快感、あるいは胸部や左腕の圧迫感を含む。
４．典型的ではない狭心症：虚血現象が、頚部、臼歯、等の他の場所での痛みのように典型的ではない症状を起こすこともある。
５．無症状の狭心症：症状のない（痛みのない）心筋虚血の状態である。無症状の狭心症は虚血の発症を経験した人の約２０％である。従って、それらの人々は生命に危険がある問題を持っていると理解しておらず、医学的な助言も求めない。それらの人々は突然死の危険にさらされている。
６．冠状動脈の疾病：冠状動脈は心臓に養分を供給する導管である。動脈硬化では、過剰のコレステロールと動脈壁の通常の成分に置き換わるカルシウム堆積物の増大により冠状動脈の内部が狭くなる。
７．慢性狭心症：狭心症のこのカテゴリでは、虚血症は肉体的な運動に関連したものである（つまり、血液の要求に関連したものである）。運動中の心臓により求められる血液の増加要求に、動脈硬化で血管が堅く、狭くなり、膨張できないために応じられない。
８．不安定狭心症：狭心症のこのカテゴリでは、凝血が動脈硬化の狭い部分で突然に自然発生的に生じ、動脈を部分的に塞いでしまい、心筋虚血を誘発する。多くの例では、凝血はわずかな時間の後に自然に溶解し、血液の潅流が再度発生し、心筋虚血が軽減される。
９．心筋梗塞：凝血が溶解せず、全体的に塞ぐ血栓状態にまでは進んでいない時、あるいは動脈アテロームの部分で動脈の塞がりを破裂する時、その取り巻いている動脈により養分を供給される心筋は壊死にいたる。それが心筋梗塞である。
１０．動脈緊張：動脈を取り巻く平滑筋繊維が与える「活動緊張」の程度。
活動状態の時（通常、交換神経の末端による、あるいは血液領域や部分的に同化した媒介による）、この筋肉繊維は収縮し、動脈の内径を縮小する。活動緊張の程度が高い時は、血管収縮状態にあり、反対に緊張程度が低い時は、低い血管拡張が起こる。活動緊張の他に、動脈壁は動脈内の血圧による非活性な緊張をも受ける。
１１．冠状動脈の血管造影：冠状動脈の放射線造影方法。腕や脚の動脈に差し込んだ動脈カテーテルによって放射線不透過性物質を大動脈内の冠状動脈の起点に注入し、動脈を通じて心臓に送る。
１２．心肺の疾患：心肺機能の急激な障害によって誘因される患者への低い等級の悪影響を説明するために使用する一般的な用語。これは数あるなかでも、心筋虚血、心臓弁膜疾患、心筋症、鬱血性心臓機能不全、慢性肺疾患などに起因する。
心筋虚血検出方法の従来技術
痛みを伴った不安定な狭心症の典型的な発症の患者では、自然発生的な虚血の診断は患者の症状に基づいて行われる。通常、冠状動脈の血管造影は治療方法（たとえば、外科的手術、薬物治療、バルーン血管形成、等）を選択するためにこれらの患者に対して行われる。しかし、肉体的な活動に関連した胸部の苦痛を訴える人達、また他の医学的理由で冠状動脈疾患のある、なしを判定する必要のある人達には、心臓のストレス試験を行う。
心臓ストレス試験では、肉体にストレスを与える運動、たとえば室内での自転車こぎやランニング・マシンを使用して心臓に酸素要求を増大させる。ここで説明するいくつかの方法は、心臓ストレス試験の間に酸素要求に関連した虚血が発生するという事象を検出するのに有効である。しかし、既存の方法の予測値はおおよそ５０％から８５％で変動し、それ故に疾患を判定する単一の方法として、あるいは一般的な基準として使用するにはどれも信頼性は十分とは言えない。
以下に示すのは、運動試験中に発生した心筋虚血を検出するために使用される診断技術である。
１）ECG（心電図）：ECGは虚血心筋領域で起きる異常な電気的活動を示す。心筋虚血を検出するECGの感度および特性は、動脈硬化疾患の大きさに直接関係している。故に、危険度の高い疾患（つまり、１あるいは２の動脈支流に限定された疾患）は容易に発見できる。ストレス試験におけるECGの全体的な予測は約６０％でしかないが、慢性的な狭心症を検出するための重要な道具であり、その取り扱い易さと低コストの故に、スクリーニング目的には唯一、有効な方法である。
２）ストレスのエコー心拍測定：この技術は心臓壁の２次元超音波画像に基づくものである。ストレス試験の際に、動脈硬化の冠状動脈に関連した心筋部分は虚血してしまう。従って、運動低下症や壁厚の減少のような心臓壁の運動障害はエコー心拍測定により検出可能である。この技術の持続的な改良によりストレスのエコー検出予測値は約７５％から８０％に増加し、この値は核画像技術を使用したものに近い。この試験は医局で実施できるが、人手を要し、しかも専門家を必要とするので、集団検診には適していない。
３）核画像技術：以下に説明する核技術では、放射性同位元素を静脈に注射する。下記のｂとｃの技術では、初めの静脈投与が洗い流され、患者は安静状態の後、しばらくして同じ同位元素の第二の静脈投与が行われる。これは梗塞した領域によって充填欠陥が起きたのか、酸素要求に関連した虚血部分で充填欠陥が過渡的に起きたのか、医者が区別可能となる。
下記の診断試験に基づき心筋虚血に関連した酸素要求が重大な程度にあると思う患者は、通常、心臓カテーテルの挿入や冠状欠陥造影を受けるが、それらは最も身体へ侵襲する検査方法であるが、最も明確な診断検査でもある。ほとんどの場合、核試験が陽性のケースでの最終的な治療の選択は血管造影により判定される。しかし、ある環境では、血管造影の際に広汎性の冠状動脈疾患を有すると見られる患者は、解剖学的な欠陥の機能上の効果を判定するために核診断技術の一つに戻すことになる。
a.MUGA（マルチゲーティド血管造影）：この方法では、注射で入れられた標識をつけたテクネチウム（Tc）が赤血球によって補足される。標識をつけた血液で満たされた心臓の腔の血管映画撮影が虚血の壁の運動障害を映し出す。この試験の信頼性は約８０から８３％である。
b.201-タリウム（Tl）平面走査：注射で入れられた201-Tlは生存能力のある心筋細胞に吸収される放射性トレーサである。梗塞状態あるいは不適切に灌流した虚血部分では、心筋に取り込まれたタリウムは停止させられ、充填欠陥部分として平面走査画像に現れる。信頼性は約８０から８３％である。
c.タリウムSPECT（単一陽子放出測定断層写真）：これは平面走査より進んだタリウム画像技術である。この技術で、梗塞による充填欠陥部分と一時的な虚血との区別ができる。第一回目の走査の後、数時間で行った第二回目の走査において、放射性トレーサの取り込みが虚血部分にあらかじめ見ることができる。酸素要求に関連した不十分な灌血が一旦なくなり灌血が再度はじまると、循環しているタリウムは再灌血した心筋に至り、トレースされる。現時点で、この方法はECGで陽性という結果を得た後、あるいは患者の医師評価に基づき、虚血を検出するための医療作業では従来より標準的なものである。信頼性は８２から８５％の範囲である。
d.PET（陽電子放出断層写真）：この方法では、代謝活性がグルコースのように代謝のサイクルで普通に関係する放射性の標識をつけた試薬によりトレースされる。代謝は、心筋の生存能力に対するガイドのような生命のしるしである。さらに、PETは灌血の研究に使用できる。
PET走査方法は核試験のうち最も正確であるが、極めて高価（数百万ドルの装置と特殊な設備を要する）であり、他の核試験でのように、試験で陽性の患者は明確な治療法を決定するために最終的に血管造影を行う。
特に、上記すべての技術は虚血心臓の種々の機能における障害を検出するように考えられている。つまり、公知技術の方法は虚血の持続的な存在により心臓そのもが機能するか、機能しないかを監視あるいは検出する。一方、以下に詳細に説明するように、本発明は心筋虚血の兆候に応じた末梢動脈緊張を監視する。
一般的に、生理学的に望ましいレベルで血圧（BP）を維持するには、２つの機能が関与する、つまり、１）心臓出力（CO）、リットル／分と２）全身（肺とは反対に）血管抵抗（SVR）、dynes/sec/cm5。全身血管抵抗という用語は全身動脈血管床における血流に対するインピーダンスを表し、動脈緊張により調節される。
血圧、心臓出力（CO）、SVRとの関係は式BP＝CO×SVRで概ね表され、このSVRを決定するための従来技術は血圧と心臓出力を測定し、それからSVRを算出するものである。しかし、本発明の共同発明者（Goor）はSVRを直接測定することを既に提案した。米国特許U.S.P.4,429,701、4,798,211、4,821,735（発明者はすべてGoor等）を参照してください。また、これら特許は本願の引例である。U.S.P.4,429,701では、新規な方法と装置（レジストメータ）がSVRの変化を直接監視するために記載されている。続いて、U.S.P.4,798,211では、経皮透過光冠状血管形成（PTCA）の際にSVRを監視するためのレジストメータを使用する時、毎回バルーンを膨らまし、関連ある冠状動脈を全体的に妨害し、SVRの増大が続くことを記載していた（Mohr等、「循環」74:780-6,1986を参照）。
それにもかかわらず、上記Goor等の特許に記載の方法と装置はSVRを直接測定することを必要とし、それを行うには身体への侵襲技術を要した。特に、SVRは大腿動脈内に設けた針によって直接測定された。さらに、SVRを非侵襲的に監視できると仮定しても、SVRを直接監視する非侵襲方法や装置は今のところ実用化されていない。
末梢血管調節はよく知られた生理学的現象である。たとえば、身体の通常の調節は熱交換を通じて身体の温度を調節するようにするため、皮膚に流れる血液を変えることによる温度調節が知られている。従って、血管拡張により暖かい血液を皮膚に導き、周囲への熱放射を増大させ、一方、血管収縮により皮膚に流れる血液流を減らして熱を保存する。末梢の血管収縮は、また安定した血圧を維持したり、脳、肝臓、腎臓、他の生命維持に必要な器官等に血液を確実に供給するため、外傷による出血や内出血の際にも起こる。血管収縮と血管拡張による身体の血管調節は非常に繊細なメカニズムであり、局所媒介物によるばかりでなく脳によっても制御され、生理学的条件および病理学的条件において身体の各器官の最適な灌血を維持するために一定に調節される。
欧米社会における心筋虚血の発病率および死亡の危険性は、イスラエルについての以下に記載の推定データを基準に推定可能である。イスラエルでは人口約500万人で、心臓病患者は250,000人と推定されており、その８０から８５％は冠状動脈疾患を有している。分かっている冠状動脈疾患の患者の約８０から９５０％が慢性狭心症を患っている。このグループの治療を受けた患者の死亡率は年間約１から２％である。残りの１０から２０％は狭心症の不安定な形を患っている。このグループの治療を受けた患者のうち、毎年の死亡率の推定値は１０から２０％に達する。
推定250,000人という心臓病患者に加えて、ほぼ同数の人々が診断未確定の心臓障害を有しているとイスラエルの専門家は推定している。この推定は、イスラエルでは１年につき約6,000人の心臓死という事実により支持されており、半分は全く予期されず、心臓病患者と考えられてない人達に発生した。従って、冠状動脈疾患を有する人の１０から２０％と推定する人達で、あらゆる形態の心筋虚血を患っている人達は痛みがないか、この疾患の他の症状を有しているので、健康管理について公知で大きな問題が欧米社会に存在する。
つまり、冠状動脈疾患の存在で生じる心筋虚血を検出するため、現在使用されているストレスECG試験よりも予測率が高く、しかも簡単で、高価ではなく、非侵襲的な技術が切に望まれている。
睡眠条件および睡眠無呼吸に関連した技術
通常の人々はいくつかの睡眠段階を経験する。重要な段階はレム（眼球が頻繁に動く）睡眠段階として知られており、頻繁な眼球運動、筋肉の小さな痙攣、自律神経活動の変化、他の身体的運動の休止などにより特徴づけられている。ノンレム睡眠として知られている他の睡眠段階は、さらに４段階に細分化され、その第１段階は最も浅い、つまり、休息あるいは疲労回復が最も少ない。そして、第４段階は最も深い。
個人のレム睡眠を監視することは睡眠障害を診断するために非常に重要である。また、治療や、レム潜在期がかなり減少する欝病や睡眠発作の治療に対する診断や追跡反応、および研究のように、様々な分野に有用である。
診断のためには、患者の睡眠を監視して様々な睡眠段階のパターンや継続時間を判定する。電子生理学的技術や電子機器を使用して、脳や筋肉の活動から得られる電気信号を測定することにより睡眠を定性的および定量的に評価する。
このために広く使用している技術は、脳電図（EEG）データの同時で連続的な測定法である。EEGデータは脳皮質から主に得られる信号であり、心電図（ECoG）としても示される。同時に、筋肉の活動を監視する電気的な筋運動図（EMG）信号が、眼球の運動によって得られる左右眼球の電気的な眼球運動図（EOG）信号と共に測定される。これらEEG、EMG、EOG信号は多チャンネルの生理学的記録計に従来は記録されている。
睡眠段階を評価するために写真技術も使われていた。Hobson等（Science 201、1978、1251頁から1255頁）によれば、睡眠被験者の移動性は写真で測定され、ノンレムとレム間の移り変わりの予測は主な***移動がレム睡眠の直前直後に起こるという前提で行われる。
米国特許U.S.P.4,784,162によれば、患者取り付け用の複数のセンサを用いて睡眠障害を監視するための装置が示されている。センサはアナログ信号を発し、それは続いてバイナリ・データに変換され、低出力の無線により送信されるる。米国特許U.S.P.4,836,219によれば、ヘッドギアに取り付けた検出器からの眼球運動と頭の運動を表すアナログ信号に適した電子フィルタを使用する個人の睡眠状態を報告するための方法と装置が示されている。
本発明の共同発明者であるLavieの米国特許U.S.P.5,280,791は、人間の睡眠状態を判定するためのシステムに関するもので、それは（a）人間の心臓のR-R波のインターバルを測定する手段と、（b）その心臓R-Rインターバルの出力スペクトルを計算して低周波と高周波のスペクトル出力の比を得る手段と、（c）その測定手段と計算手段に応じて出力信号を発生する手段で、その出力信号はレム睡眠を示す時の第一値とを有する出力信号と、上記出力比がノンレム睡眠を示すしきい値より低い時の第二値を有する出力信号であり、（d）その出力信号に応じ、レム期あるいはノンレム期をそれぞれ表す所定の時間を示す手段、とから構成したものである。望ましいスペクトル出力は低周波数では0.01と0.07Hzとの間の範囲で、高周波では0.2と0.3Hzの間である。
睡眠無呼吸症候群は最も一般的で重要な睡眠障害の一つである。睡眠中の上部気道のつぶれの反復発症で、永続的な呼吸運動にもかかわらず空気流を遮断してしまう。閉塞性の無呼吸は、睡眠から短時間の覚醒や上部気道開通の回復により終了するまで、徐々に増大する無酸素症に結びつく。いくつかの人口研究（発明者の研究所や他の研究所による）は成人の２から４％が睡眠無呼吸症に患っていると推定している。この症候群は全身緊張亢進症、心筋梗塞、発作、突然死へと至る重大な危険性のある要因と認識されている。睡眠無呼吸症候群を診断するため、通常、同時記録を脳電図（EEG）、眼球運動図（EOG）、筋運動図（EMG）、口と鼻の空気流（サーミスタあるいは熱電対による）、胸と腹の運動（呼吸ベルトによる）、鼾の強度（dBメータによる）、脈拍酸素測定、および脚の運動等から成る多チャンネル記録計で行う。各記録は全ての無呼吸事象に対して視覚的に採点される。これらの記録は患者の睡眠を邪魔し、妨害してしまう。
既存の睡眠評価技術の問題点を考慮して、呼吸運動と酸素測定だけから成る部分的な監視のみを行うケースが多い。特に部分記録はスクリーニング目的に行われる。その目的は無呼吸事象が多数おきる人を識別することである。
従って、測定の際に患者が心地よく眠れる、睡眠段階と睡眠無呼吸症候群検査のための簡単な方法が必要である。
血圧に関する背景情報
多くの診断方法および治療方法は正確で首尾一貫した血圧、特に、全身動脈の心収縮期血圧と心拡張期血圧の監視を必要とする。また、平均血圧と脈動波形を得ることが望ましい。血圧を監視する従来の方法と装置は、非侵襲型か侵襲型のどちらかに分類できる。非侵襲型の方法は、動脈の収縮期と拡張期の血圧データの周期的な個別測定が十分な時に使用される。侵襲型の方法は、血圧の信頼性が必要で連続的な監視を要する時、あるいは脈動波形が必要な時に使用される。連続血圧測定の従来方法は、動脈内圧波形を圧力測定装置に送る動脈内カニューレの導入を有する。その侵襲性により、現在、連続監視は危篤看護および手術室の限られた環境に限定されている。しかし、使用が容易で、連続的な監視用に信頼性のある非侵襲型の方法があるなら、連続的に血圧を監視することが望ましい状況が他にも多くある。
血圧の非侵襲型測定の最も一般的な方法は、聴診および振動血圧測定方法であり、その方法ではカフを上腕に巻き、動脈が完全に閉塞されるまで膨張させる。次に、音響検出装置を用いて動脈閉塞時の脈拍信号およびカフの圧力を低下させた時の脈拍信号を検出する。広く知られているように、これらの方法は心臓の収縮と拡張血圧値だけを提供するもので、連続的な血圧測定に適してはいない。これらの方法の別の欠点は、動脈を完全に閉塞し、通常の血液流を妨害することである。また、これらの方法は正確ではない傾向があり、特に、肥満した人や動脈硬化を患っている人の測定で正確ではないことが知られており、また、この測定プロセスが患者を覚醒させるので睡眠中の患者には使用するのは不適切であり、さらに運動中の人に用いるには非常に不便である。また、この方法は血圧不安定性のデータはほとんど提供せず、また解像力が弱い。
血圧の連続的監視を行う従来技術による一方法は音の測定による方法であり、外部で記録した脈動波形の測定に基づいている。つまり、末梢動脈に所定量の力を作用させるために装置を用い、同時に動脈の脈動振幅変動を監視する。この従来技術の主な欠点は持続した正確な測定および長時間の正確な血圧測定に使用できないことである。特に、この方法は患者の動きの機械的影響に敏感であり、効果が限定してしまう。
この方法の別の問題は、力信号を圧力信号に変換するための正確な手段を欠いていることである。特に、少なくとも下記の２つの理由が、普遍的に利用可能な変換要因の導出を妨げている。第一に、脈動波を身体の外側に送ることが個人によって大きく変動がある。第二に、力と圧力の関係は直線的ではなく、従って個々に測定した血圧計による収縮期と拡張期の圧力値の単一の組では、適切な換算には不十分である。
連続的な監視を行う別の従来技術方法はPenaz法として知られている。この方法は患者の指の内部血圧を評定し、同時に指の光学密度の一定水準を維持するため外部の反対圧を連続的に変化させ、血圧の変化を監視する。特に、この方法は動脈内の圧力レベルに近い外部圧力を連続的に加えているので望ましくない。この方法も患者の動きに敏感である。本発明者は、この方法の不正確さの原因の少なくとも一つは、比較的高い圧力の一定の付加が測定位置で静脈を戻すことになり、測定位置より末端の指の部分で静脈の鬱血を作り、血行動態変化と反射血管変化とを引き起こす可能性があり、血圧測定での変動を生み出す。
また、別な従来技術の方法は、発光器と指先の反対側に設けた受光器から構成した光容量変動記録計を利用している。動脈を流れる血液量が変動して、指を透過する光の変化を受光器が記録する。その信号をコンピュータに送り、受光器出力を最低血圧と最高血圧データに変換する。この方法の著しい欠点は、変動する光出力を血圧に変換するための正確な変換手段を欠いていることである。また、指の静脈血の影響が不確定であり、後述するように実質的に心身に有害な効果を有する可能性がある。
従って、連続的な血圧監視のため、簡単で非侵襲型の技術が必要とされている。
発明の開示
詳細は後述するが、本発明者は生理学的状態あるいは医学的状態が患者の身体の末端における血流力学的事象の特徴を検出することにより判定できると判断した。特に、本発明者は上昇SVRを測定することによってだけでなく、むしろ末梢血管収縮の展開を直接測定することにより、心肺の疾患が検出でき、監視できることを示した。これは非常に簡潔で安価に実行できる非侵襲型の方法を使用した検出を可能にする。
従って、本発明の目的は、ある顕在化効果に反応した末梢動脈緊張の変化を検出することにより生理学的状態あるいは医学的状態の、正確で首尾一貫した検出を可能とする非侵襲型の方法および装置を提供することである。
本発明のさらに詳細な目的は、末梢血管収縮を検出し、監視することによる心肺疾患の検出の方法および装置を提供することである。
動脈緊張は、様々な機能のパラメータを制御するため身体によって使われているメカニズムであることが知られているが、本発明者は動脈緊張の変化が生理学的な障害や医学的な状態にたいする価値のある診断具としても使用可能であることを示した。特に、本発明者は、血管収縮を直接測定することにより心筋虚血のような生理学的障害を検出できることを示した。この血管収縮は、既に発見され、上記のGoor等の特許で報告されているSVRの上昇に結びつく初期要因である。
従って、ここに記載したのは末梢動脈緊張の非侵襲型監視方法および装置である。末梢動脈緊張の変化が、患者の皮膚のような末梢動脈の血液流、血液量、動脈拍の波形のような複数の血液力学パラメータにおける変化を監視することにより検出できるが、患者の指やつま先で行い、その位置での動脈の脈動量における変化を検出することが望ましい。血液量の変化は、指の体積、光学密度など１つ以上のパラメータの容量変化記録により決定できる。指は容易に測定できるので望ましい位置であるが、身体の他の末端部分も使用可能である。
その望ましい構造では、本発明の装置は患者の指の末端を含む全てあるいは一部を受ける指プローブを有す。この指プローブは、柔軟性のないシンブル形状の外側部材と、ゴム手袋の指形状の従順な膜とを有する。円筒状の加圧バンドが、この膜を内袋と圧力カフの２つの部分に分ける。Ｕ字状の金属棒が内袋を２つの連通可能な部屋に分割する。これら２つの部屋を指の末端部分にかぶせ、加圧する。圧力カフは内袋の部屋から離して加圧される。望ましい実施例では、圧力は測定位置で静脈内の血液が貯まるのを防ぎ、動脈壁の緊張を取り除くに十分な値にする。しかし、加えられた圧力は動脈を閉塞するほど高く上げてはならない。指プローブは、たとえば圧力トランスデューサや光電セルのような動脈緊張の変化を検出する手段を有することも可能である。あるいは、指プローブは検知した情報をプローブの外部に設けたセンサに送るための導管を設けることも可能である。
特に、本発明による方法および装置は、心筋虚血に加えて種々の生理学的状態や医学的状態を検出したり監視するのに適している。たとえば、本発明者は本発明の方法と装置が睡眠監視の２つの重要な分野、つまりレム睡眠段階と睡眠無呼吸症候群の睡眠監視に適していることを示した。
さらに、本発明者は、表立たない、あるいは表立った夜間の狭心症を検出するために、本発明の装置が睡眠中の人々の集団検診に使用できることを示した。これは全ての従来技術の方法が扱いにくく、しかも患者の睡眠を妨害するので現在のところ実施不可能である。さらに、全ての既存の方法はたくさんの機器を用い、しかも非常に高価で、それ故に集団検診には不適切である。
いくつかの改良と、新規な換算法で、本発明は血圧の連続的な非侵襲型測定に有益であることが示された。
【図面の簡単な説明】
本発明は以下に示す添付図面を参照にして、具体例により説明する。
図１は被験者の末梢動脈緊張を監視するため被験者の指（たとえば、手の指）に適用した、本発明のプローブの一実施例を示した断面図である。
図2a,2bは図１のプローブの別な実施例を示している。
図3aは本発明の実施例により作られた圧力カフを示す長手方向の断面図であり、図3bは図3aの線A'-A'に沿った断面図である。
図4aは図2a,2bのプローブを示し、図4bは図2a,2bの先端キャップを使用する際の図３の圧力カフを示している。
図５は本発明による圧力カフの別の実施例を示している。
図６は本発明による圧力カフの更に別の実施例を示している。
図6a−図6eは、内袋の必要なしで測定を可能にするため圧力カフを使用する実施例を示している。
図7,図7a,図7bは本発明の指プローブの望ましい実施例を示し、先端キャップと圧力カフが単一の指プローブに一体化されている。
図８は複数の指プローブを手袋に組み込んだ本発明の一実施例を示し、図8aはプローブを設けてない指用のチューブ保持部材を示している。
図９は本発明によるプローブを含む全体システムの一実施例を示すブロック図である。
図10は図9に示した自動空気システムに換わる手動空気システムを示している。
図11は本発明の指プローブの別の実施例を示しており、プローブは光学センサを有している。
図12−図20は、心筋虚血を検出するために使われた時の本発明により作られた結果を示すグラフ・データ、およびこれらの結果と心筋虚血を検出する従来の技術とを比較する比較データを表したものである。
図21と図22は、被験者の睡眠状態、特にレム段階および睡眠無呼吸症を検出するため、監視する際に使用された時の本発明により作られた結果を示すグラフ・データを表したものである。
図23は連続的な血圧測定用に作られた本発明装置の一実施例を示している。
図24と図25は図23で例示された本発明装置の換算の際に得られた臨床データ曲線を表している。
図26と図27は、本発明の血圧測定技術を使用した時に得られた結果と標準的な血圧測定技術との比較をするデータ図である。
好ましい実施例の詳細な説明
心筋虚血の検出
本発明の特に重要な長所は、心肺疾患、特に心筋虚血の存在を非侵襲的に検出する能力である。従って、本発明の方法および装置の以下に示す説明は主として心筋虚血を検出することに関する。しかし、本発明は、身体の反応が末梢動脈緊張に反映される他の生理学的状態および医学的状態を検出するために使用可能であることを評価すべきである。いくつかの例を心筋虚血の説明の後に示す。
本発明の方法および装置の長所を詳細に伝えるために、自然発生の（不安定な）心筋虚血に対する若干の生理学的反応の簡単な説明を行う。心筋虚血のこのタイプの兆候に関して歴史的に少なくとも２つの見方がある。Gorlin（循環32:138、1965）によれば、心臓への負担増を誘発する血圧の突然の上昇で、要求関連の虚血の発生と説明。Chierchia（循環61:759,1980）によれば、虚血の自然発生的兆候は初期事象で、ある心肺機能の変化（心臓鼓動数、血圧、ECG変化、等）がある時に、それらは心筋虚血に原因している。
本発明の装置（発明者等は虚血測定器Ischemographと呼ぶ）を使用して本発明者等が得たデータは、経皮透過光冠状血管形成（PTCA）の際にバルーンを膨張させることによるなどして虚血が一旦誘発させられると、末梢血管収縮が10-20秒内に現れることを示している。（以前、本発明者はレジストメータを使用して上昇SVRがこうした環境下で検出できることを示した。）また、本発明装置によって監視した超音波脈動記録計の運動試験の際に、心臓収縮性の悪化の何らかのしるしが示される前に末梢血管収縮が起きることを学んだ。
こうした認識状態で、本発明者等は、発展中の心筋虚血が末梢動脈緊張に与える急激な影響について考えられる説明をいくつか提示できる。その一つは、反応***換神経活動による末梢動脈緊張の直接刺激によるもの。別の説明は、虚血心筋から循環系に放出されたトロンボキサンのような因子による血管緊張の局部的な媒介によるもの（Teoh、J.Thorac Cardiovasc Surg.93:120,1987を参照）。さらに別の説明は、エンドテリン−１のような１以上の内皮運搬物質による血管緊張の局部的な媒介によるものである。
それ故、一旦心筋虚血が始まると、その進行は患者を打ちのめすことになる。反応性末梢血管収縮は血圧の関連した増大を伴ってSVRの上昇を起こす。高い血圧はGorlinにより説明されていたように要求関連の虚血を増大し、心拡張期の障害を招き、左心室の心収縮期の障害が続き、心臓出力の減少となり、さらにSVR式の均衡を破り、虚血の継続時間と影響を受けた筋肉のサイズに応じた最終結果を伴って、末梢血管収縮をいっそう悪化させる。
本発明によれば、心筋虚血の兆候は末梢血管収縮の変化を直接測定することにより検出できる。また本発明者は、末梢血管収縮が末梢動脈血管内の容量の変化を検出することにより測定できることを示した。たとえば、患者の一本の指の動脈拍波の大きさを監視することができる。従って、その指の動脈拍波の大きさの降下はその指での動脈血液容量の低下、つまり末梢血管収縮の存在を示し、それ故に末梢抵抗の増大となり、それはSVRの増大を示す。
SVRという用語は、全身の血管全ての血液流に対するひとまとめにした抵抗を示し、心臓出力に対する血圧の比（実際は動脈圧マイナス静脈圧）として決定される。算出したSVRは心臓からの血液駆出点での全身循環の全抵抗の総計を提供する。
一方、末梢抵抗（PR）という用語は、皮膚や他の身体表面、あるいは手や、つま先の指のような身体の末端における抵抗を示す。ある環境下で、末梢抵抗はSVRとは全く異なった様子を示す。たとえば、非常に寒い環境の中で重労働をする人は比較的高い皮膚の末梢抵抗値を示すが、活動中の筋肉内の血液流にたいする抵抗は低くなる。従って、上昇SVRは通常、上昇末梢血管収縮に関連しているが、心筋虚血を検出するうえで末梢血管収縮の直接測定はSVRよりはるかに繊細なパラメータとなり得る。さらに、SVRも心臓出力の変化で変わる可能性がある。
本発明の装置は指の動脈血管における脈拍容量の変化を監視することを可能とし、末梢血管収縮を検出するうえで効果があることを示した。血管収縮の極端な状態では、本発明装置により捕捉された脈拍波のピークから谷の大きさ（振幅）はほぼ直線に低下し、これは生理学的事象に対する身体反応を示している。PTCAの際の主な冠状動脈のバルーン膨張に対する末梢の反応を監視するため使用する時、特にニトログリセリンを患者に投与しない時、本発明装置は測定した動脈血管内の血液容量の明白な減少、増大した動脈緊張のしるし、そして末梢血管収縮を識別する。
その故に、本発明装置は、心筋虚血がある時にGoor等の上記特許に記載されたレジストメータにより識別されたSVRの変化に部分的に従う、末梢循環における形態学的変化を直接検出する。さらに、レジストメータはSVRを侵襲型で測定するが、本発明装置は末梢血管収縮を非侵襲型で直接測定する。
本発明装置の好ましい実施例
本発明装置は、新規な指プローブと、測定プロセスを制御し、指プローブの信号を集めかつ処理するための処理システムとを有する。以下は、望ましい実施例を含む指プローブおよび処理システムのいくつかの実施例の説明である。
指プローブ
図１は本発明の一実施例により形成された指プローブ２を示している。指プローブ２は人間の指より幾分大きい直径で堅い筒状容器３を有する。筒状容器３は、その一端を壁3aで塞がれ、反対側の端部3bは人間の指を受け入れるように開いている。筒形状の変形可能膜（あるいは内袋）４を筒状容器３内に設け、同様に一端4aを閉じ、他端4bを開く。筒状膜４は弾性材料、あるいは薄く、柔軟なプラスチック・シート材料でよく、ラテックス製の手袋の指に概ね似ている。指の先端を受け止めるための受けを形成し、筒状膜と容器３の内部表面の間に閉じた筒状チャンバ５を作るように直径を決める。筒状チャンバ５はその内圧に応じて膨張、収縮をする。
筒状膜４の開口端4bは筒状容器３の開口端3bに密封固定される。筒状膜の閉じた先端部4aは適切な方法により筒状容器の閉じた先端部3aに、筒状膜が容器の外部に出ず、内部だけの移動をおこなうように柔軟に固定される。図1aでは、これは複数の柔軟で伸びない糸６の例が示されており、これにより筒状膜が容器の外部に出ず、内部だけの移動をおこなうようにしてある。しかし、他の適切な手段を用いて同様な効果を得ることもでき、別の例は後述する。
容器３と筒状膜４の間のチャンバ５は、容器の先端壁3aに形成したインレット７、およびインレット７に接続したチューブ7aを介して圧縮空気あるいは他の流体源に接続される。動脈血量の測定を行うために、指プローブ２を指の末端、つまり被験者の手の指（あるいは被験者の足のつま先）にかぶせ、静圧を指先の周りに加える。
前述したように、静脈の滞りの防止が本発明の著しい特徴である。本発明者は通常の環境下では静脈血液は不定で予測不能に変動し、指の中に滞留することを認めた。それ故、量／圧の変化を測定するいかなる試みも静脈の滞留によって発生した信号により影響され、動脈圧波により作られる望ましい信号に上乗せするか、偏りを発生し、実際の測定をかなり歪めることになる。静脈滞留における重要な要因で、従来技術で基本的に見落としていたものは、静脈の衝撃波の影響である。運動のストレス試験の際に、たとえば、肉体的な活動は低圧が加わった大静脈（右心房に血液を運ぶ大きな静脈）を撹拌し、衝撃波を発生し、指先まで戻るように伝わる。
指先の静脈滞留の別の原因は、血液の静脈カラム内での静水圧の上昇に関連している。例えば、腕を下げた結果として、静脈血液は指先の静脈滞留を起こす。低圧の静脈血管内での容量の変動の結果、指の静脈滞留は実際の測定とは見当違いの信号を発生し、望ましい情報を隠してしまう。
従って、加えられた静圧場は指先の静脈血液の滞留を防ぎ、動脈により運ばれた脈動血液が静脈を介して戻ることができるに十分なものとする。つまり、圧力は例えば静水圧と衝撃波による自由な静脈流を防ぎ、同時に、指からの動脈により運ばれた血液を静脈が運ぶことができるようにしなければならない。静脈滞留を防ぐため必要な圧力は個人差がある。しかし、人の心拡張期圧力の約１０％を越えないことが望ましい。
はっきりとした信号を得るためには、この圧力は指先を心臓のレベルに近い時に指先の動脈壁の緊張を部分的にとり、同時に閉塞させない程度とするのが望ましい。これは動脈壁が自由に移動可能となり、心臓の脈動血液運搬を容易にする。望ましくは、付加圧力は手を完全に下げた時に静脈の最大圧力よりわずかに上になるようにする。
適切な圧力は個人差があるが、３０mmHgから心拡張期圧力の約１０％上の圧力が上記目的を両方を満たすために使用される。臨床学的には、約７０mmHgの圧力は手を心臓レベルより下に最大下げた時の、背の高い人の指に見ることができる最大静脈圧レベルを示していると認められる。従って、この圧力は他の全ての環境における静脈圧に対して均衡をとるのに十分であり、動脈の処理量に等しいレベルに静脈容量を効果的に押さえ、静脈を蓄積部ではなく消極的な導管とすることになる。すなわち、約７０mmHgの圧力は特に静脈血液の滞留や静脈の衝撃波伝達を防止するのに適している。
後に詳細に説明するが、血圧波に伴う監視中の指先の体積の変化（時間の関数として）を測定するため指プローブ２を使用する。次に、被験者の生理学的状態や医学的状態を検出あるいは監視するため、この容量変化の測定は後に説明するように処理される。
図２から図４は本発明の指プローブの他の実施例を示す。説明を分かりやすくするため、図２から図４に示した指プローブの構成部材と図１の指プローブ２の構成部材の対応する部分は同じ番号で示してある。
図２から図４に示した指プローブ30の構造の重要な特徴は、複数部分で構成されたシンブル形状のエンド・キャップを有することである。図2aおよび図2bに示したように、２つの半円筒状部分31,32の各々は腔を有するように形成され、その２つの腔が合わさって被験者の指を受け入れるための円筒状ソケットを作る。半円筒状部分31、32の各々は、その一端に部分円あるいは長円形状の部分端壁31a、32aを形成され、それらが合わさり円あるいは長円の先端壁を形成する。その反対側は開いている。
各筒状部分31、32は平坦な変形可能な膜33、34を有しており、その膜が合わさり被験者の指を受け入れるための変形可能な筒状膜と同じものを作る。膜33、34の各々は４つの面にした形状をしており、それぞれの半円筒状部材の先端壁31a、32aに対して横方向の縁、また、開いた端部30bに対して横方向の縁、そして側端30cに対して横方向の２つの縁に沿って（例えば、接着剤あるいは溶融にて）固定する。この２つの容器部材31、32は接着剤あるいは他の適切な方法で互いに固定される（図2a）。
膜33はこのようにして容器部分31と共に、インレット35aを有する膨張可能なチャンバ35を作り、膜34は同様に容器部分32と共に、インレット36aを有する膨張可能なチャンバ36を作る。２つのインレット35a、36aは圧力源10（図９）に導管37によって互いに接続されている。
別のほぼ環状のチャンバ43が側端30cから端部30bに伸びる膜33と34により作られている。このチャンバ43は膨張可能なチャンバ35、36への流体のつながりを持ち、インレット35aと36aを介して加圧される。あるいは、チャンバ43はチャンバ35、36から完全に密閉され、別のインレット44を通じて独立して加圧されるようにしてもよい。
図１に示した指プローブの単一部材構成では、チャンバ５内の圧力による軸方向の力、つまり、被験者の指に対して指プローブの軸方向への移動を起こす力は、弾性糸６の設置により相殺される。これは指プローブの吹き出しを防止し、特に被験者が運動中のように活発な動きをしている時に指に対する指プローブの軸方向の動きに原因した、人為的間違いの読みを最小にする。
一方、図2aおよび図2bで例示した実施例によれば、指プローブ30の複数部分構造は、軸方向および半径方向の両方の動きに抗して指プローブを被験者の指にしっかり固定する。これは、２つの膜33、34のそれぞれの外周部が膜を固定してある筒状部分31、32により内部移動を防止されているからであり、つまり、膜により閉じられたチャンバ内の圧力が各膜の中央部分を外周部より大きく内側に移動する。内側に移動した２つの膜の中央部分は被験者の指の反対側を挟む動きを作り、指プローブが被験者の指をしっかりと挟み込む。この挟み込み動作が吹き出しの危険を大きく減少させ、外側容器に対して指が回転するのを防ぎ、しかも指が曲がるのを防止し、血圧波に伴う指の体積変化を指プローブにより測定する正確さを向上させ、特に運動中の出力信号を安定させる。
図１に示した実施例では、膜４の開いた端4bによるエッジ効果は、圧力場がその開いた境界に向けて弱まっているので、信号の正確さを低下させる可能性がある。従って、膜４をこのエッジ効果から隔離することが望ましい。これは指プローブ２に圧力カフを加えることによって行うことができる。圧力カフは、以下の実施例で示すように容器３と一体に、または別個に作ることが可能である。図2aの実施例では、圧力チャンバ43は側端30cでチャンバ35、36から離されている。こうした構造を用いることで、開いた端部30bでのエッジ効果は圧力チャンバ43の内部に及ぶが、奥の圧力チャンバ35、36には及ばない。それ故、測定はエッジ効果を避けるために圧力チャンバ35、36に対してのみ行うこととなる。
上記説明から分かるように、圧力チャンバ35、36によって加えられる圧力の有利な効果は指プローブの開口端30bへ向かうに従い減少する。それ故、圧力場は圧力カフを含むことにより測定範囲を超えて効果的に拡大される。
本発明の別な実施例によれば、図2aに示したチャンバ43は筒状容器部分31、32とは独立して作られている。この実施例は図3a、3bに例示されており、図3bは図3aの線A'-A'での断面である。図3aと3bに示すように、ほぼ円筒状の圧力カフ40が堅い円筒41とそれに取り付けた膜42から作られている。膜42と円筒41の間の空間はインレット44を介して加圧可能な圧力チャンバを構成する。圧力カフ40は図4aで示す筒状容器31、32で形成したエンド・キャップの開口端に固着させることができる。これは図4bに示されている。
図3a、3b、4bにはチューブ・リテーナ65が示されている。このチューブ・リテーナはチューブを引っ張ることにより発生するノイズを防止する上で有効である。望ましくは、チューブ・リテーナは本発明の指プローブの全ての実施例に利用すべきである。
図５は環状圧力カフ40の別な実施例を示している。この実施例によれば、圧力カフは図2a、2bの圧力キャップ30の複数部材構造に似た構造である。つまり、図2aの構造は側端30cで隔離を行えれば同様な圧力カフを効果的に得ることができる。従って、図５に示した環状圧力カフ50は２つの堅い外側半円筒状部分51a、51bで構成され、各半円筒状部分は半環状膨張可能チャンバ53a、53bをそれぞれ形成するように固定された内部変形可能膜52a、52bを有する。
図６は環状圧力カフの更に別な実施例を示す。この実施例によれば、環状カフ60は非伸縮性プラスチックのような柔軟で非伸縮性材料で作られた外部リング61と、そのリングに固着させた円筒状膜62を有しており、膜とリングとの間には被験者の指に圧力を加えるための環状圧力チャンバを形成している。
図6a-6eは、内袋を必要としない測定を可能とするように圧力カフを用いた実施例を示している。図6aに示すように、指プローブ2は基本的にエンド・キャップ30とその中に位置させた圧力カフ40を有する。図6cに示すように、指を指プローブ2に差し入れた時に、チャンバCoが容器と指の間に形成される。導管44aを使用し、圧力カフ40に形成されたチャンバ43を加圧し密閉状態を作るようにする。これはチャンバCoに導管37より圧力を加えることを可能にする。
図6bに示すように、既に詳細に説明した２つの半割構造を使用することもできる。また、指プローブの動きを抑制し、かつ空気密閉性を向上させるために接着層やリング90を設けることが望ましい。接着材料の別の層91をエンド・キャップ30の先端の内側面に設け、指に対して指プローブの動きを防止する助けをおこなう。
オプションとして、しなやかな膜状物質95のフランジを開口側端の周辺に設けることにより、空気密閉性を確実とすることも可能である。この膜状フランジの開口部は差し入れる指の最小直径より小さくなければならなず、フランジは指を差し込んだ時に密閉状態を作ることになる。同様なフランジ96が圧力カフの反対側に設けることができる。
図7、7a、7bは本発明の指プローブの望ましい実施例の詳細を示し、先端キャップと環状圧力カフが単一のユニット70に一体化されている。ユニット70は、半球あるいは半楕円形状の先端壁72で一端が塞がれ、他端73は被験者の指を受け入れるための開口部を設けた単一の堅い筒状容器71を有する。変形可能な筒状膜74が筒状容器71内に納められている。この膜74も同様に一端75が塞がれ、他端76は被験者の指を受け入れるため開いている。
さらに、筒状容器71は、半円状中間部材83で結合させた一対の平行な脚81、82を有するＵ宇状の堅い保持部材80を有する。２本の平行脚81、82の末端84、85は筒状容器71の壁内に固定した挿入部材86、87に固着させる。この２本の挿入部材86、87は装置内に固着された円形の加圧バンド88により担持され、筒状膜74の中間点を筒状容器71の内面に対してしっかりと押しつける。筒状膜74の開口端76は、例えば接着剤あるいは他の加圧結合により筒状容器71の開口端73に固着させる。
この構造は３つのチャンバ、つまり筒状膜74とＵ字状の保持部材80の反対側にある筒状容器71との間のC1、C2、および加圧バンド88と筒状膜74と容器71の開口端との間にあるC3を作る。容器71の壁に対して圧力を加えることにより、加圧バンド88は第三チャンバC3と２つのチャンバC1、C2間の流体の連絡を防止する。一方、保持部材80の半円状中間部83は容器の先端壁72の内面と幾分間隔をとり、２つのチャンバC1、C2間の直接的な流体の連絡を取れるようにするのが望ましい。筒状容器71はチャンバC1、C2への流体ポートとして作用する１ないし２個の穴77、さらにチャンバC3への流体ポートとして作用する穴78を形成することも可能である。しかし、チャンバC3とチャンバC1、C2との間に隔離が設けられてないなら、ソレノイド弁46（後に説明する）は削除してもよいことに留意すべきである。
流体圧をチャンバC1、C2に付与する時、保持部材80により係合した筒状膜74の２つの部分の外周端部は内部への移動を抑制されることになる。このようにして、チャンバC1、C2内の加圧流体は各膜部分の外周部より大きく中央部分内方に移動し、二カ所の挟み込み作用を生み出し、この装置に対して指の吐き出し、軸方向および回転方向への移動を防ぐことになる。保持部材80によって覆われてない筒状膜74の部分は、上記したような環状圧力カフ40と同じタイプの環状圧力カフを作ることになる。
図7、7a、7bに示した装置は、指が装置に対して動いたとしても２つのチャンバC1、C2の膜の壁が一緒に動くので、保持部材80が人為的な動きを減少するという利点がある。つまり、膜の部分が図2a、2bについて既に説明したように、それぞれの容器部分に個別に接着すると、一枚のダイアフラム部分の動きは他に伝わらず、人為的動きを作り出す。一方、２つの膜部分が図７と同じ膜の部分の時、それらは互いに動く傾向があり、こうした人為的な動きを減少する。
図７の構造の別な利点は、両方のチャンバC1、C2が保持部材によって提供された空間により相互接続されているので、両方のチャンバC1、C2に流体圧を供給するには１つの流体ポートで十分であるという点である。さらに、図７に示した構造は製造し易い大きさで、しかも低コストである。
図示してはないが、チューブ・リテーナ65を図７の実施例にも同じように使用できる。チューブ・リテーナは指プローブの外側容器に固定することができ、あるいは挿入部材86、87の一方の部品とすることも可能である。
手袋型プローブ構造
図８は被験者が着用する手袋90に組み込んだ指プローブを示す。図示した構造では、手袋の２本の指91、92がそれぞれプローブを組み込んでいる。その間の手袋の指93は容量測定装置の各チャンバを加圧するため、流体チューブ、例えば、空気チューブを支持するために使うことができる。また、手袋は被験者の手や手首に取り付けるバンドを有し、指プローブを組み込んだ１本あるいは２本の指のみ有することも可能である。
図８に示した手袋構造の利点は、指プローブを一時に２本（あるいはそれ以上）の指に取り付けることができ、２つの（それ以上の）出力が処理可能となり、それだけ信頼できる結果を得られることである。例えば、高い方の出力を選択したり、あるいは出力を平均するなどして矛盾のチェックを行う。一方、指プローブの各々は異なった測定に使うことができる。例えば、一方の指プローブは末梢血管収縮を監視し、他方は患者の血圧を監視することに使用できる。同時に末梢抵抗と血圧を測定することにより、それらのパラメータをどちらか一方だけ測定することより患者の全体的な血流力学的状態および変化をより有意に理解することが可能である。
さらに、この手袋構造はチューブの設置を安定させる手助けをし、チューブを引っ張ることからくる容量測定装置への外力の伝わりを防止する。特に、指プローブそのものに取り付けたチューブ・リテーナ65に加え、別のチューブ・リテーナ65a（図8a）を指プローブを設けてない指に着けるオープンリング66に取り付けることができる。チューブ・リテーナ65aおよびオープンリング66は手袋型プローブとは独立して使用できる。
また、手全体を暖めたい人には、手袋（あるいはどの指プローブでも）加熱部材をオプションとして設けることができる。測定部分を加熱することは潜在的レベルの血管緊張を改良するために使用してもよい。あらかじめ存在する血管収縮の高いレベルが測定可能な血管収縮の増加を妨げるので、これは身体の制御による変調を良好に測定できる点に血管緊張を調節可能となる。
装置全体
図９は本発明による心筋虚血を検出するための装置の望ましい実施例を示している。この形では、本発明者は本装置をIschemoGraphと呼び、本発明プロセスをIschemoGraphyと称する。
図９に示したように、シンブル形状のエンド・キャップ30と圧力カフ40から成る指プローブ２は空気システム80に接続されており、空気システムは処理システム90に接続されている。空気システム80は空気チューブ系85に接続した圧力源10を有する。チューブ系はチューブ7a、44aを有して、圧力源から圧力を指プローブ2、ソレノイド弁12、46に供給する。ソレノイド弁は後に説明するプロセッサ23により制御できる。もちろん、ソレノイド弁12、46は手動制御できる機械式弁に換えることが可能である。
空気システム80は、圧力源10により提供される圧力を監視する圧力トランスデューサ13と、指プローブの圧力チャンバ内の可変圧と弁12と46間に存在する一定圧との差を測定する差圧トランスデューサ14とを更に有する。オプションとして、空気チューブ系85は図９で点線で示した空気溜47、48、49をさらに設けられる。この追加の空気溜の１つ、あるいはいくつかは、各々の導管システムの漏れや弾性による気体の容量損失を小さくするため各圧力チャンバの容量変化の感度を低下させるため、また脈波による戻り圧力変化の大きさを低下させるために使用してもよい。
図９では、圧力源と空気システム80のチューブを接続するラインに弁は示されていない。これは望ましい実施例では圧力源が内部弁を含むからである。しかし、この弁が利用できない場合、圧力源10のアウトレットに弁を追加することが望ましい。
処理システム90はA/Dコンバータ22、プロセッサ23、モニタ24およびアラーム25として一般に示される監視装置を有する。この処理システムは、圧力源10やソレノイド12、46の制御のように、全体のシステムの操作の制御に責任があり、また、判読可能な出力を提供するため検出した信号を処理する。
監視処理手順
本明細書から分かるように、本発明装置は種々の環境における心肺疾患、特に心筋虚血を検出するために使用できる。つまり、本発明装置は運動試験の際に監視するため使用でき、バルーン血管形成の際の監視に利用可能であり、また、睡眠中の監視に使用可能である。しかし、全ての場合、本システムの基本操作は同じである。
本システムの操作を図９を参照にして説明する。診断処置を行うために、弁12、46を初めに開き、指プローブのチャンバ5、43が減圧されて患者がプローブ内に指を差し入れるようにする。次に、動脈壁に負荷をかけず、静脈滞留を防ぐに十分な圧力に上げる。圧力源10により付与された圧力は、弁12、46の上流にある圧力トランスデューサ13により測定される。望ましい実施例では、空気室内の圧力は自動的に70mmHgに上げる。
この時点で、弁12、46を閉じ、差圧トランスデューサ14の右チャンバ内の圧力を一定に維持する。一方、トランスデューサ14の左チャンバへの圧力は指プローブ２の圧力チャンバ５によって変化する。特に、末梢血管収縮の検出用には、測定は試験の際に測定した患者自身の基本線との比較なので本発明装置の較正は必要ない。
良好な結果を得るため、試験対象である手の相対的な固定が望ましい。様々な運動ストレス試験の際に、これは通常、安定した位置に手を保持し、手の過剰な動きを避けるようにして行われる。PCTAの際には固定措置は一般的に問題とはならない。すなわち、睡眠の監視ではなく、閉塞の際の虚血を監視すること、および動脈の拡張後の開放度を監視することの両方に対し、本装置が有効である。
ある程度まで説明により理解できるように、動脈血圧脈動波による被験者の指の体積の変化はチャンバ５の膨張あるいは収縮、およびチャンバ５内の気体圧力の対応した減少あるいは増加を生み出す。上記したように、チャンバ５はそのインレット７およびチューブ7aを介してチューブ系85に接続されている。しかし、弁12が閉じられているので、圧力変化は差圧センサ14の左チャンバ内の圧力にのみ影響をあたえる。差圧センサ14はこれらの圧力変化を検出し、この圧力変化に対応した出力を提供する。
図９に示したA/Dコンバータ22は圧力トランスデューサ13、14のアナログ出力を受信し、それらをCPUプロセッサ23に入れる前にデジタル信号に変換する。プロセッサ23は測定した指体積（あるいは光学密度）変化を処理して容量測定値の出力24a、および／あるいは時間に対する容量測定値における変化の出力24bを生成する。測定値のどちらか一方、あるいは両方をモニタ24（ブラウン管や液晶ディスプレイ）上に表示させることができる。あるいは、これらの出力は離れたモニタ上に表示させることもできる。さらに、これらの測定値をナース・ステーションのような遠隔地にあるディスプレイに送信することも可能である。表示出力24bが測定容量の変化が末梢血管収縮を示す所定の遮断点を越していることを示すと、これは観察者のモニタ24で即座に示される。オプションとして、測定容量における所定降下が発生したら、アラーム25（例えば、音響あるいは視覚的なもの）を作動させて即座に付き添い人に警報を発してもよい。
信号のピークとトラフの振幅は通常、動脈の脈拍容量変化に比例しており、末梢血管収縮時に減少する。それ故、図９のシステムを末梢血管収縮を検出するため使用する時、観察者は圧力の絶対値とは反対にトラフ値からピーク値の振幅の相対変化に関心を持つことになる。従って、望ましい実施例では、ハイパス・フィルタ28を設けてトランスデューサ14の出力をフィルタかけして信号対ノイズ比を改良する。
指プローブに関して既に説明したように、指プローブはエンド・キャップ30に接し、同軸状に環状の圧力カフ40を装置の身体の中央（心臓）に近い側に有することが望ましい。圧力カフの主な目的は、エッジ効果を避けるように、検知プローブの境界以上に一定の圧力場の範囲を広げることである。圧力カフのチャンバ43もポート44を介して加圧気体で満たされるが、ソレノイド弁46は導管44をトランスデューサ14から隔離している。このようにカフ40は、血圧波に伴う指体積変化の測定位置から身体の中心（心臓）方向へ静的圧力場を拡大する。環状圧力カフ40は、シンブル形状のエンド・キャップ30内に形成された圧力場と共に、指の末端（特に最も末端の指骨）における静脈滞留を防ぐ止血帯として作用する。また、制御されない静脈逆流を実質的に防止し、また、さらに指を心臓レベルにした時に指の末端における動脈を閉塞することなく壁の緊張を部分的になくす。圧力カフの圧力は検出チャンバ35、36の中の圧力とは異なるが、それより大きくてはいけない。
手動空気制御システム
図10は手動空気制御システムを示し、指プローブのエンド・キャップ30と環状カフ40に静的圧力場をプリセットし、付与するために自動圧力源10に代えて用いることができる。図10に示したシステムは、共通のチャンバから導かれる４つのポート151-154を有する４方向ネジ留め式プリセット・バルブ・アセンブリ150を有する。ポート151は空気溜161に接続し、空気溜161は環状カフ140に接続している。ポート152は圧力キャップ130に接続した第二空気溜162に接続している。ポート153は第三空気溜163に接続し、ポート154は注射器164と外気につながる放出弁165とに接続している。差圧トランスデューサ166は図９のトランスデューサ14に対応し、空気溜162、163に接続してその間の圧力を比較する。またトランスデューサ166は圧力計167に接続し、この圧力計は図９のトランスデューサ13に代わる。トランスデューサ166の出力は図９で説明したのと同じ方法で処理システムに提供される。
図10に示したシステムは以下のように操作が行われる。
初めに、プリセット・バルブ・アセンブリ150は開かれて全てのポート151-154間の接続を確立する。次に放出弁165が開かれて、このシステムを外気に接続する。注射器164はその中間に引き戻し、放出弁165を閉じる。そして注射器164を最大長まで引き、プリセット・バルブ・アセンブリ150の共通チャンバ内を真空にする。
次に指プローブを被験者の指にかぶせる。注射器164を目標圧力になるまで押し込む。プリセット・バルブ・アセンブリ150を閉じ、インレット166aが一定圧に保持され、インレット166bの圧力が指プローブのチャンバ130の内部圧力に応じて変化する。従って、トランスデューサ166によって検知される圧力の変化は動脈血液容量に対応しており、プロセッサ23で処理するために対応の信号168がトランスデューサ166により出力される。
動脈緊張センサ
本発明による指プローブの上記詳細な例では、末梢動脈血管収縮が空気的手段により検知される、つまり、末梢動脈の血液量の変化により生じる圧力変化を検知することによる。しかし、心肺疾患に応じた末梢動脈緊張の変化に伴う患者の皮膚や他の末端での変化も測定してもよいことは、明らかである。例として、手の指（あるいはつま先）の外端、あるいは身体の他の部分の皮膚の光学密度または表面反射率を、光源と集光器を使用して測定してもよく、また、電気皮膚反応を判定するため電気抵抗を測定することもでき、さらに、ドップラ超音波装置、レーザ・ドップラ装置、または他の流量計により血液の流速を測定することも可能である。
図11は図１−７に示した指プローブと同様な装置を示しており、異なる点は光学密度を直接測定して血圧波に伴う指の変化の測定値を得ることである。分かりやすくするため、図１−７と対応する部品には同じ番号を使用してある。
従って、図11に示した装置では、チャンバ５は図９に関して説明したように、固定した所定値に加圧される。しかし、この場合、チャンバ５を形成する筒状のダイアフラム４の片側に光源100を設け、反対側に受光器101を設けて、筒状ダイアフラム４内に入れた指の脈動血液容量の変化を受光器101により光学密度の変化として検出することになる。この情報は導線102を介して増幅回路103に送られ、そこで増幅されフィルタにかけられ、続いてA/Dコンバータ22に送られて前述したようにプロセッサ23により処理される。
図11に示された構成では、測定側、つまり光源100と受光器101の設置位置は指プローブ２の外容器３の開口端のかなり内側であり、そこでは指の先端の周りに均一に静的圧力場を付与するので、環状圧力カフ（図９の４０）はこの目的のために必要ない。しかし、光源および受光器が指プローブ２の外容器の開口端に近い位置に設けられている場合には、環状圧力カフ（図９の圧力カフ40に対応）を図11に示したシステムにも使用することが可能である。
臨床データ
PCTA（バルーン血管形成）の際に、心筋への血液供給の一部がある時間だけ故意に遮断される。他の環境下で、冠状血液流の妨害のタイミング、位置および範囲を明確に分かることはない。従って、本発明のIschemoGraphはこうした処置段階にある多くの患者に評価された。
バルーン膨張による冠状血液流の中断の効果を定義する能力に対して理論的な限界がある。例えば、冠状動脈の部分がほぼ閉塞され、バルーンをつけたカテーテルを差し込む動作は、それ自体、残りの開口部を大きく減少させることになり、バルーンを膨張させることによる開口部の侵害が血液流を期待するようには大きく変えることがない。しかも、周囲の心筋を圧迫するバルーン膨張は、冠状血液流それ自体の中断とは関係ない反射反応を顕在化させることになる。
こうした要因が冠状PTCAの血液流関連効果を変えるが、以下に説明する発見は末梢抵抗の変化と心筋虚血間の関連を明らかに支持している。
図12は、血管作用薬を受けてない患者の冠状動脈内でバルーンを膨らます前、最中、後の本発明のIschemoGraphの出力信号を時間経過に従って示している。出力は脈動の動脈容量の変化に対応している、つまり、信号のトラフとピークの振幅の変化が動脈容量の変化に対応している。従って、ピークからトラフの振幅の減少は血管収縮を意味し、振幅の増加は血管拡張を意味する。比較基準線は、心臓が酸素要求を増大させる前のトラフからピークへの振幅が設定される。
図12に示すように、おおよそ時間ゼロでバルーンが膨らまされた。そして、ゼロから１分経過後、信号のピーク対トラフの振幅の連続的減少が続き、これはバルーンを膨らませることが末梢血管収縮反応をおこし誘導一時虚血とすることを意味している。
約70秒でバルーンは萎むが、約30秒後に再度膨らまされた。比較的短時間の萎んだ状態に対して顕著な変化はない。つまり、時間がゼロから１分の信号振幅と１分から３分の信号振幅を検討すると、末梢動脈緊張は30秒を過ぎて徐々に降下し約１分間の処置の間は比較的安定していた。しかし、反応時間に対するここでの参照はバルーンを膨らませたり、萎ませるための時間を含んでいることを理解すべきである。
図12の参照記号５の時間では、患者は咳をしたので、信号の振幅に急激で顕著な増加が見られる。咳をしたり、欠伸をしたりというような特定の状態の際に、圧力波は動脈を通じて広がる。この圧力波は本発明のIschemoGraphにより検出可能であり、その比較的シャープで短時間の増減曲線により区別できる。
図13は、29人の被験者での67のPTCA処置の際のバルーン膨張に関連した出力信号の変化を説明する棒グラフである。各例では、誘発した虚血を示す参考値として膨張時の信号値の変化を使用した。本発明装置の出力信号は、ニトログリセリンの投与なしで（マイナス記号で示されている）主動脈のPTCAが行われた23ケースのうち23において心筋虚血を示した。ニトログリセリンを投与した時（プラス記号で示されている）、８患者のうち７が陽性反応を示した。ニトログリセリンの投与および投与無しの第二冠状動脈に対するPTCAの結果も示されている。これらのケースでは、虚血の認識は低かったと理解できる。
図９に示した装置は、標準的な運動試験を行いながら患者の心筋虚血を検出するための臨床研究に使用されてきた。その結果を、従来技術のタリウムSPECTおよびECG技術を利用した時に得た結果と比較させた。
図14は、イスラエルのSheba医療センタとKaplan病院で標準運動ストレス試験を実施した93人の患者におけるタリウムSPECTの結果と比較した時の、本発明のIschemoGraphの結果の関係を示している。左上ブロックはタリウムSPECTにより陽性と識別された患者（53人）全てをIschemoGraphが陽性と識別したことを示している。（図15はタリウムSPECTとIschemoGraphの読みが陽性を示した一人の患者についてのデータ例を示している。）このように、２つの方法間の不一致のみが陰性の識別となる。
詳細には、図14の右下ブロックに示すように、タリウムSPECTにより陰性と識別された40人の患者のうちIschemoGraphは陰性を28人と識別した。（図16はタリウムSPECTとIschemoGraphが陰性を示した一人の患者についてのデータ例を示している。）図14の右上ブロックに示されたように、タリウムSPECTで陰性と識別された残りの12人の患者はIschemoGraphでは陽性と識別された。この12人の患者の３人はそれぞれの医師から冠状血管造影を指示されていた。これらの３ケースの全てでは、医療管理を必要とする冠状動脈疾患が見つかり、IschemoGraphの陽性という判定を確認している。
つまり、図14に示したデータによれば、IschemoGraphを使用してタリウムSPECT技術と比較した際に全体的に一致したのは87％であり、残りの13％（12人の患者）についてはさらに冠状動脈血管造影の形で分析が３人の患者について行われた。各々がIschemoGraphの陽性という判定を確認した。
反対に、図17は上記93人の患者に行った運動ストレス試験に関して、公知のECG技術対タリウムSPECT技術を使用して得た結果を示す。この比較は、ECG技術がタリウムSPECTに比べて価格が低く、複雑でもなく、心筋虚血にたいする集団検診用と考えられている唯一の従来方法なので、参考として示した。図17は、ECGが曖昧で結論をだせない読みを呈するので、三段で示している。図から分かるように、ECGの結果はタリウムSPECTの結果との一致は50％だけであった。
図17の左上ブロックに示されているように、ECGはタリウムSPECTで陽性と識別した53人の患者のうち20人だけを陽性と識別した。これはわずか38％の一致であった。さらに、左中段ブロックのECGの曖昧な読みを陽性と判断しても、ECGはタリウムSPECTにより陽性と識別した患者の59％にすぎない。
左下ブロックに示すように、タリウムSPECTにより陽性と識別された患者53人のうちECGデータは22人が陰性と識別した。つまり、ECGはタリウムSPECTの結果と比較して41％が間違いの陰性と識別したことになる。さらに、左中段の11件の暖昧な結果を陰性と判断したとしても、タリウムSPECTの陽性という読みと比較して間違いの読みは62％になる。タリウムSPECTにより生命の危険があると識別された患者の約半数がECGによってのみ試験されたなら健康と告げられることになるので、これは明らかに許容すべきことではない。
図14の結果と図17の結果の比較は、例えばECG技術と比べて新規な技術の優位を示している。しかし、本発明はタリウムSPECT技術（他の公知技術と同様に）と比べても、その極めて簡潔なこと、高価な装置を必要としないこと、処置の非侵襲正、そして、特に試験結果の即時性など多くの重要な利点を提供する。心筋虚血の兆候が検出されたなら試験を即座に中断でき、患者の生命の危険を減少できるので、この後の利点は特に重要である。
図18は、25人の患者について調査した時の、本発明技術の利点を特に示している。図18に示したデータによれば、本発明の新規な方法を使用する陽性検出の平均時間は、従来のBruceストレス・プロトコルで必要だった９分を越す時間に比べると40％（６分未満）を上回る短さである。上記したように、危険にさらすことを低下させるため試験を直ぐに終了させることができるので、これは重要な長所である。さらに、このデータは本発明の技術がBruceストレス・プロトコルより平均14％低い脈動数を要することを示している。これも試験中に患者を危険な状態にさらす程度を低下させる。すなわち、Bruceプロトコルは徐々に増大する作業負荷の一段階であり、この試験の後続段階は最も危険であり、本発明装置を使うことによりその危険は回避できる。
上記試験では、運動期間中の出力信号の振幅の減衰が心筋虚血の指標として使用された。出力信号一時間経過の他の特徴も有用な情報を提供するために使用できた。特に重要な例は、運動後あるいは回復時間の際の信号変化の相対的な大きさと形である。従って、図19は運動中および回復期間中の出力信号の振幅における変化を示しており、図20は運動中の最小／最大比（B/A）と比較した運動後の最大／最小比（D/C）の関係を示している。これらの試験では、運動中でB/A比が0.82以下に下がった時（つまり、18％以上の減衰）、あるいは回復期でD/C比が2.8以上（つまり、2.8倍以上の上昇）になった時に心筋虚血の兆しがあると判定される。従って、図20のグラフは交線B/A=0.82とD/C=2.8により作られた四分域に分けられ、その右下域にある患者は陰性と考えられる。上記説明から分かるように、このシステムの感度は上記比の切断値を図20の一方あるいは両方の交線を移動するように変えることで、変動させることができる。また、最大脈動数に関係して患者の年齢を考慮した運動の終了点が厳密な基準に影響をあたえることも分かる。
全体的な結果を向上させるため心筋虚血を示す従来の技術の一ないしそれ以上と、上記の技術を組み合わせることが可能であることは言うまでもない。特に、本発明は医者の診察室でも、容易かつ低価格で初期検診を行うために使用できる。そして、医師は二次試験あるいは冠状動脈の血管造影を患者に受けさせて陽性という結果を確認することを望むことと思われる。
睡眠状態の監視
前述のように、本発明は生理学的状態あるいは医学的状態を検出するための優れた非侵襲型方法を提供する。前述の説明の大部分は心筋虚血の検出に焦点が当たっていたが、他の生理学的障害も本発明の方法と装置を使用して検出できる。例えば、本発明者は上記説明の方法および装置が、レム（眼球が頻繁に動く）睡眠段階や、夜間心筋虚血と同様な睡眠無呼吸症（SAS）等の、被験者の様々な睡眠状態を監視するために使用できることを示した。
臨床研究
本発明装置は睡眠診療所における患者で試験をした。レムの発症は本発明装置により示され、脈動波のピークからトラフ振幅における減少として特徴づけられた。
レム睡眠の間は、自律神経調節は攪乱されることが知られている。しかし、レム睡眠と末梢血管収縮の間の関係は現在のところ明らかではない。本発明者らによってレム睡眠と臨床的に関連づけられた末梢血管収縮は、交感性活動亢進症によるものか、あるいは冠状動脈疾患があるなら心筋虚血によるものと考えられた。睡眠無呼吸の発症も本発明のIschemoGraphにより記録された。しかし、その記録のいくつかでは、脈動酸素濃度計により監視した酸素飽和の段階的減少とIschemoGraphの脈動波の段階的減少の間の関連があった。一般的な低酸素血症は心筋への供給酸素を減らすことになるので、これは実際に冠状動脈疾患あるいは心臓弁膜疾患により心筋への通常の飽和血液供給が減少することに実質的に等しい。
図21aと21cは、レムを含む睡眠の兆候と持続時間を示す、いわゆる「睡眠体測定図」を表している。睡眠中の被験者に本発明装置を使用した時、レム段階睡眠の発症毎に本発明装置からの出力信号は突然で明白な形で降下したことが分かる（図21b参照）。最上段（図21a）の軌跡の太い線はレム睡眠の時間である。レム睡眠とIschemoGraph信号の減衰（中段の軌跡、図21b）間の狭い時間的関連に注意が必要である。
図22はノンレム睡眠の間の標準的な多睡眠測定記録の一部であり、信号流が平坦な時に無呼吸の発症が現れることが分かる。図22に示したように、無呼吸の各発症により、IschemoGraphからの出力信号（ISCHで表示）は、酸素飽和（SaO2で表示）の時間経過に続いた周期的な増加と減少の反復特性パターンを示している。
従って、図22に示したように、脈動酸素濃度計により監視した酸素飽和の段階的減少と、本発明装置による出力信号の段階的減少との間の関連が現れてる。一般的な低酸素血症は心筋への酸素供給を減少するので、これは実際に冠状動脈疾患あるいは心臓弁膜疾患による心筋へ通常の飽和血液供給が減少することに実質的に等しい。
連続非侵襲型血圧測定
前述したように、いくつかの改良と新規な較正方法を用いて、本発明の方法および装置は血圧の連続的で非侵襲型の監視に使用できる。一般的に、指プローブは心臓のポンプ作用により作られる指の脈動容量の変化を検出するため使用される。つまり、心臓のポンプ作用は指の脈動する動脈血液容量を検知することにより検出される。
上記したように、測定組織に静的圧力をかけるため加圧された膜を使用する。その結果生じる動脈管のわずかな拡張（血管壁の緊張をとる）は脈動波の必要な信号を増幅させる。また、静脈滞留を防止する本発明の機能は、使用した実際のセンサに関係なく、つまり容量変化、光学密度の変化などを検知することに関係なく血圧測定の正確さと堅固さを増大する。
通常の容量記録器が調査対象全体量の容量変化を測定するが、本発明は指の調査対象部分の動脈網だけの脈動容量変化に特に関連した測定方法を提供することが分かる。
指の体積記録器の既存の方法、つまり加圧されたカフあるいは指先にぴったりの非加圧キャップのどちらかの形とは異なり、本発明の指プローブは指先全体を取り囲む加圧キャップの形である。従来のキャップ形状プローブは、プローブ内から指先を強制的に追い出す傾向なしで圧力を加えることができない。一方、カフは指を追い出すことなしで圧力を加えることができるが、カフに対する末梢側に静脈末端の鬱血を作り出す。本発明のシンブル形状の加圧プローブはこうした欠点が全くない。第一に、キャップ内の圧力は止血帯の圧力と一致するのが望ましく、静脈血管の膨張を防止する。第二に、弾性糸（図1）、部屋の区切り（図2）、あるいは抑制棒（図7）のような手段を設けて指の追い出しを防いでいる。膜は柔軟で、指先の最先端まで含む全体表面に適用できる。
図23は連続血圧測定用に改良した指プローブ2aを示す。図1-9に示した指プローブのどれでも以下に説明するように改良することができる。特に、図23に示すように、外部断熱層8aで保護されている電気ヒータ巻き線８が、筒状膜33と34内の被験者の指を所定温度、望ましくは38-40℃に暖めるため容器30の外面の周りに設けてある。容器の内面にあるサーミスタ９が所定温度に維持し、指の血管を膨張させるように電気ヒータを制御する。
特に、血圧測定の目的には、ゼロ基準線に関係した脈動波の絶対値に関心がある。後に詳細に説明するように、これらの値は患者の指の血管容量対圧力関係の形で分析される。従って、心臓のポンプ作用以外の何らかの効果により起こされた容量の変化を相殺したり、あるいは避けるという長所がある。その効果のためには、指は暖められ、動脈が最大限膨張させられ、脈動波によりできる変化に自由に適応し、測定位置での末梢血管収縮を効果的になくすようにする。すなわち、動脈の筋肉組織（血管の平滑筋）は最大限弛緩させられ、抵抗を最小にし、動脈は消極的な様子で行動し、活動の緊張はない。
図23に示すように、電気ヒータ巻き線８は配線16により供給回路15から電力を供給される。チャンバ35と36の内部温度は、電線18を介してサーミスタ９に接続したコントローラ17により所定値、38-40℃に調節される。
さらに、信号の絶対値が対象なので、図23ではハイパス・フィルタは除去されている。これはピーク、トラフ、その間の値の絶対値の決定を可能にする。しかし、正確な血圧の読み取りを行い、かつ、較正処理を効果的なものとするためには、極めて本質的な心臓レベルに関する静水圧差を説明しなくてはならない。平均的身長の男性については、その差は約120mmHgである。従って、本発明装置は静水圧レベルを計り、そして、本発明装置を較正する新規な方法で使用する新規な手段を有するように、さらに改良した。
そのためには、図23に示した容量測定装置は、基準点に関して指プローブの垂直位置を検知するためのセンサ19をさらに有する。この情報は指体積の測定した変化を血圧の測定値に変換するための較正段階において使用される。センサ１９はまた通常の操作段階、例えば、運動時に起きるように被験者の心臓にたいして指（あるいはつま先）の垂直位置が変化する場合に、より正確な測定を行うため使用される。
図23に例示した実施例では、垂直位置センサ19は一端が柔らかい膜19aで閉じ、他端を圧力トランスデューサ21に水を充填したチューブ20を介して接続した、液体（望ましくは水）を充填した容器の形にしてある。こうして、トランスデューサ21は水充填容器19の垂直位置、つまり被験者の心臓レベルに対する指プローブ2aの垂直位置に対応した電気出力を作り出す。
上記したように、動脈の血液容量は空気的手段に加え、あるいは、それに代えて様々な方法により検出可能である。従って、図23に示したシステムが空気的に容量変化を検知すると同時に、図11に示した光源／受光器100/101のような他のセンサを使用できる。また、圧力カフ40を削除し、図１に示した構造に似た膜構造を有するプローブを代わりに用いることも可能である。
較正処理
本発明装置を血圧測定に使用する前、容量変化の測定値を血圧に変換するための較正を最初にしなくてはならない。そのためには、被験者はそれぞれの手を上げ下げして、心臓レベルに対する被験者の指の垂直位置を示す連続した静水圧を作る。これらを被験者の動脈圧力に加え、被験者の指の体積の変化は指プローブの膨張可能なチャンバ内の圧力の変化により測定される一方、初めに加えられた反対圧力（望ましくは70mmHg）に抗して両方の圧力が作用する。
較正処理の開始において、２つの弁12と46が開かれ、圧力カフ40のチャンバ43と同じようにキャップ30の２つのチャンバ35と36が萎まされる。これは被験者がカフ40の環状膜43、エンドキャップ30の膜33と34の間を通して指を挿入することが可能となる。そして、３つのチャンバを初期圧力約70mmHgに膨張し、２つの弁12と46を閉じる。ヒータ８に電力を供給して被験者の指を30-40℃の温度に暖め、この温度はサーミスタ９と温度コントローラ17により維持される。
上記したように、被験者の指を30-40℃の温度に暖めることは被験者の指の血管を最大に膨張させる。３つのチャンバ35、36、42に加えた70mmHgの圧力は、手を完全に下げた時に被験者の指の静脈内の静水圧と、心臓レベルでの静脈圧力を意味する約15mmHgの残留静脈圧力を加え、さらに付加的な安全幅を加えたものを意味する。
被験者はエンドキャップ３０とカフ４０を着けた手を心臓レベルより上の最高位置まで徐々に持ち上げ、また心臓より下の最低位置まで手を徐々に下げ、さらに手を心臓の上の最高位置まで戻す。エンドキャップ３０の垂直移動はセンサ１９により検知され、心臓に対する被験者の指の各垂直位置における静水圧を示す出力を作るトランスデューサ２１により測定される。被験者の指の血圧波に伴う脈動容量の連続的変化はチャンバ35、36内の圧力の変化に翻訳され、トランスデューサ14により測定される。トランスデューサ21、14は有線あるいは無線送信を介して測定値を出力することができる。この２つのトランスデューサ21と14の出力はA/Dコンバータ22によりデジタル値に変換され、処理のためにCPU23に送られる。静水圧値は連続的に固定値である対抗圧力から減算されて有効付加圧力（Pappl）を提供する。この有効付加圧力（Pappl）が、指が移動するにつれ動脈内圧がその心臓レベルでの値からずれる量である。
手の上げ下げの間、脈動信号の電圧出力もCPUに入れられる。各パルスのピーク（収縮期）およびトラフ（拡張期）点が対応するPappl値と共に割り出される。収縮期の値とそれに対応するPappl値のデータ・ペアが分析されて収縮期相関関係と呼ばれる回帰式を得る。同様に、拡張期の値の組が分析されて拡張期の値と対応するPappl間の関係、拡張期相関関係と称する関係を得る。
次に、拡張期相関関係は個々の脈動波の終点部分が平坦化しなくなる点を判定するために試験をおこなう。それは、Papplが動脈内圧より大きく、動脈を強制的に虚脱させて最小容量にするので発生する。これは拡張期圧力である。
患者の拡張期血圧が一旦分かると、拡張期相関関係の垂直移動の各レベルでの有効動脈圧は、その拡張期圧力値に静水圧値を加えることにより正確に算出できる。腕を高く上げた時に拡張期相関関係の平坦化が生じなければ、それが起こるまで予備の外圧を加える。
収縮期圧力が外部圧より低いなら手を下げることにより脈動の再出現の初めのしるし、および手を上げることによる動脈圧力の降下を割り出すことにより収縮期圧力を算出する。このケースでなければ、収縮期圧力は拡張期と収縮期容量信号が等しくなる２つの点を割り出し、その間の静水圧差を測定し、これを拡張期の値に加えることにより算出する。これは、拡張期相関関係が平坦化位相から通り抜けた所をわずかに越えた点で行われるのがよい。次に、脈動信号電圧の関数としての圧力を決定するための関係は連続的に使用されて、脈動信号を圧力データに換算するための較正された圧力スケールを提供する。
上記説明から、静脈滞留を防止するための本発明の特徴は較正プロセスの際に特に利点があることが分かる。つまり、適切な較正のためには、圧力変化が動脈容量の変化にのみ対応しなくてはならない。しかし、静脈滞留が防止されないなら、血液は指の中に貯まってしまい、圧力は動脈容量の変化の関数だけではなくなる。
血圧測定の操作
以下に示すのは、被験者の脈動による血圧波に伴う被験者の指の体積の変化（時間の関数として）を直接測定し、その測定値を以下に説明する較正処理を介して血圧に変換するために、図23の装置をどのように使用するかという説明である。
指の体積変化を測定するため、被験者の指を指プローブ2aで形成された筒状受け入れ容器に挿入させ、エンド・キャップ30が被験者の指の最も末端の指骨を取り囲み、図4bに示したようにカフ40が次の指骨を覆う。そしてチャンバを加圧し、ヒータ８に通電して指を約38-40℃の温度に暖める。この温度は温度コントローラ17によって維持され、被験者の指の動脈血管の最大膨張を作り、それにより続いて行う測定の際の血液流に対して最小抵抗の安定状態を維持する。また、それは気体温度を一定に維持する役割もする。この膜は静脈血液の滞留および制御できない静脈の逆流をほぼ防止し、また指が心臓レベルにある時に指の動脈壁の緊張を部分的になくすが、閉塞することないような所定の圧力に圧力源10により加圧される。この所定圧はここに記載の例では約70mmHgが望ましい。
被験者の脈動によって作られた血圧から得た指の動脈血管の膨張と収縮は、指プローブ2aの加圧されたチャンバ35と36を収縮し膨張させる。これらのチャンバ内での圧力変化は圧力トランスデューサ14により検知され、A/Dコンバータ22によりデジタル情報に変換され、プロセッサ23で処理され、連続した血圧測定値の形でモニタ24に表示される。
環状圧力カフ40の使用は、エンドキャップ30により加えられる圧力場を指の体積変化を測定する位置を越えて、実際の測定位置の境界が完全に現れた圧力領域内にあるように拡張するという利点を有する。
例示データ
本システムの出力は、平均的収縮期、拡張期、あるいは所定時間を超えた平均圧力のような、選択値の適切な表示をする適切なモニタに表示することができる。表示信号に加えて、血圧対時間データは所定率で見本取りをし、その後の引き出しのためにコンピュータ・メモリ内に記憶させることが可能である。
図２４では、曲線Ａは高さセンサ１９とトランスデューサ２１により検知した、被験者の手を初めに下げ、次に上げることにより導かれた静水圧における変化を示している。被験者の指が最も高い位置にある時に静水圧が最大ネガティブ値にあり、手を下げる間に心臓レベル「ゼロ」に徐々に増加し、その後被験者の指を最も低い位置にする時、徐々に最大ポジティブ値に増加することが、曲線Ａから分かる。手を最も高い位置に戻すにつれ、静水圧の変化の逆の流れが生まれる。望ましくは、この手順を短時間に繰り返し、平均値を用いる。
曲線Ｂはエンドキャップ30内の被験者の指の体積変化により生まれたチャンバ35、36の圧力出力を示しており、それにより被験者の脈動により得られる血圧波に伴う被験者の指の体積変化を示している。
従って、曲線Ｂにより示されるように、被験者の指が最も高い位置にある時、被験者の動脈圧力と共に高いネガティブ静水圧（曲線Ａ）は70mmの反対圧力を越えるに十分ではなく、指の動脈は収縮と拡張の両方の際に閉塞してしまう。被験者が指を下げるにつれ、静水圧（曲線Ａ）はネガティブの度合いが減少し、動脈は初めに圧力ピーク（収縮期）で開き、次に圧力トラフ（拡張期）で開く。このようにして、曲線Ｂはピークで収縮期包絡線SE、およびトラフで拡張期包絡線DEを形成する。拡張期終点DPは、個々の脈動波の終点が平坦化しなくなる点と判定される。つまり腕を完全に下げた時に記録された脈動波におけるように拡張期信号がシャープに終了する。収縮期終点SPは、腕を下げる時に脈動波の初めの軌跡が現れ始める点である。両方のケースにおいて、これら事象はそれぞれの包絡線SEとDEが上がり始める時間に発生する。また収縮期終点SPは、拡張期包絡線および収縮期包絡線が同じ容量になる２つの点を割り出すこと、またこの点での２つの包絡線の間の圧力差に拡張期圧力を加算することにより決定することも可能である。
図25は別のケースにおいて、チャンバ35、36により測定した容量変化を被験者の血圧に変換するため、既に作られた収縮期包絡線SEと拡張期包絡線DEをどのように使用できるか示している。すなわち、図25では曲線DEは動脈が心拡張期の時に開き始める際の拡張期包絡線DEの一部を示している。このケースでは、この拡張期点は指を心臓レベルより下約13cmにある、つまり静水圧が-10mmHgの時である。加えられた外圧は70mmなので、このケースの拡張期圧力は70−（-10）、つまり80mmHgである。
図24に示した例では、収縮期の間に動脈が開き始める収縮期点が115mmHg（つまり、外圧プラス静水圧-45mm）にある。図25では、拡張期点より上の収縮期包絡線の部分は45mm増加しなくてはならない。図25のSE'で示したように、決定された収縮期終点は80+45、つまり125mmHgである。
本発明装置が上記したように一旦較正されると、図25に示した曲線はプロセッサ23のメモリに保存させることができ、（例えば、ルックアップ・テーブル、あるいは多項式によるなどして）モニタ24に表示される前に測定した容量は時間の関数として自動的に動脈圧に変換される。
上記したように装置を一旦較正すると、血圧波に伴う被験者の指を流れる血流の容量変化の測定値は、非侵襲型にて、収縮期圧力と拡張期圧力を含む被験者の連続血圧波形で、観察者が連続的な監視が可能となる完全な圧力脈動に変形されてモニタ24に表示される。
連続血圧測定進行中では、心臓レベルに対して測定位置の垂直移動は監視され続ける。心臓レベルからの静水圧の偏りは連続的に血圧データから減算され、実際の結果が静水圧のばらつきに対して修正され、また血圧が修正された形で表示される。
比較データ
図26および図27は、図23-25について特に説明した本発明の新規な技術により得た結果と、血圧測定の標準的な血圧計による結果とを比較した比較データを提示している。新規な装置の収縮期および拡張期の報告値は、収縮期および拡張期の値が決められた前述の較正技術から決定した値であった。ここの値は２つの決定値の平均である。
標準的な血圧値（３つの決定値の平均）が本発明装置での測定の直前あるいは直後に測定された。両方の方法によるデータは同じ腕から記録された。この目的は本発明方法で決定した収縮期と拡張期の終点を確認することなので、実施するのが技術的に難しい動脈内測定に対してよりも標準的な非侵襲型血圧測定に対する比較を基本とすることと決められた。研究から得た図26と図27に示したデータは18人（男性12人、女性６人）、全員標準体重、年齢は23-60、正常血圧（収縮期血圧100-143、拡張期血圧61-86、脈動圧31-64）の被験者について作った。図26は、本発明により作られた収縮期圧力と拡張期圧力と脈動圧の測定値の平均と標準偏差SDの棒グラフである。本発明による標準偏差は比較対象の標準方法による標準偏差よりいくぶん高いが、実際の測定値は実質的に一致している。標準方法が長く徐々に圧力を放出するので、脈動から脈動の血圧変動を過小評価することが知られており、新しい方法による分散は大きくなる。
図27は標準技術と新技術との比較により得たデータの散点図である。再度、このグラフから分かるように、データは比較標準方法と本発明方法間に直線的関係を示している。相関係数（R＝0.938）は極めて高い有意性がある。
本発明は望ましい実施例および実験装置について説明を行ったが、形態および詳細の変更は添付の請求の範囲の精神および範囲を逸脱しないかぎり可能である。
１．発明の分野
本発明は、末梢動脈緊張を監視することにより生理学的状態あるいは医学的状態の非侵襲検査および監視をするための方法および装置に関する。より詳細には、本発明は上記生理学的状態や医学的状態との関係で末梢動脈の血管収縮に関連した変化の監視に関し、特に患者の生理学的状態や医学的状態を検出したり監視するために心肺疾患や血圧に関して非侵襲検査および監視をするための方法および装置に関する。
２．関連技術の説明
上記したように、本発明は患者の身体の末端における血流力学的現象を検出することにより種々の生理学的状態や医学的状態の検出や、監視に関する。本発明は複数の生理学的状態や医学的状態の検出や監視に関連するが、ここでは心肺疾患や血圧に関する４つの特別な例、つまり、心筋虚血、睡眠段階判別、睡眠無呼吸症候群、連続血圧監視、等が提示されている。それ故、以下の説明はこれらの４つの例に関連した技術の説明を含む。
心筋虚血に関する用語の定義
１．虚血：身体のある器官の血液の潅流が適切に行われない時に使用する用語。
２．心筋虚血：心臓の筋肉、つまり心筋が虚血にある時に使用する用語。
３．狭心症（心臓疾患）：通常、心筋虚血により作り出される臨床上の症状。
古くは、これらの症状は苦痛、不快感、あるいは胸部や左腕の圧迫感を含む。
４．典型的ではない狭心症：虚血現象が、頚部、臼歯、等の他の場所での痛みのように典型的ではない症状を起こすこともある。
５．無症状の狭心症：症状のない（痛みのない）心筋虚血の状態である。無症状の狭心症は虚血の発症を経験した人の約２０％である。従って、それらの人々は生命に危険がある問題を持っていると理解しておらず、医学的な助言も求めない。それらの人々は突然死の危険にさらされている。
６．冠状動脈の疾病：冠状動脈は心臓に養分を供給する導管である。動脈硬化では、過剰のコレステロールと動脈壁の通常の成分に置き換わるカルシウム堆積物の増大により冠状動脈の内部が狭くなる。
７．慢性狭心症：狭心症のこのカテゴリでは、虚血症は肉体的な運動に関連したものである（つまり、血液の要求に関連したものである）。運動中の心臓により求められる血液の増加要求に、動脈硬化で血管が堅く、狭くなり、膨張できないために応じられない。
８．不安定狭心症：狭心症のこのカテゴリでは、凝血が動脈硬化の狭い部分で突然に自然発生的に生じ、動脈を部分的に塞いでしまい、心筋虚血を誘発する。多くの例では、凝血はわずかな時間の後に自然に溶解し、血液の潅流が再度発生し、心筋虚血が軽減される。
９．心筋梗塞：凝血が溶解せず、全体的に塞ぐ血栓状態にまでは進んでいない時、あるいは動脈アテロームの部分で動脈の塞がりを破裂する時、その取り巻いている動脈により養分を供給される心筋は壊死にいたる。それが心筋梗塞である。
１０．動脈緊張：動脈を取り巻く平滑筋繊維が与える「活動緊張」の程度。
活動状態の時（通常、交換神経の末端による、あるいは血液領域や部分的に同化した媒介による）、この筋肉繊維は収縮し、動脈の内径を縮小する。活動緊張の程度が高い時は、血管収縮状態にあり、反対に緊張程度が低い時は、低い血管拡張が起こる。活動緊張の他に、動脈壁は動脈内の血圧による非活性な緊張をも受ける。
１１．冠状動脈の血管造影：冠状動脈の放射線造影方法。腕や脚の動脈に差し込んだ動脈カテーテルによって放射線不透過性物質を大動脈内の冠状動脈の起点に注入し、動脈を通じて心臓に送る。
１２．心肺の疾患：心肺機能の急激な障害によって誘因される患者への低い等級の悪影響を説明するために使用する一般的な用語。これは数あるなかでも、心筋虚血、心臓弁膜疾患、心筋症、鬱血性心臓機能不全、慢性肺疾患などに起因する。
心筋虚血検出方法の従来技術
痛みを伴った不安定な狭心症の典型的な発症の患者では、自然発生的な虚血の診断は患者の症状に基づいて行われる。通常、冠状動脈の血管造影は治療方法（たとえば、外科的手術、薬物治療、バルーン血管形成、等）を選択するためにこれらの患者に対して行われる。しかし、肉体的な活動に関連した胸部の苦痛を訴える人達、また他の医学的理由で冠状動脈疾患のある、なしを判定する必要のある人達には、心臓のストレス試験を行う。
心臓ストレス試験では、肉体にストレスを与える運動、たとえば室内での自転車こぎやランニング・マシンを使用して心臓に酸素要求を増大させる。ここで説明するいくつかの方法は、心臓ストレス試験の間に酸素要求に関連した虚血が発生するという事象を検出するのに有効である。しかし、既存の方法の予測値はおおよそ５０％から８５％で変動し、それ故に疾患を判定する単一の方法として、あるいは一般的な基準として使用するにはどれも信頼性は十分とは言えない。
以下に示すのは、運動試験中に発生した心筋虚血を検出するために使用される診断技術である。
１）ECG（心電図）：ECGは虚血心筋領域で起きる異常な電気的活動を示す。心筋虚血を検出するECGの感度および特性は、動脈硬化疾患の大きさに直接関係している。故に、危険度の高い疾患（つまり、１あるいは２の動脈支流に限定された疾患）は容易に発見できる。ストレス試験におけるECGの全体的な予測は約６０％でしかないが、慢性的な狭心症を検出するための重要な道具であり、その取り扱い易さと低コストの故に、スクリーニング目的には唯一、有効な方法である。
２）ストレスのエコー心拍測定：この技術は心臓壁の２次元超音波画像に基づくものである。ストレス試験の際に、動脈硬化の冠状動脈に関連した心筋部分は虚血してしまう。従って、運動低下症や壁厚の減少のような心臓壁の運動障害はエコー心拍測定により検出可能である。この技術の持続的な改良によりストレスのエコー検出予測値は約７５％から８０％に増加し、この値は核画像技術を使用したものに近い。この試験は医局で実施できるが、人手を要し、しかも専門家を必要とするので、集団検診には適していない。
３）核画像技術：以下に説明する核技術では、放射性同位元素を静脈に注射する。下記のｂとｃの技術では、初めの静脈投与が洗い流され、患者は安静状態の後、しばらくして同じ同位元素の第二の静脈投与が行われる。これは梗塞した領域によって充填欠陥が起きたのか、酸素要求に関連した虚血部分で充填欠陥が過渡的に起きたのか、医者が区別可能となる。
下記の診断試験に基づき心筋虚血に関連した酸素要求が重大な程度にあると思う患者は、通常、心臓カテーテルの挿入や冠状欠陥造影を受けるが、それらは最も身体へ侵襲する検査方法であるが、最も明確な診断検査でもある。ほとんどの場合、核試験が陽性のケースでの最終的な治療の選択は血管造影により判定される。しかし、ある環境では、血管造影の際に広汎性の冠状動脈疾患を有すると見られる患者は、解剖学的な欠陥の機能上の効果を判定するために核診断技術の一つに戻すことになる。
a.MUGA（マルチゲーティド血管造影）：この方法では、注射で入れられた標識をつけたテクネチウム（Tc）が赤血球によって補足される。標識をつけた血液で満たされた心臓の腔の血管映画撮影が虚血の壁の運動障害を映し出す。この試験の信頼性は約８０から８３％である。
b.201-タリウム（Tl）平面走査：注射で入れられた201-Tlは生存能力のある心筋細胞に吸収される放射性トレーサである。梗塞状態あるいは不適切に灌流した虚血部分では、心筋に取り込まれたタリウムは停止させられ、充填欠陥部分として平面走査画像に現れる。信頼性は約８０から８３％である。
c.タリウムSPECT（単一陽子放出測定断層写真）：これは平面走査より進んだタリウム画像技術である。この技術で、梗塞による充填欠陥部分と一時的な虚血との区別ができる。第一回目の走査の後、数時間で行った第二回目の走査において、放射性トレーサの取り込みが虚血部分にあらかじめ見ることができる。酸素要求に関連した不十分な灌血が一旦なくなり灌血が再度はじまると、循環しているタリウムは再灌血した心筋に至り、トレースされる。現時点で、この方法はECGで陽性という結果を得た後、あるいは患者の医師評価に基づき、虚血を検出するための医療作業では従来より標準的なものである。信頼性は８２から８５％の範囲である。
d.PET（陽電子放出断層写真）：この方法では、代謝活性がグルコースのように代謝のサイクルで普通に関係する放射性の標識をつけた試薬によりトレースされる。代謝は、心筋の生存能力に対するガイドのような生命のしるしである。さらに、PETは灌血の研究に使用できる。
PET走査方法は核試験のうち最も正確であるが、極めて高価（数百万ドルの装置と特殊な設備を要する）であり、他の核試験でのように、試験で陽性の患者は明確な治療法を決定するために最終的に血管造影を行う。
特に、上記すべての技術は虚血心臓の種々の機能における障害を検出するように考えられている。つまり、公知技術の方法は虚血の持続的な存在により心臓そのもが機能するか、機能しないかを監視あるいは検出する。一方、以下に詳細に説明するように、本発明は心筋虚血の兆候に応じた末梢動脈緊張を監視する。
一般的に、生理学的に望ましいレベルで血圧（BP）を維持するには、２つの機能が関与する、つまり、１）心臓出力（CO）、リットル／分と２）全身（肺とは反対に）血管抵抗（SVR）、dynes/sec/cm5。全身血管抵抗という用語は全身動脈血管床における血流に対するインピーダンスを表し、動脈緊張により調節される。
血圧、心臓出力（CO）、SVRとの関係は式BP＝CO×SVRで概ね表され、このSVRを決定するための従来技術は血圧と心臓出力を測定し、それからSVRを算出するものである。しかし、本発明の共同発明者（Goor）はSVRを直接測定することを既に提案した。米国特許U.S.P.4,429,701、4,798,211、4,821,735（発明者はすべてGoor等）を参照してください。また、これら特許は本願の引例である。U.S.P.4,429,701では、新規な方法と装置（レジストメータ）がSVRの変化を直接監視するために記載されている。続いて、U.S.P.4,798,211では、経皮透過光冠状血管形成（PTCA）の際にSVRを監視するためのレジストメータを使用する時、毎回バルーンを膨らまし、関連ある冠状動脈を全体的に妨害し、SVRの増大が続くことを記載していた（Mohr等、「循環」74:780-6,1986を参照）。
それにもかかわらず、上記Goor等の特許に記載の方法と装置はSVRを直接測定することを必要とし、それを行うには身体への侵襲技術を要した。特に、SVRは大腿動脈内に設けた針によって直接測定された。さらに、SVRを非侵襲的に監視できると仮定しても、SVRを直接監視する非侵襲方法や装置は今のところ実用化されていない。
末梢血管調節はよく知られた生理学的現象である。たとえば、身体の通常の調節は熱交換を通じて身体の温度を調節するようにするため、皮膚に流れる血液を変えることによる温度調節が知られている。従って、血管拡張により暖かい血液を皮膚に導き、周囲への熱放射を増大させ、一方、血管収縮により皮膚に流れる血液流を減らして熱を保存する。末梢の血管収縮は、また安定した血圧を維持したり、脳、肝臓、腎臓、他の生命維持に必要な器官等に血液を確実に供給するため、外傷による出血や内出血の際にも起こる。血管収縮と血管拡張による身体の血管調節は非常に繊細なメカニズムであり、局所媒介物によるばかりでなく脳によっても制御され、生理学的条件および病理学的条件において身体の各器官の最適な灌血を維持するために一定に調節される。
欧米社会における心筋虚血の発病率および死亡の危険性は、イスラエルについての以下に記載の推定データを基準に推定可能である。イスラエルでは人口約500万人で、心臓病患者は250,000人と推定されており、その８０から８５％は冠状動脈疾患を有している。分かっている冠状動脈疾患の患者の約８０から９５０％が慢性狭心症を患っている。このグループの治療を受けた患者の死亡率は年間約１から２％である。残りの１０から２０％は狭心症の不安定な形を患っている。このグループの治療を受けた患者のうち、毎年の死亡率の推定値は１０から２０％に達する。
推定250,000人という心臓病患者に加えて、ほぼ同数の人々が診断未確定の心臓障害を有しているとイスラエルの専門家は推定している。この推定は、イスラエルでは１年につき約6,000人の心臓死という事実により支持されており、半分は全く予期されず、心臓病患者と考えられてない人達に発生した。従って、冠状動脈疾患を有する人の１０から２０％と推定する人達で、あらゆる形態の心筋虚血を患っている人達は痛みがないか、この疾患の他の症状を有しているので、健康管理について公知で大きな問題が欧米社会に存在する。
つまり、冠状動脈疾患の存在で生じる心筋虚血を検出するため、現在使用されているストレスECG試験よりも予測率が高く、しかも簡単で、高価ではなく、非侵襲的な技術が切に望まれている。
睡眠条件および睡眠無呼吸に関連した技術
通常の人々はいくつかの睡眠段階を経験する。重要な段階はレム（眼球が頻繁に動く）睡眠段階として知られており、頻繁な眼球運動、筋肉の小さな痙攣、自律神経活動の変化、他の身体的運動の休止などにより特徴づけられている。ノンレム睡眠として知られている他の睡眠段階は、さらに４段階に細分化され、その第１段階は最も浅い、つまり、休息あるいは疲労回復が最も少ない。そして、第４段階は最も深い。
個人のレム睡眠を監視することは睡眠障害を診断するために非常に重要である。また、治療や、レム潜在期がかなり減少する欝病や睡眠発作の治療に対する診断や追跡反応、および研究のように、様々な分野に有用である。
診断のためには、患者の睡眠を監視して様々な睡眠段階のパターンや継続時間を判定する。電子生理学的技術や電子機器を使用して、脳や筋肉の活動から得られる電気信号を測定することにより睡眠を定性的および定量的に評価する。
このために広く使用している技術は、脳電図（EEG）データの同時で連続的な測定法である。EEGデータは脳皮質から主に得られる信号であり、心電図（ECoG）としても示される。同時に、筋肉の活動を監視する電気的な筋運動図（EMG）信号が、眼球の運動によって得られる左右眼球の電気的な眼球運動図（EOG）信号と共に測定される。これらEEG、EMG、EOG信号は多チャンネルの生理学的記録計に従来は記録されている。
睡眠段階を評価するために写真技術も使われていた。Hobson等（Science 201、1978、1251頁から1255頁）によれば、睡眠被験者の移動性は写真で測定され、ノンレムとレム間の移り変わりの予測は主な***移動がレム睡眠の直前直後に起こるという前提で行われる。
米国特許U.S.P.4,784,162によれば、患者取り付け用の複数のセンサを用いて睡眠障害を監視するための装置が示されている。センサはアナログ信号を発し、それは続いてバイナリ・データに変換され、低出力の無線により送信されるる。米国特許U.S.P.4,836,219によれば、ヘッドギアに取り付けた検出器からの眼球運動と頭の運動を表すアナログ信号に適した電子フィルタを使用する個人の睡眠状態を報告するための方法と装置が示されている。
本発明の共同発明者であるLavieの米国特許U.S.P.5,280,791は、人間の睡眠状態を判定するためのシステムに関するもので、それは（a）人間の心臓のR-R波のインターバルを測定する手段と、（b）その心臓R-Rインターバルの出力スペクトルを計算して低周波と高周波のスペクトル出力の比を得る手段と、（c）その測定手段と計算手段に応じて出力信号を発生する手段で、その出力信号はレム睡眠を示す時の第一値とを有する出力信号と、上記出力比がノンレム睡眠を示すしきい値より低い時の第二値を有する出力信号であり、（d）その出力信号に応じ、レム期あるいはノンレム期をそれぞれ表す所定の時間を示す手段、とから構成したものである。望ましいスペクトル出力は低周波数では0.01と0.07Hzとの間の範囲で、高周波では0.2と0.3Hzの間である。
睡眠無呼吸症候群は最も一般的で重要な睡眠障害の一つである。睡眠中の上部気道のつぶれの反復発症で、永続的な呼吸運動にもかかわらず空気流を遮断してしまう。閉塞性の無呼吸は、睡眠から短時間の覚醒や上部気道開通の回復により終了するまで、徐々に増大する無酸素症に結びつく。いくつかの人口研究（発明者の研究所や他の研究所による）は成人の２から４％が睡眠無呼吸症に患っていると推定している。この症候群は全身緊張亢進症、心筋梗塞、発作、突然死へと至る重大な危険性のある要因と認識されている。睡眠無呼吸症候群を診断するため、通常、同時記録を脳電図（EEG）、眼球運動図（EOG）、筋運動図（EMG）、口と鼻の空気流（サーミスタあるいは熱電対による）、胸と腹の運動（呼吸ベルトによる）、鼾の強度（dBメータによる）、脈拍酸素測定、および脚の運動等から成る多チャンネル記録計で行う。各記録は全ての無呼吸事象に対して視覚的に採点される。これらの記録は患者の睡眠を邪魔し、妨害してしまう。
既存の睡眠評価技術の問題点を考慮して、呼吸運動と酸素測定だけから成る部分的な監視のみを行うケースが多い。特に部分記録はスクリーニング目的に行われる。その目的は無呼吸事象が多数おきる人を識別することである。
従って、測定の際に患者が心地よく眠れる、睡眠段階と睡眠無呼吸症候群検査のための簡単な方法が必要である。
血圧に関する背景情報
多くの診断方法および治療方法は正確で首尾一貫した血圧、特に、全身動脈の心収縮期血圧と心拡張期血圧の監視を必要とする。また、平均血圧と脈動波形を得ることが望ましい。血圧を監視する従来の方法と装置は、非侵襲型か侵襲型のどちらかに分類できる。非侵襲型の方法は、動脈の収縮期と拡張期の血圧データの周期的な個別測定が十分な時に使用される。侵襲型の方法は、血圧の信頼性が必要で連続的な監視を要する時、あるいは脈動波形が必要な時に使用される。連続血圧測定の従来方法は、動脈内圧波形を圧力測定装置に送る動脈内カニューレの導入を有する。その侵襲性により、現在、連続監視は危篤看護および手術室の限られた環境に限定されている。しかし、使用が容易で、連続的な監視用に信頼性のある非侵襲型の方法があるなら、連続的に血圧を監視することが望ましい状況が他にも多くある。
血圧の非侵襲型測定の最も一般的な方法は、聴診および振動血圧測定方法であり、その方法ではカフを上腕に巻き、動脈が完全に閉塞されるまで膨張させる。次に、音響検出装置を用いて動脈閉塞時の脈拍信号およびカフの圧力を低下させた時の脈拍信号を検出する。広く知られているように、これらの方法は心臓の収縮と拡張血圧値だけを提供するもので、連続的な血圧測定に適してはいない。これらの方法の別の欠点は、動脈を完全に閉塞し、通常の血液流を妨害することである。また、これらの方法は正確ではない傾向があり、特に、肥満した人や動脈硬化を患っている人の測定で正確ではないことが知られており、また、この測定プロセスが患者を覚醒させるので睡眠中の患者には使用するのは不適切であり、さらに運動中の人に用いるには非常に不便である。また、この方法は血圧不安定性のデータはほとんど提供せず、また解像力が弱い。
血圧の連続的監視を行う従来技術による一方法は音の測定による方法であり、外部で記録した脈動波形の測定に基づいている。つまり、末梢動脈に所定量の力を作用させるために装置を用い、同時に動脈の脈動振幅変動を監視する。この従来技術の主な欠点は持続した正確な測定および長時間の正確な血圧測定に使用できないことである。特に、この方法は患者の動きの機械的影響に敏感であり、効果が限定してしまう。
この方法の別の問題は、力信号を圧力信号に変換するための正確な手段を欠いていることである。特に、少なくとも下記の２つの理由が、普遍的に利用可能な変換要因の導出を妨げている。第一に、脈動波を身体の外側に送ることが個人によって大きく変動がある。第二に、力と圧力の関係は直線的ではなく、従って個々に測定した血圧計による収縮期と拡張期の圧力値の単一の組では、適切な換算には不十分である。
連続的な監視を行う別の従来技術方法はPenaz法として知られている。この方法は患者の指の内部血圧を評定し、同時に指の光学密度の一定水準を維持するため外部の反対圧を連続的に変化させ、血圧の変化を監視する。特に、この方法は動脈内の圧力レベルに近い外部圧力を連続的に加えているので望ましくない。この方法も患者の動きに敏感である。本発明者は、この方法の不正確さの原因の少なくとも一つは、比較的高い圧力の一定の付加が測定位置で静脈を戻すことになり、測定位置より末端の指の部分で静脈の鬱血を作り、血行動態変化と反射血管変化とを引き起こす可能性があり、血圧測定での変動を生み出す。
また、別な従来技術の方法は、発光器と指先の反対側に設けた受光器から構成した光容量変動記録計を利用している。動脈を流れる血液量が変動して、指を透過する光の変化を受光器が記録する。その信号をコンピュータに送り、受光器出力を最低血圧と最高血圧データに変換する。この方法の著しい欠点は、変動する光出力を血圧に変換するための正確な変換手段を欠いていることである。また、指の静脈血の影響が不確定であり、後述するように実質的に心身に有害な効果を有する可能性がある。
従って、連続的な血圧監視のため、簡単で非侵襲型の技術が必要とされている。
発明の開示
詳細は後述するが、本発明者は生理学的状態あるいは医学的状態が患者の身体の末端における血流力学的事象の特徴を検出することにより判定できると判断した。特に、本発明者は上昇SVRを測定することによってだけでなく、むしろ末梢血管収縮の展開を直接測定することにより、心肺の疾患が検出でき、監視できることを示した。これは非常に簡潔で安価に実行できる非侵襲型の方法を使用した検出を可能にする。
従って、本発明の目的は、ある顕在化効果に反応した末梢動脈緊張の変化を検出することにより生理学的状態あるいは医学的状態の、正確で首尾一貫した検出を可能とする非侵襲型の方法および装置を提供することである。
本発明のさらに詳細な目的は、末梢血管収縮を検出し、監視することによる心肺疾患の検出の方法および装置を提供することである。
動脈緊張は、様々な機能のパラメータを制御するため身体によって使われているメカニズムであることが知られているが、本発明者は動脈緊張の変化が生理学的な障害や医学的な状態にたいする価値のある診断具としても使用可能であることを示した。特に、本発明者は、血管収縮を直接測定することにより心筋虚血のような生理学的障害を検出できることを示した。この血管収縮は、既に発見され、上記のGoor等の特許で報告されているSVRの上昇に結びつく初期要因である。
従って、ここに記載したのは末梢動脈緊張の非侵襲型監視方法および装置である。末梢動脈緊張の変化が、患者の皮膚のような末梢動脈の血液流、血液量、動脈拍の波形のような複数の血液力学パラメータにおける変化を監視することにより検出できるが、患者の指やつま先で行い、その位置での動脈の脈動量における変化を検出することが望ましい。血液量の変化は、指の体積、光学密度など１つ以上のパラメータの容量変化記録により決定できる。指は容易に測定できるので望ましい位置であるが、身体の他の末端部分も使用可能である。
その望ましい構造では、本発明の装置は患者の指の末端を含む全てあるいは一部を受ける指プローブを有す。この指プローブは、柔軟性のないシンブル形状の外側部材と、ゴム手袋の指形状の従順な膜とを有する。円筒状の加圧バンドが、この膜を内袋と圧力カフの２つの部分に分ける。Ｕ字状の金属棒が内袋を２つの連通可能な部屋に分割する。これら２つの部屋を指の末端部分にかぶせ、加圧する。圧力カフは内袋の部屋から離して加圧される。望ましい実施例では、圧力は測定位置で静脈内の血液が貯まるのを防ぎ、動脈壁の緊張を取り除くに十分な値にする。しかし、加えられた圧力は動脈を閉塞するほど高く上げてはならない。指プローブは、たとえば圧力トランスデューサや光電セルのような動脈緊張の変化を検出する手段を有することも可能である。あるいは、指プローブは検知した情報をプローブの外部に設けたセンサに送るための導管を設けることも可能である。
特に、本発明による方法および装置は、心筋虚血に加えて種々の生理学的状態や医学的状態を検出したり監視するのに適している。たとえば、本発明者は本発明の方法と装置が睡眠監視の２つの重要な分野、つまりレム睡眠段階と睡眠無呼吸症候群の睡眠監視に適していることを示した。
さらに、本発明者は、表立たない、あるいは表立った夜間の狭心症を検出するために、本発明の装置が睡眠中の人々の集団検診に使用できることを示した。これは全ての従来技術の方法が扱いにくく、しかも患者の睡眠を妨害するので現在のところ実施不可能である。さらに、全ての既存の方法はたくさんの機器を用い、しかも非常に高価で、それ故に集団検診には不適切である。
いくつかの改良と、新規な換算法で、本発明は血圧の連続的な非侵襲型測定に有益であることが示された。
【図面の簡単な説明】
本発明は以下に示す添付図面を参照にして、具体例により説明する。
図１は被験者の末梢動脈緊張を監視するため被験者の指（たとえば、手の指）に適用した、本発明のプローブの一実施例を示した断面図である。
図2a,2bは図１のプローブの別な実施例を示している。
図3aは本発明の実施例により作られた圧力カフを示す長手方向の断面図であり、図3bは図3aの線A'-A'に沿った断面図である。
図4aは図2a,2bのプローブを示し、図4bは図2a,2bの先端キャップを使用する際の図３の圧力カフを示している。
図５は本発明による圧力カフの別の実施例を示している。
図６は本発明による圧力カフの更に別の実施例を示している。
図6a−図6eは、内袋の必要なしで測定を可能にするため圧力カフを使用する実施例を示している。
図7,図7a,図7bは本発明の指プローブの望ましい実施例を示し、先端キャップと圧力カフが単一の指プローブに一体化されている。
図８は複数の指プローブを手袋に組み込んだ本発明の一実施例を示し、図8aはプローブを設けてない指用のチューブ保持部材を示している。
図９は本発明によるプローブを含む全体システムの一実施例を示すブロック図である。
図10は図9に示した自動空気システムに換わる手動空気システムを示している。
図11は本発明の指プローブの別の実施例を示しており、プローブは光学センサを有している。
図12−図20は、心筋虚血を検出するために使われた時の本発明により作られた結果を示すグラフ・データ、およびこれらの結果と心筋虚血を検出する従来の技術とを比較する比較データを表したものである。
図21と図22は、被験者の睡眠状態、特にレム段階および睡眠無呼吸症を検出するため、監視する際に使用された時の本発明により作られた結果を示すグラフ・データを表したものである。
図23は連続的な血圧測定用に作られた本発明装置の一実施例を示している。
図24と図25は図23で例示された本発明装置の換算の際に得られた臨床データ曲線を表している。
図26と図27は、本発明の血圧測定技術を使用した時に得られた結果と標準的な血圧測定技術との比較をするデータ図である。
好ましい実施例の詳細な説明
心筋虚血の検出
本発明の特に重要な長所は、心肺疾患、特に心筋虚血の存在を非侵襲的に検出する能力である。従って、本発明の方法および装置の以下に示す説明は主として心筋虚血を検出することに関する。しかし、本発明は、身体の反応が末梢動脈緊張に反映される他の生理学的状態および医学的状態を検出するために使用可能であることを評価すべきである。いくつかの例を心筋虚血の説明の後に示す。
本発明の方法および装置の長所を詳細に伝えるために、自然発生の（不安定な）心筋虚血に対する若干の生理学的反応の簡単な説明を行う。心筋虚血のこのタイプの兆候に関して歴史的に少なくとも２つの見方がある。Gorlin（循環32:138、1965）によれば、心臓への負担増を誘発する血圧の突然の上昇で、要求関連の虚血の発生と説明。Chierchia（循環61:759,1980）によれば、虚血の自然発生的兆候は初期事象で、ある心肺機能の変化（心臓鼓動数、血圧、ECG変化、等）がある時に、それらは心筋虚血に原因している。
本発明の装置（発明者等は虚血測定器Ischemographと呼ぶ）を使用して本発明者等が得たデータは、経皮透過光冠状血管形成（PTCA）の際にバルーンを膨張させることによるなどして虚血が一旦誘発させられると、末梢血管収縮が10-20秒内に現れることを示している。（以前、本発明者はレジストメータを使用して上昇SVRがこうした環境下で検出できることを示した。）また、本発明装置によって監視した超音波脈動記録計の運動試験の際に、心臓収縮性の悪化の何らかのしるしが示される前に末梢血管収縮が起きることを学んだ。
こうした認識状態で、本発明者等は、発展中の心筋虚血が末梢動脈緊張に与える急激な影響について考えられる説明をいくつか提示できる。その一つは、反応***換神経活動による末梢動脈緊張の直接刺激によるもの。別の説明は、虚血心筋から循環系に放出されたトロンボキサンのような因子による血管緊張の局部的な媒介によるもの（Teoh、J.Thorac Cardiovasc Surg.93:120,1987を参照）。さらに別の説明は、エンドテリン−１のような１以上の内皮運搬物質による血管緊張の局部的な媒介によるものである。
それ故、一旦心筋虚血が始まると、その進行は患者を打ちのめすことになる。反応性末梢血管収縮は血圧の関連した増大を伴ってSVRの上昇を起こす。高い血圧はGorlinにより説明されていたように要求関連の虚血を増大し、心拡張期の障害を招き、左心室の心収縮期の障害が続き、心臓出力の減少となり、さらにSVR式の均衡を破り、虚血の継続時間と影響を受けた筋肉のサイズに応じた最終結果を伴って、末梢血管収縮をいっそう悪化させる。
本発明によれば、心筋虚血の兆候は末梢血管収縮の変化を直接測定することにより検出できる。また本発明者は、末梢血管収縮が末梢動脈血管内の容量の変化を検出することにより測定できることを示した。たとえば、患者の一本の指の動脈拍波の大きさを監視することができる。従って、その指の動脈拍波の大きさの降下はその指での動脈血液容量の低下、つまり末梢血管収縮の存在を示し、それ故に末梢抵抗の増大となり、それはSVRの増大を示す。
SVRという用語は、全身の血管全ての血液流に対するひとまとめにした抵抗を示し、心臓出力に対する血圧の比（実際は動脈圧マイナス静脈圧）として決定される。算出したSVRは心臓からの血液駆出点での全身循環の全抵抗の総計を提供する。
一方、末梢抵抗（PR）という用語は、皮膚や他の身体表面、あるいは手や、つま先の指のような身体の末端における抵抗を示す。ある環境下で、末梢抵抗はSVRとは全く異なった様子を示す。たとえば、非常に寒い環境の中で重労働をする人は比較的高い皮膚の末梢抵抗値を示すが、活動中の筋肉内の血液流にたいする抵抗は低くなる。従って、上昇SVRは通常、上昇末梢血管収縮に関連しているが、心筋虚血を検出するうえで末梢血管収縮の直接測定はSVRよりはるかに繊細なパラメータとなり得る。さらに、SVRも心臓出力の変化で変わる可能性がある。
本発明の装置は指の動脈血管における脈拍容量の変化を監視することを可能とし、末梢血管収縮を検出するうえで効果があることを示した。血管収縮の極端な状態では、本発明装置により捕捉された脈拍波のピークから谷の大きさ（振幅）はほぼ直線に低下し、これは生理学的事象に対する身体反応を示している。PTCAの際の主な冠状動脈のバルーン膨張に対する末梢の反応を監視するため使用する時、特にニトログリセリンを患者に投与しない時、本発明装置は測定した動脈血管内の血液容量の明白な減少、増大した動脈緊張のしるし、そして末梢血管収縮を識別する。
その故に、本発明装置は、心筋虚血がある時にGoor等の上記特許に記載されたレジストメータにより識別されたSVRの変化に部分的に従う、末梢循環における形態学的変化を直接検出する。さらに、レジストメータはSVRを侵襲型で測定するが、本発明装置は末梢血管収縮を非侵襲型で直接測定する。
本発明装置の好ましい実施例
本発明装置は、新規な指プローブと、測定プロセスを制御し、指プローブの信号を集めかつ処理するための処理システムとを有する。以下は、望ましい実施例を含む指プローブおよび処理システムのいくつかの実施例の説明である。
指プローブ
図１は本発明の一実施例により形成された指プローブ２を示している。指プローブ２は人間の指より幾分大きい直径で堅い筒状容器３を有する。筒状容器３は、その一端を壁3aで塞がれ、反対側の端部3bは人間の指を受け入れるように開いている。筒形状の変形可能膜（あるいは内袋）４を筒状容器３内に設け、同様に一端4aを閉じ、他端4bを開く。筒状膜４は弾性材料、あるいは薄く、柔軟なプラスチック・シート材料でよく、ラテックス製の手袋の指に概ね似ている。指の先端を受け止めるための受けを形成し、筒状膜と容器３の内部表面の間に閉じた筒状チャンバ５を作るように直径を決める。筒状チャンバ５はその内圧に応じて膨張、収縮をする。
筒状膜４の開口端4bは筒状容器３の開口端3bに密封固定される。筒状膜の閉じた先端部4aは適切な方法により筒状容器の閉じた先端部3aに、筒状膜が容器の外部に出ず、内部だけの移動をおこなうように柔軟に固定される。図1aでは、これは複数の柔軟で伸びない糸６の例が示されており、これにより筒状膜が容器の外部に出ず、内部だけの移動をおこなうようにしてある。しかし、他の適切な手段を用いて同様な効果を得ることもでき、別の例は後述する。
容器３と筒状膜４の間のチャンバ５は、容器の先端壁3aに形成したインレット７、およびインレット７に接続したチューブ7aを介して圧縮空気あるいは他の流体源に接続される。動脈血量の測定を行うために、指プローブ２を指の末端、つまり被験者の手の指（あるいは被験者の足のつま先）にかぶせ、静圧を指先の周りに加える。
前述したように、静脈の滞りの防止が本発明の著しい特徴である。本発明者は通常の環境下では静脈血液は不定で予測不能に変動し、指の中に滞留することを認めた。それ故、量／圧の変化を測定するいかなる試みも静脈の滞留によって発生した信号により影響され、動脈圧波により作られる望ましい信号に上乗せするか、偏りを発生し、実際の測定をかなり歪めることになる。静脈滞留における重要な要因で、従来技術で基本的に見落としていたものは、静脈の衝撃波の影響である。運動のストレス試験の際に、たとえば、肉体的な活動は低圧が加わった大静脈（右心房に血液を運ぶ大きな静脈）を撹拌し、衝撃波を発生し、指先まで戻るように伝わる。
指先の静脈滞留の別の原因は、血液の静脈カラム内での静水圧の上昇に関連している。例えば、腕を下げた結果として、静脈血液は指先の静脈滞留を起こす。低圧の静脈血管内での容量の変動の結果、指の静脈滞留は実際の測定とは見当違いの信号を発生し、望ましい情報を隠してしまう。
従って、加えられた静圧場は指先の静脈血液の滞留を防ぎ、動脈により運ばれた脈動血液が静脈を介して戻ることができるに十分なものとする。つまり、圧力は例えば静水圧と衝撃波による自由な静脈流を防ぎ、同時に、指からの動脈により運ばれた血液を静脈が運ぶことができるようにしなければならない。静脈滞留を防ぐため必要な圧力は個人差がある。しかし、人の心拡張期圧力の約１０％を越えないことが望ましい。
はっきりとした信号を得るためには、この圧力は指先を心臓のレベルに近い時に指先の動脈壁の緊張を部分的にとり、同時に閉塞させない程度とするのが望ましい。これは動脈壁が自由に移動可能となり、心臓の脈動血液運搬を容易にする。望ましくは、付加圧力は手を完全に下げた時に静脈の最大圧力よりわずかに上になるようにする。
適切な圧力は個人差があるが、３０mmHgから心拡張期圧力の約１０％上の圧力が上記目的を両方を満たすために使用される。臨床学的には、約７０mmHgの圧力は手を心臓レベルより下に最大下げた時の、背の高い人の指に見ることができる最大静脈圧レベルを示していると認められる。従って、この圧力は他の全ての環境における静脈圧に対して均衡をとるのに十分であり、動脈の処理量に等しいレベルに静脈容量を効果的に押さえ、静脈を蓄積部ではなく消極的な導管とすることになる。すなわち、約７０mmHgの圧力は特に静脈血液の滞留や静脈の衝撃波伝達を防止するのに適している。
後に詳細に説明するが、血圧波に伴う監視中の指先の体積の変化（時間の関数として）を測定するため指プローブ２を使用する。次に、被験者の生理学的状態や医学的状態を検出あるいは監視するため、この容量変化の測定は後に説明するように処理される。
図２から図４は本発明の指プローブの他の実施例を示す。説明を分かりやすくするため、図２から図４に示した指プローブの構成部材と図１の指プローブ２の構成部材の対応する部分は同じ番号で示してある。
図２から図４に示した指プローブ30の構造の重要な特徴は、複数部分で構成されたシンブル形状のエンド・キャップを有することである。図2aおよび図2bに示したように、２つの半円筒状部分31,32の各々は腔を有するように形成され、その２つの腔が合わさって被験者の指を受け入れるための円筒状ソケットを作る。半円筒状部分31、32の各々は、その一端に部分円あるいは長円形状の部分端壁31a、32aを形成され、それらが合わさり円あるいは長円の先端壁を形成する。その反対側は開いている。
各筒状部分31、32は平坦な変形可能な膜33、34を有しており、その膜が合わさり被験者の指を受け入れるための変形可能な筒状膜と同じものを作る。膜33、34の各々は４つの面にした形状をしており、それぞれの半円筒状部材の先端壁31a、32aに対して横方向の縁、また、開いた端部30bに対して横方向の縁、そして側端30cに対して横方向の２つの縁に沿って（例えば、接着剤あるいは溶融にて）固定する。この２つの容器部材31、32は接着剤あるいは他の適切な方法で互いに固定される（図2a）。
膜33はこのようにして容器部分31と共に、インレット35aを有する膨張可能なチャンバ35を作り、膜34は同様に容器部分32と共に、インレット36aを有する膨張可能なチャンバ36を作る。２つのインレット35a、36aは圧力源10（図９）に導管37によって互いに接続されている。
別のほぼ環状のチャンバ43が側端30cから端部30bに伸びる膜33と34により作られている。このチャンバ43は膨張可能なチャンバ35、36への流体のつながりを持ち、インレット35aと36aを介して加圧される。あるいは、チャンバ43はチャンバ35、36から完全に密閉され、別のインレット44を通じて独立して加圧されるようにしてもよい。
図１に示した指プローブの単一部材構成では、チャンバ５内の圧力による軸方向の力、つまり、被験者の指に対して指プローブの軸方向への移動を起こす力は、弾性糸６の設置により相殺される。これは指プローブの吹き出しを防止し、特に被験者が運動中のように活発な動きをしている時に指に対する指プローブの軸方向の動きに原因した、人為的間違いの読みを最小にする。
一方、図2aおよび図2bで例示した実施例によれば、指プローブ30の複数部分構造は、軸方向および半径方向の両方の動きに抗して指プローブを被験者の指にしっかり固定する。これは、２つの膜33、34のそれぞれの外周部が膜を固定してある筒状部分31、32により内部移動を防止されているからであり、つまり、膜により閉じられたチャンバ内の圧力が各膜の中央部分を外周部より大きく内側に移動する。内側に移動した２つの膜の中央部分は被験者の指の反対側を挟む動きを作り、指プローブが被験者の指をしっかりと挟み込む。この挟み込み動作が吹き出しの危険を大きく減少させ、外側容器に対して指が回転するのを防ぎ、しかも指が曲がるのを防止し、血圧波に伴う指の体積変化を指プローブにより測定する正確さを向上させ、特に運動中の出力信号を安定させる。
図１に示した実施例では、膜４の開いた端4bによるエッジ効果は、圧力場がその開いた境界に向けて弱まっているので、信号の正確さを低下させる可能性がある。従って、膜４をこのエッジ効果から隔離することが望ましい。これは指プローブ２に圧力カフを加えることによって行うことができる。圧力カフは、以下の実施例で示すように容器３と一体に、または別個に作ることが可能である。図2aの実施例では、圧力チャンバ43は側端30cでチャンバ35、36から離されている。こうした構造を用いることで、開いた端部30bでのエッジ効果は圧力チャンバ43の内部に及ぶが、奥の圧力チャンバ35、36には及ばない。それ故、測定はエッジ効果を避けるために圧力チャンバ35、36に対してのみ行うこととなる。
上記説明から分かるように、圧力チャンバ35、36によって加えられる圧力の有利な効果は指プローブの開口端30bへ向かうに従い減少する。それ故、圧力場は圧力カフを含むことにより測定範囲を超えて効果的に拡大される。
本発明の別な実施例によれば、図2aに示したチャンバ43は筒状容器部分31、32とは独立して作られている。この実施例は図3a、3bに例示されており、図3bは図3aの線A'-A'での断面である。図3aと3bに示すように、ほぼ円筒状の圧力カフ40が堅い円筒41とそれに取り付けた膜42から作られている。膜42と円筒41の間の空間はインレット44を介して加圧可能な圧力チャンバを構成する。圧力カフ40は図4aで示す筒状容器31、32で形成したエンド・キャップの開口端に固着させることができる。これは図4bに示されている。
図3a、3b、4bにはチューブ・リテーナ65が示されている。このチューブ・リテーナはチューブを引っ張ることにより発生するノイズを防止する上で有効である。望ましくは、チューブ・リテーナは本発明の指プローブの全ての実施例に利用すべきである。
図５は環状圧力カフ40の別な実施例を示している。この実施例によれば、圧力カフは図2a、2bの圧力キャップ30の複数部材構造に似た構造である。つまり、図2aの構造は側端30cで隔離を行えれば同様な圧力カフを効果的に得ることができる。従って、図５に示した環状圧力カフ50は２つの堅い外側半円筒状部分51a、51bで構成され、各半円筒状部分は半環状膨張可能チャンバ53a、53bをそれぞれ形成するように固定された内部変形可能膜52a、52bを有する。
図６は環状圧力カフの更に別な実施例を示す。この実施例によれば、環状カフ60は非伸縮性プラスチックのような柔軟で非伸縮性材料で作られた外部リング61と、そのリングに固着させた円筒状膜62を有しており、膜とリングとの間には被験者の指に圧力を加えるための環状圧力チャンバを形成している。
図6a-6eは、内袋を必要としない測定を可能とするように圧力カフを用いた実施例を示している。図6aに示すように、指プローブ2は基本的にエンド・キャップ30とその中に位置させた圧力カフ40を有する。図6cに示すように、指を指プローブ2に差し入れた時に、チャンバCoが容器と指の間に形成される。導管44aを使用し、圧力カフ40に形成されたチャンバ43を加圧し密閉状態を作るようにする。これはチャンバCoに導管37より圧力を加えることを可能にする。
図6bに示すように、既に詳細に説明した２つの半割構造を使用することもできる。また、指プローブの動きを抑制し、かつ空気密閉性を向上させるために接着層やリング90を設けることが望ましい。接着材料の別の層91をエンド・キャップ30の先端の内側面に設け、指に対して指プローブの動きを防止する助けをおこなう。
オプションとして、しなやかな膜状物質95のフランジを開口側端の周辺に設けることにより、空気密閉性を確実とすることも可能である。この膜状フランジの開口部は差し入れる指の最小直径より小さくなければならなず、フランジは指を差し込んだ時に密閉状態を作ることになる。同様なフランジ96が圧力カフの反対側に設けることができる。
図7、7a、7bは本発明の指プローブの望ましい実施例の詳細を示し、先端キャップと環状圧力カフが単一のユニット70に一体化されている。ユニット70は、半球あるいは半楕円形状の先端壁72で一端が塞がれ、他端73は被験者の指を受け入れるための開口部を設けた単一の堅い筒状容器71を有する。変形可能な筒状膜74が筒状容器71内に納められている。この膜74も同様に一端75が塞がれ、他端76は被験者の指を受け入れるため開いている。
さらに、筒状容器71は、半円状中間部材83で結合させた一対の平行な脚81、82を有するＵ宇状の堅い保持部材80を有する。２本の平行脚81、82の末端84、85は筒状容器71の壁内に固定した挿入部材86、87に固着させる。この２本の挿入部材86、87は装置内に固着された円形の加圧バンド88により担持され、筒状膜74の中間点を筒状容器71の内面に対してしっかりと押しつける。筒状膜74の開口端76は、例えば接着剤あるいは他の加圧結合により筒状容器71の開口端73に固着させる。
この構造は３つのチャンバ、つまり筒状膜74とＵ字状の保持部材80の反対側にある筒状容器71との間のC1、C2、および加圧バンド88と筒状膜74と容器71の開口端との間にあるC3を作る。容器71の壁に対して圧力を加えることにより、加圧バンド88は第三チャンバC3と２つのチャンバC1、C2間の流体の連絡を防止する。一方、保持部材80の半円状中間部83は容器の先端壁72の内面と幾分間隔をとり、２つのチャンバC1、C2間の直接的な流体の連絡を取れるようにするのが望ましい。筒状容器71はチャンバC1、C2への流体ポートとして作用する１ないし２個の穴77、さらにチャンバC3への流体ポートとして作用する穴78を形成することも可能である。しかし、チャンバC3とチャンバC1、C2との間に隔離が設けられてないなら、ソレノイド弁46（後に説明する）は削除してもよいことに留意すべきである。
流体圧をチャンバC1、C2に付与する時、保持部材80により係合した筒状膜74の２つの部分の外周端部は内部への移動を抑制されることになる。このようにして、チャンバC1、C2内の加圧流体は各膜部分の外周部より大きく中央部分内方に移動し、二カ所の挟み込み作用を生み出し、この装置に対して指の吐き出し、軸方向および回転方向への移動を防ぐことになる。保持部材80によって覆われてない筒状膜74の部分は、上記したような環状圧力カフ40と同じタイプの環状圧力カフを作ることになる。
図7、7a、7bに示した装置は、指が装置に対して動いたとしても２つのチャンバC1、C2の膜の壁が一緒に動くので、保持部材80が人為的な動きを減少するという利点がある。つまり、膜の部分が図2a、2bについて既に説明したように、それぞれの容器部分に個別に接着すると、一枚のダイアフラム部分の動きは他に伝わらず、人為的動きを作り出す。一方、２つの膜部分が図７と同じ膜の部分の時、それらは互いに動く傾向があり、こうした人為的な動きを減少する。
図７の構造の別な利点は、両方のチャンバC1、C2が保持部材によって提供された空間により相互接続されているので、両方のチャンバC1、C2に流体圧を供給するには１つの流体ポートで十分であるという点である。さらに、図７に示した構造は製造し易い大きさで、しかも低コストである。
図示してはないが、チューブ・リテーナ65を図７の実施例にも同じように使用できる。チューブ・リテーナは指プローブの外側容器に固定することができ、あるいは挿入部材86、87の一方の部品とすることも可能である。
手袋型プローブ構造
図８は被験者が着用する手袋90に組み込んだ指プローブを示す。図示した構造では、手袋の２本の指91、92がそれぞれプローブを組み込んでいる。その間の手袋の指93は容量測定装置の各チャンバを加圧するため、流体チューブ、例えば、空気チューブを支持するために使うことができる。また、手袋は被験者の手や手首に取り付けるバンドを有し、指プローブを組み込んだ１本あるいは２本の指のみ有することも可能である。
図８に示した手袋構造の利点は、指プローブを一時に２本（あるいはそれ以上）の指に取り付けることができ、２つの（それ以上の）出力が処理可能となり、それだけ信頼できる結果を得られることである。例えば、高い方の出力を選択したり、あるいは出力を平均するなどして矛盾のチェックを行う。一方、指プローブの各々は異なった測定に使うことができる。例えば、一方の指プローブは末梢血管収縮を監視し、他方は患者の血圧を監視することに使用できる。同時に末梢抵抗と血圧を測定することにより、それらのパラメータをどちらか一方だけ測定することより患者の全体的な血流力学的状態および変化をより有意に理解することが可能である。
さらに、この手袋構造はチューブの設置を安定させる手助けをし、チューブを引っ張ることからくる容量測定装置への外力の伝わりを防止する。特に、指プローブそのものに取り付けたチューブ・リテーナ65に加え、別のチューブ・リテーナ65a（図8a）を指プローブを設けてない指に着けるオープンリング66に取り付けることができる。チューブ・リテーナ65aおよびオープンリング66は手袋型プローブとは独立して使用できる。
また、手全体を暖めたい人には、手袋（あるいはどの指プローブでも）加熱部材をオプションとして設けることができる。測定部分を加熱することは潜在的レベルの血管緊張を改良するために使用してもよい。あらかじめ存在する血管収縮の高いレベルが測定可能な血管収縮の増加を妨げるので、これは身体の制御による変調を良好に測定できる点に血管緊張を調節可能となる。
装置全体
図９は本発明による心筋虚血を検出するための装置の望ましい実施例を示している。この形では、本発明者は本装置をIschemoGraphと呼び、本発明プロセスをIschemoGraphyと称する。
図９に示したように、シンブル形状のエンド・キャップ30と圧力カフ40から成る指プローブ２は空気システム80に接続されており、空気システムは処理システム90に接続されている。空気システム80は空気チューブ系85に接続した圧力源10を有する。チューブ系はチューブ7a、44aを有して、圧力源から圧力を指プローブ2、ソレノイド弁12、46に供給する。ソレノイド弁は後に説明するプロセッサ23により制御できる。もちろん、ソレノイド弁12、46は手動制御できる機械式弁に換えることが可能である。
空気システム80は、圧力源10により提供される圧力を監視する圧力トランスデューサ13と、指プローブの圧力チャンバ内の可変圧と弁12と46間に存在する一定圧との差を測定する差圧トランスデューサ14とを更に有する。オプションとして、空気チューブ系85は図９で点線で示した空気溜47、48、49をさらに設けられる。この追加の空気溜の１つ、あるいはいくつかは、各々の導管システムの漏れや弾性による気体の容量損失を小さくするため各圧力チャンバの容量変化の感度を低下させるため、また脈波による戻り圧力変化の大きさを低下させるために使用してもよい。
図９では、圧力源と空気システム80のチューブを接続するラインに弁は示されていない。これは望ましい実施例では圧力源が内部弁を含むからである。しかし、この弁が利用できない場合、圧力源10のアウトレットに弁を追加することが望ましい。
処理システム90はA/Dコンバータ22、プロセッサ23、モニタ24およびアラーム25として一般に示される監視装置を有する。この処理システムは、圧力源10やソレノイド12、46の制御のように、全体のシステムの操作の制御に責任があり、また、判読可能な出力を提供するため検出した信号を処理する。
監視処理手順
本明細書から分かるように、本発明装置は種々の環境における心肺疾患、特に心筋虚血を検出するために使用できる。つまり、本発明装置は運動試験の際に監視するため使用でき、バルーン血管形成の際の監視に利用可能であり、また、睡眠中の監視に使用可能である。しかし、全ての場合、本システムの基本操作は同じである。
本システムの操作を図９を参照にして説明する。診断処置を行うために、弁12、46を初めに開き、指プローブのチャンバ5、43が減圧されて患者がプローブ内に指を差し入れるようにする。次に、動脈壁に負荷をかけず、静脈滞留を防ぐに十分な圧力に上げる。圧力源10により付与された圧力は、弁12、46の上流にある圧力トランスデューサ13により測定される。望ましい実施例では、空気室内の圧力は自動的に70mmHgに上げる。
この時点で、弁12、46を閉じ、差圧トランスデューサ14の右チャンバ内の圧力を一定に維持する。一方、トランスデューサ14の左チャンバへの圧力は指プローブ２の圧力チャンバ５によって変化する。特に、末梢血管収縮の検出用には、測定は試験の際に測定した患者自身の基本線との比較なので本発明装置の較正は必要ない。
良好な結果を得るため、試験対象である手の相対的な固定が望ましい。様々な運動ストレス試験の際に、これは通常、安定した位置に手を保持し、手の過剰な動きを避けるようにして行われる。PCTAの際には固定措置は一般的に問題とはならない。すなわち、睡眠の監視ではなく、閉塞の際の虚血を監視すること、および動脈の拡張後の開放度を監視することの両方に対し、本装置が有効である。
ある程度まで説明により理解できるように、動脈血圧脈動波による被験者の指の体積の変化はチャンバ５の膨張あるいは収縮、およびチャンバ５内の気体圧力の対応した減少あるいは増加を生み出す。上記したように、チャンバ５はそのインレット７およびチューブ7aを介してチューブ系85に接続されている。しかし、弁12が閉じられているので、圧力変化は差圧センサ14の左チャンバ内の圧力にのみ影響をあたえる。差圧センサ14はこれらの圧力変化を検出し、この圧力変化に対応した出力を提供する。
図９に示したA/Dコンバータ22は圧力トランスデューサ13、14のアナログ出力を受信し、それらをCPUプロセッサ23に入れる前にデジタル信号に変換する。プロセッサ23は測定した指体積（あるいは光学密度）変化を処理して容量測定値の出力24a、および／あるいは時間に対する容量測定値における変化の出力24bを生成する。測定値のどちらか一方、あるいは両方をモニタ24（ブラウン管や液晶ディスプレイ）上に表示させることができる。あるいは、これらの出力は離れたモニタ上に表示させることもできる。さらに、これらの測定値をナース・ステーションのような遠隔地にあるディスプレイに送信することも可能である。表示出力24bが測定容量の変化が末梢血管収縮を示す所定の遮断点を越していることを示すと、これは観察者のモニタ24で即座に示される。オプションとして、測定容量における所定降下が発生したら、アラーム25（例えば、音響あるいは視覚的なもの）を作動させて即座に付き添い人に警報を発してもよい。
信号のピークとトラフの振幅は通常、動脈の脈拍容量変化に比例しており、末梢血管収縮時に減少する。それ故、図９のシステムを末梢血管収縮を検出するため使用する時、観察者は圧力の絶対値とは反対にトラフ値からピーク値の振幅の相対変化に関心を持つことになる。従って、望ましい実施例では、ハイパス・フィルタ28を設けてトランスデューサ14の出力をフィルタかけして信号対ノイズ比を改良する。
指プローブに関して既に説明したように、指プローブはエンド・キャップ30に接し、同軸状に環状の圧力カフ40を装置の身体の中央（心臓）に近い側に有することが望ましい。圧力カフの主な目的は、エッジ効果を避けるように、検知プローブの境界以上に一定の圧力場の範囲を広げることである。圧力カフのチャンバ43もポート44を介して加圧気体で満たされるが、ソレノイド弁46は導管44をトランスデューサ14から隔離している。このようにカフ40は、血圧波に伴う指体積変化の測定位置から身体の中心（心臓）方向へ静的圧力場を拡大する。環状圧力カフ40は、シンブル形状のエンド・キャップ30内に形成された圧力場と共に、指の末端（特に最も末端の指骨）における静脈滞留を防ぐ止血帯として作用する。また、制御されない静脈逆流を実質的に防止し、また、さらに指を心臓レベルにした時に指の末端における動脈を閉塞することなく壁の緊張を部分的になくす。圧力カフの圧力は検出チャンバ35、36の中の圧力とは異なるが、それより大きくてはいけない。
手動空気制御システム
図10は手動空気制御システムを示し、指プローブのエンド・キャップ30と環状カフ40に静的圧力場をプリセットし、付与するために自動圧力源10に代えて用いることができる。図10に示したシステムは、共通のチャンバから導かれる４つのポート151-154を有する４方向ネジ留め式プリセット・バルブ・アセンブリ150を有する。ポート151は空気溜161に接続し、空気溜161は環状カフ140に接続している。ポート152は圧力キャップ130に接続した第二空気溜162に接続している。ポート153は第三空気溜163に接続し、ポート154は注射器164と外気につながる放出弁165とに接続している。差圧トランスデューサ166は図９のトランスデューサ14に対応し、空気溜162、163に接続してその間の圧力を比較する。またトランスデューサ166は圧力計167に接続し、この圧力計は図９のトランスデューサ13に代わる。トランスデューサ166の出力は図９で説明したのと同じ方法で処理システムに提供される。
図10に示したシステムは以下のように操作が行われる。
初めに、プリセット・バルブ・アセンブリ150は開かれて全てのポート151-154間の接続を確立する。次に放出弁165が開かれて、このシステムを外気に接続する。注射器164はその中間に引き戻し、放出弁165を閉じる。そして注射器164を最大長まで引き、プリセット・バルブ・アセンブリ150の共通チャンバ内を真空にする。
次に指プローブを被験者の指にかぶせる。注射器164を目標圧力になるまで押し込む。プリセット・バルブ・アセンブリ150を閉じ、インレット166aが一定圧に保持され、インレット166bの圧力が指プローブのチャンバ130の内部圧力に応じて変化する。従って、トランスデューサ166によって検知される圧力の変化は動脈血液容量に対応しており、プロセッサ23で処理するために対応の信号168がトランスデューサ166により出力される。
動脈緊張センサ
本発明による指プローブの上記詳細な例では、末梢動脈血管収縮が空気的手段により検知される、つまり、末梢動脈の血液量の変化により生じる圧力変化を検知することによる。しかし、心肺疾患に応じた末梢動脈緊張の変化に伴う患者の皮膚や他の末端での変化も測定してもよいことは、明らかである。例として、手の指（あるいはつま先）の外端、あるいは身体の他の部分の皮膚の光学密度または表面反射率を、光源と集光器を使用して測定してもよく、また、電気皮膚反応を判定するため電気抵抗を測定することもでき、さらに、ドップラ超音波装置、レーザ・ドップラ装置、または他の流量計により血液の流速を測定することも可能である。
図11は図１−７に示した指プローブと同様な装置を示しており、異なる点は光学密度を直接測定して血圧波に伴う指の変化の測定値を得ることである。分かりやすくするため、図１−７と対応する部品には同じ番号を使用してある。
従って、図11に示した装置では、チャンバ５は図９に関して説明したように、固定した所定値に加圧される。しかし、この場合、チャンバ５を形成する筒状のダイアフラム４の片側に光源100を設け、反対側に受光器101を設けて、筒状ダイアフラム４内に入れた指の脈動血液容量の変化を受光器101により光学密度の変化として検出することになる。この情報は導線102を介して増幅回路103に送られ、そこで増幅されフィルタにかけられ、続いてA/Dコンバータ22に送られて前述したようにプロセッサ23により処理される。
図11に示された構成では、測定側、つまり光源100と受光器101の設置位置は指プローブ２の外容器３の開口端のかなり内側であり、そこでは指の先端の周りに均一に静的圧力場を付与するので、環状圧力カフ（図９の４０）はこの目的のために必要ない。しかし、光源および受光器が指プローブ２の外容器の開口端に近い位置に設けられている場合には、環状圧力カフ（図９の圧力カフ40に対応）を図11に示したシステムにも使用することが可能である。
臨床データ
PCTA（バルーン血管形成）の際に、心筋への血液供給の一部がある時間だけ故意に遮断される。他の環境下で、冠状血液流の妨害のタイミング、位置および範囲を明確に分かることはない。従って、本発明のIschemoGraphはこうした処置段階にある多くの患者に評価された。
バルーン膨張による冠状血液流の中断の効果を定義する能力に対して理論的な限界がある。例えば、冠状動脈の部分がほぼ閉塞され、バルーンをつけたカテーテルを差し込む動作は、それ自体、残りの開口部を大きく減少させることになり、バルーンを膨張させることによる開口部の侵害が血液流を期待するようには大きく変えることがない。しかも、周囲の心筋を圧迫するバルーン膨張は、冠状血液流それ自体の中断とは関係ない反射反応を顕在化させることになる。
こうした要因が冠状PTCAの血液流関連効果を変えるが、以下に説明する発見は末梢抵抗の変化と心筋虚血間の関連を明らかに支持している。
図12は、血管作用薬を受けてない患者の冠状動脈内でバルーンを膨らます前、最中、後の本発明のIschemoGraphの出力信号を時間経過に従って示している。出力は脈動の動脈容量の変化に対応している、つまり、信号のトラフとピークの振幅の変化が動脈容量の変化に対応している。従って、ピークからトラフの振幅の減少は血管収縮を意味し、振幅の増加は血管拡張を意味する。比較基準線は、心臓が酸素要求を増大させる前のトラフからピークへの振幅が設定される。
図12に示すように、おおよそ時間ゼロでバルーンが膨らまされた。そして、ゼロから１分経過後、信号のピーク対トラフの振幅の連続的減少が続き、これはバルーンを膨らませることが末梢血管収縮反応をおこし誘導一時虚血とすることを意味している。
約70秒でバルーンは萎むが、約30秒後に再度膨らまされた。比較的短時間の萎んだ状態に対して顕著な変化はない。つまり、時間がゼロから１分の信号振幅と１分から３分の信号振幅を検討すると、末梢動脈緊張は30秒を過ぎて徐々に降下し約１分間の処置の間は比較的安定していた。しかし、反応時間に対するここでの参照はバルーンを膨らませたり、萎ませるための時間を含んでいることを理解すべきである。
図12の参照記号５の時間では、患者は咳をしたので、信号の振幅に急激で顕著な増加が見られる。咳をしたり、欠伸をしたりというような特定の状態の際に、圧力波は動脈を通じて広がる。この圧力波は本発明のIschemoGraphにより検出可能であり、その比較的シャープで短時間の増減曲線により区別できる。
図13は、29人の被験者での67のPTCA処置の際のバルーン膨張に関連した出力信号の変化を説明する棒グラフである。各例では、誘発した虚血を示す参考値として膨張時の信号値の変化を使用した。本発明装置の出力信号は、ニトログリセリンの投与なしで（マイナス記号で示されている）主動脈のPTCAが行われた23ケースのうち23において心筋虚血を示した。ニトログリセリンを投与した時（プラス記号で示されている）、８患者のうち７が陽性反応を示した。ニトログリセリンの投与および投与無しの第二冠状動脈に対するPTCAの結果も示されている。これらのケースでは、虚血の認識は低かったと理解できる。
図９に示した装置は、標準的な運動試験を行いながら患者の心筋虚血を検出するための臨床研究に使用されてきた。その結果を、従来技術のタリウムSPECTおよびECG技術を利用した時に得た結果と比較させた。
図14は、イスラエルのSheba医療センタとKaplan病院で標準運動ストレス試験を実施した93人の患者におけるタリウムSPECTの結果と比較した時の、本発明のIschemoGraphの結果の関係を示している。左上ブロックはタリウムSPECTにより陽性と識別された患者（53人）全てをIschemoGraphが陽性と識別したことを示している。（図15はタリウムSPECTとIschemoGraphの読みが陽性を示した一人の患者についてのデータ例を示している。）このように、２つの方法間の不一致のみが陰性の識別となる。
詳細には、図14の右下ブロックに示すように、タリウムSPECTにより陰性と識別された40人の患者のうちIschemoGraphは陰性を28人と識別した。（図16はタリウムSPECTとIschemoGraphが陰性を示した一人の患者についてのデータ例を示している。）図14の右上ブロックに示されたように、タリウムSPECTで陰性と識別された残りの12人の患者はIschemoGraphでは陽性と識別された。この12人の患者の３人はそれぞれの医師から冠状血管造影を指示されていた。これらの３ケースの全てでは、医療管理を必要とする冠状動脈疾患が見つかり、IschemoGraphの陽性という判定を確認している。
つまり、図14に示したデータによれば、IschemoGraphを使用してタリウムSPECT技術と比較した際に全体的に一致したのは87％であり、残りの13％（12人の患者）についてはさらに冠状動脈血管造影の形で分析が３人の患者について行われた。各々がIschemoGraphの陽性という判定を確認した。
反対に、図17は上記93人の患者に行った運動ストレス試験に関して、公知のECG技術対タリウムSPECT技術を使用して得た結果を示す。この比較は、ECG技術がタリウムSPECTに比べて価格が低く、複雑でもなく、心筋虚血にたいする集団検診用と考えられている唯一の従来方法なので、参考として示した。図17は、ECGが曖昧で結論をだせない読みを呈するので、三段で示している。図から分かるように、ECGの結果はタリウムSPECTの結果との一致は50％だけであった。
図17の左上ブロックに示されているように、ECGはタリウムSPECTで陽性と識別した53人の患者のうち20人だけを陽性と識別した。これはわずか38％の一致であった。さらに、左中段ブロックのECGの曖昧な読みを陽性と判断しても、ECGはタリウムSPECTにより陽性と識別した患者の59％にすぎない。
左下ブロックに示すように、タリウムSPECTにより陽性と識別された患者53人のうちECGデータは22人が陰性と識別した。つまり、ECGはタリウムSPECTの結果と比較して41％が間違いの陰性と識別したことになる。さらに、左中段の11件の暖昧な結果を陰性と判断したとしても、タリウムSPECTの陽性という読みと比較して間違いの読みは62％になる。タリウムSPECTにより生命の危険があると識別された患者の約半数がECGによってのみ試験されたなら健康と告げられることになるので、これは明らかに許容すべきことではない。
図14の結果と図17の結果の比較は、例えばECG技術と比べて新規な技術の優位を示している。しかし、本発明はタリウムSPECT技術（他の公知技術と同様に）と比べても、その極めて簡潔なこと、高価な装置を必要としないこと、処置の非侵襲正、そして、特に試験結果の即時性など多くの重要な利点を提供する。心筋虚血の兆候が検出されたなら試験を即座に中断でき、患者の生命の危険を減少できるので、この後の利点は特に重要である。
図18は、25人の患者について調査した時の、本発明技術の利点を特に示している。図18に示したデータによれば、本発明の新規な方法を使用する陽性検出の平均時間は、従来のBruceストレス・プロトコルで必要だった９分を越す時間に比べると40％（６分未満）を上回る短さである。上記したように、危険にさらすことを低下させるため試験を直ぐに終了させることができるので、これは重要な長所である。さらに、このデータは本発明の技術がBruceストレス・プロトコルより平均14％低い脈動数を要することを示している。これも試験中に患者を危険な状態にさらす程度を低下させる。すなわち、Bruceプロトコルは徐々に増大する作業負荷の一段階であり、この試験の後続段階は最も危険であり、本発明装置を使うことによりその危険は回避できる。
上記試験では、運動期間中の出力信号の振幅の減衰が心筋虚血の指標として使用された。出力信号一時間経過の他の特徴も有用な情報を提供するために使用できた。特に重要な例は、運動後あるいは回復時間の際の信号変化の相対的な大きさと形である。従って、図19は運動中および回復期間中の出力信号の振幅における変化を示しており、図20は運動中の最小／最大比（B/A）と比較した運動後の最大／最小比（D/C）の関係を示している。これらの試験では、運動中でB/A比が0.82以下に下がった時（つまり、18％以上の減衰）、あるいは回復期でD/C比が2.8以上（つまり、2.8倍以上の上昇）になった時に心筋虚血の兆しがあると判定される。従って、図20のグラフは交線B/A=0.82とD/C=2.8により作られた四分域に分けられ、その右下域にある患者は陰性と考えられる。上記説明から分かるように、このシステムの感度は上記比の切断値を図20の一方あるいは両方の交線を移動するように変えることで、変動させることができる。また、最大脈動数に関係して患者の年齢を考慮した運動の終了点が厳密な基準に影響をあたえることも分かる。
全体的な結果を向上させるため心筋虚血を示す従来の技術の一ないしそれ以上と、上記の技術を組み合わせることが可能であることは言うまでもない。特に、本発明は医者の診察室でも、容易かつ低価格で初期検診を行うために使用できる。そして、医師は二次試験あるいは冠状動脈の血管造影を患者に受けさせて陽性という結果を確認することを望むことと思われる。
睡眠状態の監視
前述のように、本発明は生理学的状態あるいは医学的状態を検出するための優れた非侵襲型方法を提供する。前述の説明の大部分は心筋虚血の検出に焦点が当たっていたが、他の生理学的障害も本発明の方法と装置を使用して検出できる。例えば、本発明者は上記説明の方法および装置が、レム（眼球が頻繁に動く）睡眠段階や、夜間心筋虚血と同様な睡眠無呼吸症（SAS）等の、被験者の様々な睡眠状態を監視するために使用できることを示した。
臨床研究
本発明装置は睡眠診療所における患者で試験をした。レムの発症は本発明装置により示され、脈動波のピークからトラフ振幅における減少として特徴づけられた。
レム睡眠の間は、自律神経調節は攪乱されることが知られている。しかし、レム睡眠と末梢血管収縮の間の関係は現在のところ明らかではない。本発明者らによってレム睡眠と臨床的に関連づけられた末梢血管収縮は、交感性活動亢進症によるものか、あるいは冠状動脈疾患があるなら心筋虚血によるものと考えられた。睡眠無呼吸の発症も本発明のIschemoGraphにより記録された。しかし、その記録のいくつかでは、脈動酸素濃度計により監視した酸素飽和の段階的減少とIschemoGraphの脈動波の段階的減少の間の関連があった。一般的な低酸素血症は心筋への供給酸素を減らすことになるので、これは実際に冠状動脈疾患あるいは心臓弁膜疾患により心筋への通常の飽和血液供給が減少することに実質的に等しい。
図21aと21cは、レムを含む睡眠の兆候と持続時間を示す、いわゆる「睡眠体測定図」を表している。睡眠中の被験者に本発明装置を使用した時、レム段階睡眠の発症毎に本発明装置からの出力信号は突然で明白な形で降下したことが分かる（図21b参照）。最上段（図21a）の軌跡の太い線はレム睡眠の時間である。レム睡眠とIschemoGraph信号の減衰（中段の軌跡、図21b）間の狭い時間的関連に注意が必要である。
図22はノンレム睡眠の間の標準的な多睡眠測定記録の一部であり、信号流が平坦な時に無呼吸の発症が現れることが分かる。図22に示したように、無呼吸の各発症により、IschemoGraphからの出力信号（ISCHで表示）は、酸素飽和（SaO2で表示）の時間経過に続いた周期的な増加と減少の反復特性パターンを示している。
従って、図22に示したように、脈動酸素濃度計により監視した酸素飽和の段階的減少と、本発明装置による出力信号の段階的減少との間の関連が現れてる。一般的な低酸素血症は心筋への酸素供給を減少するので、これは実際に冠状動脈疾患あるいは心臓弁膜疾患による心筋へ通常の飽和血液供給が減少することに実質的に等しい。
連続非侵襲型血圧測定
前述したように、いくつかの改良と新規な較正方法を用いて、本発明の方法および装置は血圧の連続的で非侵襲型の監視に使用できる。一般的に、指プローブは心臓のポンプ作用により作られる指の脈動容量の変化を検出するため使用される。つまり、心臓のポンプ作用は指の脈動する動脈血液容量を検知することにより検出される。
上記したように、測定組織に静的圧力をかけるため加圧された膜を使用する。その結果生じる動脈管のわずかな拡張（血管壁の緊張をとる）は脈動波の必要な信号を増幅させる。また、静脈滞留を防止する本発明の機能は、使用した実際のセンサに関係なく、つまり容量変化、光学密度の変化などを検知することに関係なく血圧測定の正確さと堅固さを増大する。
通常の容量記録器が調査対象全体量の容量変化を測定するが、本発明は指の調査対象部分の動脈網だけの脈動容量変化に特に関連した測定方法を提供することが分かる。
指の体積記録器の既存の方法、つまり加圧されたカフあるいは指先にぴったりの非加圧キャップのどちらかの形とは異なり、本発明の指プローブは指先全体を取り囲む加圧キャップの形である。従来のキャップ形状プローブは、プローブ内から指先を強制的に追い出す傾向なしで圧力を加えることができない。一方、カフは指を追い出すことなしで圧力を加えることができるが、カフに対する末梢側に静脈末端の鬱血を作り出す。本発明のシンブル形状の加圧プローブはこうした欠点が全くない。第一に、キャップ内の圧力は止血帯の圧力と一致するのが望ましく、静脈血管の膨張を防止する。第二に、弾性糸（図1）、部屋の区切り（図2）、あるいは抑制棒（図7）のような手段を設けて指の追い出しを防いでいる。膜は柔軟で、指先の最先端まで含む全体表面に適用できる。
図23は連続血圧測定用に改良した指プローブ2aを示す。図1-9に示した指プローブのどれでも以下に説明するように改良することができる。特に、図23に示すように、外部断熱層8aで保護されている電気ヒータ巻き線８が、筒状膜33と34内の被験者の指を所定温度、望ましくは38-40℃に暖めるため容器30の外面の周りに設けてある。容器の内面にあるサーミスタ９が所定温度に維持し、指の血管を膨張させるように電気ヒータを制御する。
特に、血圧測定の目的には、ゼロ基準線に関係した脈動波の絶対値に関心がある。後に詳細に説明するように、これらの値は患者の指の血管容量対圧力関係の形で分析される。従って、心臓のポンプ作用以外の何らかの効果により起こされた容量の変化を相殺したり、あるいは避けるという長所がある。その効果のためには、指は暖められ、動脈が最大限膨張させられ、脈動波によりできる変化に自由に適応し、測定位置での末梢血管収縮を効果的になくすようにする。すなわち、動脈の筋肉組織（血管の平滑筋）は最大限弛緩させられ、抵抗を最小にし、動脈は消極的な様子で行動し、活動の緊張はない。
図23に示すように、電気ヒータ巻き線８は配線16により供給回路15から電力を供給される。チャンバ35と36の内部温度は、電線18を介してサーミスタ９に接続したコントローラ17により所定値、38-40℃に調節される。
さらに、信号の絶対値が対象なので、図23ではハイパス・フィルタは除去されている。これはピーク、トラフ、その間の値の絶対値の決定を可能にする。しかし、正確な血圧の読み取りを行い、かつ、較正処理を効果的なものとするためには、極めて本質的な心臓レベルに関する静水圧差を説明しなくてはならない。平均的身長の男性については、その差は約120mmHgである。従って、本発明装置は静水圧レベルを計り、そして、本発明装置を較正する新規な方法で使用する新規な手段を有するように、さらに改良した。
そのためには、図23に示した容量測定装置は、基準点に関して指プローブの垂直位置を検知するためのセンサ19をさらに有する。この情報は指体積の測定した変化を血圧の測定値に変換するための較正段階において使用される。センサ１９はまた通常の操作段階、例えば、運動時に起きるように被験者の心臓にたいして指（あるいはつま先）の垂直位置が変化する場合に、より正確な測定を行うため使用される。
図23に例示した実施例では、垂直位置センサ19は一端が柔らかい膜19aで閉じ、他端を圧力トランスデューサ21に水を充填したチューブ20を介して接続した、液体（望ましくは水）を充填した容器の形にしてある。こうして、トランスデューサ21は水充填容器19の垂直位置、つまり被験者の心臓レベルに対する指プローブ2aの垂直位置に対応した電気出力を作り出す。
上記したように、動脈の血液容量は空気的手段に加え、あるいは、それに代えて様々な方法により検出可能である。従って、図23に示したシステムが空気的に容量変化を検知すると同時に、図11に示した光源／受光器100/101のような他のセンサを使用できる。また、圧力カフ40を削除し、図１に示した構造に似た膜構造を有するプローブを代わりに用いることも可能である。
較正処理
本発明装置を血圧測定に使用する前、容量変化の測定値を血圧に変換するための較正を最初にしなくてはならない。そのためには、被験者はそれぞれの手を上げ下げして、心臓レベルに対する被験者の指の垂直位置を示す連続した静水圧を作る。これらを被験者の動脈圧力に加え、被験者の指の体積の変化は指プローブの膨張可能なチャンバ内の圧力の変化により測定される一方、初めに加えられた反対圧力（望ましくは70mmHg）に抗して両方の圧力が作用する。
較正処理の開始において、２つの弁12と46が開かれ、圧力カフ40のチャンバ43と同じようにキャップ30の２つのチャンバ35と36が萎まされる。これは被験者がカフ40の環状膜43、エンドキャップ30の膜33と34の間を通して指を挿入することが可能となる。そして、３つのチャンバを初期圧力約70mmHgに膨張し、２つの弁12と46を閉じる。ヒータ８に電力を供給して被験者の指を30-40℃の温度に暖め、この温度はサーミスタ９と温度コントローラ17により維持される。
上記したように、被験者の指を30-40℃の温度に暖めることは被験者の指の血管を最大に膨張させる。３つのチャンバ35、36、42に加えた70mmHgの圧力は、手を完全に下げた時に被験者の指の静脈内の静水圧と、心臓レベルでの静脈圧力を意味する約15mmHgの残留静脈圧力を加え、さらに付加的な安全幅を加えたものを意味する。
被験者はエンドキャップ３０とカフ４０を着けた手を心臓レベルより上の最高位置まで徐々に持ち上げ、また心臓より下の最低位置まで手を徐々に下げ、さらに手を心臓の上の最高位置まで戻す。エンドキャップ３０の垂直移動はセンサ１９により検知され、心臓に対する被験者の指の各垂直位置における静水圧を示す出力を作るトランスデューサ２１により測定される。被験者の指の血圧波に伴う脈動容量の連続的変化はチャンバ35、36内の圧力の変化に翻訳され、トランスデューサ14により測定される。トランスデューサ21、14は有線あるいは無線送信を介して測定値を出力することができる。この２つのトランスデューサ21と14の出力はA/Dコンバータ22によりデジタル値に変換され、処理のためにCPU23に送られる。静水圧値は連続的に固定値である対抗圧力から減算されて有効付加圧力（Pappl）を提供する。この有効付加圧力（Pappl）が、指が移動するにつれ動脈内圧がその心臓レベルでの値からずれる量である。
手の上げ下げの間、脈動信号の電圧出力もCPUに入れられる。各パルスのピーク（収縮期）およびトラフ（拡張期）点が対応するPappl値と共に割り出される。収縮期の値とそれに対応するPappl値のデータ・ペアが分析されて収縮期相関関係と呼ばれる回帰式を得る。同様に、拡張期の値の組が分析されて拡張期の値と対応するPappl間の関係、拡張期相関関係と称する関係を得る。
次に、拡張期相関関係は個々の脈動波の終点部分が平坦化しなくなる点を判定するために試験をおこなう。それは、Papplが動脈内圧より大きく、動脈を強制的に虚脱させて最小容量にするので発生する。これは拡張期圧力である。
患者の拡張期血圧が一旦分かると、拡張期相関関係の垂直移動の各レベルでの有効動脈圧は、その拡張期圧力値に静水圧値を加えることにより正確に算出できる。腕を高く上げた時に拡張期相関関係の平坦化が生じなければ、それが起こるまで予備の外圧を加える。
収縮期圧力が外部圧より低いなら手を下げることにより脈動の再出現の初めのしるし、および手を上げることによる動脈圧力の降下を割り出すことにより収縮期圧力を算出する。このケースでなければ、収縮期圧力は拡張期と収縮期容量信号が等しくなる２つの点を割り出し、その間の静水圧差を測定し、これを拡張期の値に加えることにより算出する。これは、拡張期相関関係が平坦化位相から通り抜けた所をわずかに越えた点で行われるのがよい。次に、脈動信号電圧の関数としての圧力を決定するための関係は連続的に使用されて、脈動信号を圧力データに換算するための較正された圧力スケールを提供する。
上記説明から、静脈滞留を防止するための本発明の特徴は較正プロセスの際に特に利点があることが分かる。つまり、適切な較正のためには、圧力変化が動脈容量の変化にのみ対応しなくてはならない。しかし、静脈滞留が防止されないなら、血液は指の中に貯まってしまい、圧力は動脈容量の変化の関数だけではなくなる。
血圧測定の操作
以下に示すのは、被験者の脈動による血圧波に伴う被験者の指の体積の変化（時間の関数として）を直接測定し、その測定値を以下に説明する較正処理を介して血圧に変換するために、図23の装置をどのように使用するかという説明である。
指の体積変化を測定するため、被験者の指を指プローブ2aで形成された筒状受け入れ容器に挿入させ、エンド・キャップ30が被験者の指の最も末端の指骨を取り囲み、図4bに示したようにカフ40が次の指骨を覆う。そしてチャンバを加圧し、ヒータ８に通電して指を約38-40℃の温度に暖める。この温度は温度コントローラ17によって維持され、被験者の指の動脈血管の最大膨張を作り、それにより続いて行う測定の際の血液流に対して最小抵抗の安定状態を維持する。また、それは気体温度を一定に維持する役割もする。この膜は静脈血液の滞留および制御できない静脈の逆流をほぼ防止し、また指が心臓レベルにある時に指の動脈壁の緊張を部分的になくすが、閉塞することないような所定の圧力に圧力源10により加圧される。この所定圧はここに記載の例では約70mmHgが望ましい。
被験者の脈動によって作られた血圧から得た指の動脈血管の膨張と収縮は、指プローブ2aの加圧されたチャンバ35と36を収縮し膨張させる。これらのチャンバ内での圧力変化は圧力トランスデューサ14により検知され、A/Dコンバータ22によりデジタル情報に変換され、プロセッサ23で処理され、連続した血圧測定値の形でモニタ24に表示される。
環状圧力カフ40の使用は、エンドキャップ30により加えられる圧力場を指の体積変化を測定する位置を越えて、実際の測定位置の境界が完全に現れた圧力領域内にあるように拡張するという利点を有する。
例示データ
本システムの出力は、平均的収縮期、拡張期、あるいは所定時間を超えた平均圧力のような、選択値の適切な表示をする適切なモニタに表示することができる。表示信号に加えて、血圧対時間データは所定率で見本取りをし、その後の引き出しのためにコンピュータ・メモリ内に記憶させることが可能である。
図２４では、曲線Ａは高さセンサ１９とトランスデューサ２１により検知した、被験者の手を初めに下げ、次に上げることにより導かれた静水圧における変化を示している。被験者の指が最も高い位置にある時に静水圧が最大ネガティブ値にあり、手を下げる間に心臓レベル「ゼロ」に徐々に増加し、その後被験者の指を最も低い位置にする時、徐々に最大ポジティブ値に増加することが、曲線Ａから分かる。手を最も高い位置に戻すにつれ、静水圧の変化の逆の流れが生まれる。望ましくは、この手順を短時間に繰り返し、平均値を用いる。
曲線Ｂはエンドキャップ30内の被験者の指の体積変化により生まれたチャンバ35、36の圧力出力を示しており、それにより被験者の脈動により得られる血圧波に伴う被験者の指の体積変化を示している。
従って、曲線Ｂにより示されるように、被験者の指が最も高い位置にある時、被験者の動脈圧力と共に高いネガティブ静水圧（曲線Ａ）は70mmの反対圧力を越えるに十分ではなく、指の動脈は収縮と拡張の両方の際に閉塞してしまう。被験者が指を下げるにつれ、静水圧（曲線Ａ）はネガティブの度合いが減少し、動脈は初めに圧力ピーク（収縮期）で開き、次に圧力トラフ（拡張期）で開く。このようにして、曲線Ｂはピークで収縮期包絡線SE、およびトラフで拡張期包絡線DEを形成する。拡張期終点DPは、個々の脈動波の終点が平坦化しなくなる点と判定される。つまり腕を完全に下げた時に記録された脈動波におけるように拡張期信号がシャープに終了する。収縮期終点SPは、腕を下げる時に脈動波の初めの軌跡が現れ始める点である。両方のケースにおいて、これら事象はそれぞれの包絡線SEとDEが上がり始める時間に発生する。また収縮期終点SPは、拡張期包絡線および収縮期包絡線が同じ容量になる２つの点を割り出すこと、またこの点での２つの包絡線の間の圧力差に拡張期圧力を加算することにより決定することも可能である。
図25は別のケースにおいて、チャンバ35、36により測定した容量変化を被験者の血圧に変換するため、既に作られた収縮期包絡線SEと拡張期包絡線DEをどのように使用できるか示している。すなわち、図25では曲線DEは動脈が心拡張期の時に開き始める際の拡張期包絡線DEの一部を示している。このケースでは、この拡張期点は指を心臓レベルより下約13cmにある、つまり静水圧が-10mmHgの時である。加えられた外圧は70mmなので、このケースの拡張期圧力は70−（-10）、つまり80mmHgである。
図24に示した例では、収縮期の間に動脈が開き始める収縮期点が115mmHg（つまり、外圧プラス静水圧-45mm）にある。図25では、拡張期点より上の収縮期包絡線の部分は45mm増加しなくてはならない。図25のSE'で示したように、決定された収縮期終点は80+45、つまり125mmHgである。
本発明装置が上記したように一旦較正されると、図25に示した曲線はプロセッサ23のメモリに保存させることができ、（例えば、ルックアップ・テーブル、あるいは多項式によるなどして）モニタ24に表示される前に測定した容量は時間の関数として自動的に動脈圧に変換される。
上記したように装置を一旦較正すると、血圧波に伴う被験者の指を流れる血流の容量変化の測定値は、非侵襲型にて、収縮期圧力と拡張期圧力を含む被験者の連続血圧波形で、観察者が連続的な監視が可能となる完全な圧力脈動に変形されてモニタ24に表示される。
連続血圧測定進行中では、心臓レベルに対して測定位置の垂直移動は監視され続ける。心臓レベルからの静水圧の偏りは連続的に血圧データから減算され、実際の結果が静水圧のばらつきに対して修正され、また血圧が修正された形で表示される。
比較データ
図26および図27は、図23-25について特に説明した本発明の新規な技術により得た結果と、血圧測定の標準的な血圧計による結果とを比較した比較データを提示している。新規な装置の収縮期および拡張期の報告値は、収縮期および拡張期の値が決められた前述の較正技術から決定した値であった。ここの値は２つの決定値の平均である。
標準的な血圧値（３つの決定値の平均）が本発明装置での測定の直前あるいは直後に測定された。両方の方法によるデータは同じ腕から記録された。この目的は本発明方法で決定した収縮期と拡張期の終点を確認することなので、実施するのが技術的に難しい動脈内測定に対してよりも標準的な非侵襲型血圧測定に対する比較を基本とすることと決められた。研究から得た図26と図27に示したデータは18人（男性12人、女性６人）、全員標準体重、年齢は23-60、正常血圧（収縮期血圧100-143、拡張期血圧61-86、脈動圧31-64）の被験者について作った。図26は、本発明により作られた収縮期圧力と拡張期圧力と脈動圧の測定値の平均と標準偏差SDの棒グラフである。本発明による標準偏差は比較対象の標準方法による標準偏差よりいくぶん高いが、実際の測定値は実質的に一致している。標準方法が長く徐々に圧力を放出するので、脈動から脈動の血圧変動を過小評価することが知られており、新しい方法による分散は大きくなる。
図27は標準技術と新技術との比較により得たデータの散点図である。再度、このグラフから分かるように、データは比較標準方法と本発明方法間に直線的関係を示している。相関係数（R＝0.938）は極めて高い有意性がある。
本発明は望ましい実施例および実験装置について説明を行ったが、形態および詳細の変更は添付の請求の範囲の精神および範囲を逸脱しないかぎり可能である。
Claims (62)
- 末梢動脈緊張の変化を監視する手段と、
患者の生理学的状態の変化は末梢動脈緊張の特定の変化が検出された時に発生したと決定する手段とからなり、
上記監視手段は、患者の体の一部に適用するプローブを有し、
該プローブは、開口端と閉鎖端とを有し該体の一部の最先端を含む該体の一部を受け入れるためのエンドキャップを有し、
該プローブは、更に、患者の体の一部の最先端を含む患者の体の一部の末端の周囲に静圧場を付与する手段を備え、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする患者の生理学的状態変化を非侵襲的に検出する装置。 - 上記生理学的状態は心筋虚血、レム睡眠状態の兆候、および睡眠無呼吸の一つであることを特徴とする請求項１記載の装置。
- 患者の健康状態の変化を検出するための装置において、
患者の指に適用し、その指の末梢動脈緊張を検知するためのプローブと、
該プローブからの信号を受信し、該指の末梢動脈緊張の変化を示す出力を提供するプロセッサとを有し、該患者の生理学的状態あるいは医学的状態を示し、
該プローブは、開口端と閉鎖端とを有し指の最先端を含む指の末端部の所定長さを受け入れるためのエンドキャップを有し、
該プローブは、更に、患者の指の最先端を含む患者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段を有し、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする装置。 - 該静圧場付与手段は膜を有することを特徴とする請求項３記載の装置。
- さらに該指の血液容量の変化を監視するためのセンサを有することを特徴とする請求項４記載の装置。
- 該プローブはさらに圧力カフを有することを特徴とする請求項３記載の装置。
- 該プローブは、末梢動脈緊張を連続的及び／もしくは実時間的に検知することを特徴とする請求項３記載の装置。
- 末梢血管収縮を検知するため指に適用するプローブにおいて、
開口端と閉鎖端とを有し指の最先端を含む指の末端部の所定長さを受け入れるためのエンドキャップと、
指の最先端を含む指の末端の周囲に静圧場を付与する手段とを有し、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であり、
該静圧場付与手段は膜を備えている
ことを特徴とするプローブ。 - さらに該指の血液容量の変化を監視するためのセンサを有することを特徴とする請求項８記載のプローブ。
- 患者の生理学的疾患を非侵襲的に検出する装置において、
患者の指に適用するプローブと、
動脈脈動波に伴う末梢動脈緊張の変化と該指の末端における関連した容量変化とを測定する手段とを有し、
該プローブは、開口端と閉鎖端とを有し指の最先端を含む指の末端の所定長さを受け入れるためのエンドキャップを有し、
該プローブは、更に、患者の指の最先端を含む患者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段を有し、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする装置。 - 上記測定手段は、上記容量関連の変化を該末端の容量の変化を測定することにより測定することを特徴とする請求項１０記載の装置。
- 上記測定手段は、上記容量関連の変化を該末端の光学密度の変化を測定することにより測定することを特徴とする請求項１０記載の装置。
- 患者の心筋虚血の存在を示すために上記測定した変化を監視する手段を更に有することを特徴とする請求項１０乃至１２のいずれかに記載の装置。
- レム睡眠の兆候および持続時間、及び、睡眠無呼吸の少なくとも一つを示すために上記測定した変化を監視する手段を更に有することを特徴とする請求項１０乃至１２のいずれかに記載の装置。
- 上記静圧場は約30mmHgから患者の心拡張期圧力より約１０％上の範囲にあることを特徴とする請求項１０乃至１２のいずれかに記載の装置。
- 上記静圧場付与手段は、静圧場を、指のうちその最先端と最先端に近い部分の周囲に付与することを特徴とする請求項１０乃至１２のいずれかに記載の装置。
- 上記プローブはシンブル形状のプローブであり、上記エンドキャップは、最も末端の指骨を少なくとも囲んでおり、上記静圧場付与手段は、さらに、隣接した環状カフを有していることを特徴とする請求項１６に記載の装置。
- 末梢動脈緊張の変化を検出するプローブにおいて、
開口端と閉鎖端とを有し、患者の指の最先端を含む指の端部の所定長さを受け入れ、患者の指での静脈血液の滞留を防止するため、最も末端の指骨の両側に圧力をかけるように形成した圧力室を有するエンドキャップと、
患者の指の最先端を含む患者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段とを備え、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であり、
該静圧場付与手段は、上記指での静脈血液の滞留を防止するため、指の末端部分の前の指骨に圧力をかけるように形成した膜を有する圧力カフを備え、
該プローブは、更に、上記最も末端の指骨の動脈の脈動容量変化を検出するためのセンサを有することを特徴とするプローブ。 - さらに加温機構を有することを特徴とする請求項１８記載のプローブ。
- さらに垂直移動センサを有することを特徴とする上記請求項１９記載のプローブ。
- 上記圧力室は変形可能な筒状膜により形成され、また上記プローブはプローブ内にある指を押し出すのを避けるように、加圧された時に該膜の軸方向の動きを防止する手段をさらに有することを特徴とする請求項１８に記載のプローブ。
- 上記変形可能な筒状膜は指の直径方向で対向する側に２つの部分に分けることを特徴とする上記請求項２１記載のプローブ。
- 上記エンドキャップは複数の容器部分に分割され、各分割部分はそれに接続した膜部分を有し、また該複数の容器部分は互いに接合されて該エンドキャップを形成することを特徴とする請求項２１に記載のプローブ。
- 上記膜の軸方向への移動防止手段は、上記容器に固定し、該膜の軸方向で内側への移動を抑制するように筒状膜内に入れられた中間部分を持つ抑制棒を有することを特徴とする請求項２１記載のプローブ。
- 被験者の動脈血圧を測定する装置において、
開口端と閉鎖端とを有し被験者の指の最先端を含む末端部の所定長さを受け入れるための筒状ソケットと、
被験者の指の最先端を含む被験者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段と、
該被験者の該指の末端を所定温度に加温し該指の動脈血管を最大に膨張させる手段と、
上記指の末端の血圧波に伴う容量関係の変化を測定する手段と、
該測定変化を動脈血圧に変換する手段とから成り、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする動脈血圧測定装置。 - 上記測定した変化は血圧波に伴う指の末端部の容量の変化であることを特徴とする請求項２５に記載の装置。
- 上記測定した変化は血圧波に伴う指の末端部の光学密度の変化であることを特徴とする請求項２５に記載の装置。
- 上記静圧場付与手段は、該指に所定の外部反対圧力として上記静圧場をかけ、
上記変換手段は、
上記被験者の指が被験者の心臓に対して複数の垂直位置に垂直移動している時に、上記被験者の心臓に対する該被験者の指の各垂直位置により該被験者の血圧に加えられる静水圧を測定する手段と、
上記被験者の動脈血圧について該被験者の指の末端部の上記測定した変化を較正するため、および該測定変化を動脈血圧に変換するため、上記外部反対圧力と上記静水圧測定値を利用する手段とからなることを特徴とする請求項２５乃至２７のいずれかに記載の装置。 - 被験者の末梢動脈緊張の変化を測定するためのプローブにおいて、
開口端と閉鎖端を有する堅い容器と、
被験者の指の最先端を含む被験者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段とを備え、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であり、
該静圧場付与手段は、
上記容器の内側に設け、該容器の開口端に密封接続した柔軟な膜と、
上記容器の内側に設け、上記膜を該容器の内壁に対して押すように位置決めした環状の加圧バンドとを備え、
該プローブは、更に、上記容器内部に設け、上記膜の内部にある指の押し出しを避けるために該膜を膨張させた時に該膜の軸方向の移動を防止するように、該膜に対向して位置決めした概略Ｕ字状の抑制棒を有することを特徴とするプローブ。 - 上記加圧バンドは上記膜を２つの密封した圧力チャンバに分割することを特徴とする上記請求項２９記載のプローブ。
- 光学センサをさらに有することを特徴とする上記請求項２９記載のプローブ。
- 被験者の動脈脈動波を監視するための装置において、
開口端と閉鎖端とを有し該被験者の指の最先端を含む末端部の所定長さを受け入れるための筒状ソケットと被験者の指の最先端を含む被験者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段とを含む圧力アプリケータと、
該被験者の指が上記筒状ソケット内に入れられた時に該指の最先端を含む末端部の周りに該静圧場を加えるための圧力源と、
血圧波に関連した上記指の末端部における変化を測定するための測定装置とを有し、
該静圧場が（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする装置。 - 上記測定装置は血圧波に関連した上記指の末端部の体積の変化を測定することを特徴とする請求項３２記載の装置。
- 上記測定装置は血圧波に関連した上記指の末端部の光学密度の変化を測定することを特徴とする請求項３２記載の装置。
- 上記圧力アプリケータは、上記変化を測定する位置から所定距離だけ被験者の心臓方向へ向けて延ばした上記指の末端部の周りに静圧を加えることを特徴とする請求項３２乃至３４のいずれかに記載の装置。
- 上記筒状ソケットは、変形可能な筒状膜を内部に設け、筒状チャンバをその間に形成する容器を備え、
上記圧力源は、上記被験者の指が上記筒状膜内に入れられた時に該指の末端部を流れる血液流の容量の変化により該筒状膜を変形させるために、該筒状膜に流体圧を加えるための流体圧力源を有し、
上記変形可能な筒状膜は複数の部分に分割されていることを特徴とする、上記請求項３２乃至３４のいずれかに記載の装置。 - 上記変形可能な筒状膜は、上記被験者の指が入れられた時に該指の直径方向で対向する側に２つの部分に分割されることを特徴とする請求項３６記載の装置。
- 上記容器は上記膜の分割部分に対応した複数の部分に分割され、互いに接合させて該膜の分割部分と上記筒状チャンバを形成することを特徴とする請求項３６記載の装置。
- 上記筒状膜は、上記容器に固定させ、かつ上記筒状膜内に入れた中間部分を有した抑制棒により上記複数の部分に分割し、上記流体圧を該筒状膜に加える際に各膜部分の外側周辺部の内部への移動を抑制するようにしたことを特徴とする請求項３６記載の装置。
- 上記圧力源は、30mmHgから約70mmHgの範囲の静圧場を加えることを特徴とする請求項３２乃至３９のいずれかに記載の装置。
- 上記装置はさらに、上記指の末端部の測定した変化を該被験者の動脈血圧に変換するための変換装置を有することを特徴とする請求項３２乃至３９のいずれかに記載の装置。
- 上記変換装置は、
上記被験者の心臓に対して複数の垂直位置を通じて該指を垂直に移動させる時の該被験者の血圧に加えた静水圧を測定するための測定装置と、
該被験者の指の末端部の該測定変化を該被験者の動脈血圧について較正するため、および該測定変化を動脈血圧に変換するため、上記静圧場と上記静水圧測定値を利用するコンピュータとを有することを特徴とする請求項４１記載の装置。 - 上記装置はさらに、上記被験者の指の動脈血管を最大膨張させるため所定温度に該指を事前加温するためのプレヒータを有することを特徴とする請求項４１記載の装置。
- 上記圧力アプリケータは被験者が着用する手袋の少なくとも１本の指に組み込まれ、該手袋の指の中に入れた該被験者の手の指の末端部の血圧波に関連した変化を測定することを特徴とする請求項３２記載の装置。
- 被験者の血流力学的状態を監視するための装置において、
開口端と閉鎖端とを有し、該被験者の指の最先端を含む末端部の所定長さを受け入れるための筒状ソケットと、
該被験者の指の最先端塗を含む該被験者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段と、
上記被験者の指の動脈血管を最大膨張させるため所定温度に該被験者の指の末端部を加温するために筒状ソケット内に設けられたヒータと、
血圧波に関連した上記指の末端部の変化を測定するための測定装置とを有し、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする装置。 - 上記測定装置は血圧波に関連した上記指の末端部の体積の変化を測定することを特徴とする請求項４５に記載の装置。
- 上記測定装置は血圧波に関連した上記指の末端部の光学密度の変化を測定することを特徴とする請求項４５に記載の装置。
- 被験者の心肺疾病を検出するための装置において、
開口端と閉鎖端とを有し該被験者の指の最末端を含む末端部の所定長さを受け入れるための筒状ソケットと被験者の指の最先端を含む被験者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段とを含む圧力アプリケータと、
該被験者の指が上記筒状ソケット内に入れられた時に該指の末端部の周りに該静圧場を加えるための圧力源と、
血圧波に関連した上記指の末端部における変化を測定するための測定装置と、
上記測定変化が上記被験者の心肺疾病がない時の通常の既知状態と比較した際に、所定パーセントを超える時に、心肺疾病の存在を知らすためのインディケータとを有し、
該静圧場が（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする装置。 - 睡眠中の被験者を監視するための装置において、
開口端と閉鎖端とを有し該被験者の指の最先端を含む末端部の所定長さを受け入れるための筒状ソケットと被験者の指の最先端を含む被験者の指の末端の周囲に静圧場を付与する手段とを含む圧力アプリケータと、
該被験者の指が上記筒状ソケット内に入れられた時に該指の末端部の周りに該静圧場を加えるための圧力源と、
血圧波に関連した上記指の末端部における変化を測定するための測定装置と、
上記被験者の睡眠中の状態を示すため上記測定変化を利用するインディケータとを有し、
該静圧場が（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分であることを特徴とする装置。 - 上記測定装置は血圧波に関連した上記指の末端部の体積の変化を測定することを特徴とする請求項４８若しくは４９のいずれかに記載の装置。
- 上記測定装置は血圧波に関連した上記指の末端部の光学密度の変化を測定することを特徴とする請求項４８若しくは４９のいずれかに記載の装置。
- 上記圧力アプリケータは、30mmHgから約70mmHgの範囲の圧力を加えることを特徴とする請求項４８若しくは４９のいずれかに記載の装置。
- 上記圧力アプリケータは、上記変化を測定する位置から所定距離だけ被験者の心臓方向へ向けて延びた上記指の末端部の周りに静圧を加えることを特徴とする請求項４８若しくは４９のいずれかに記載の装置。
- 上記圧力アプリケータは容器を備え、該容器は、変形可能な筒状膜を内部に設け該容器と共に筒状外チャンバを形成し、さらに、被験者の指の末端部を受け入れるための上記内側筒状ソケットを有し、
上記圧力源が、上記被験者の指が上記筒状膜内に入れられた時に該指の末端部の血圧波に関連した該指の体積の変化により該筒状膜を変形させるために、該筒状外チャンバに静圧場を加え、
上記変形可能な筒状膜は被験者の指がその中に入れられた時に該指の周りで複数の部分に分割され、該部分の各々は中央領域と外周部とを含み、該各部分の外周部は内側への移動を抑制されており、該筒状外チャンバ内の圧力が該筒状膜の各部分の中央領域をその外周部より大きく内側に移動し、それにより複数の膜部分の内側に移動した中央領域により装置本体を被験者の指にしっかり押しつけて、身体の末端に対する装置の軸方向運動および回転運動に対抗させることを特徴とする請求項４８若しくは４９のいずれかに記載の装置。 - 上記変形可能な筒状膜は、上記被験者の指が入れられた時に該指の直径方向で対向する側に２つの部分に分割されることを特徴とする請求項５４記載の装置。
- 上記容器は上記膜の分割部分に対応した複数の部分に分割され、互いに接合させて該膜の分割部分と共に上記筒状外チャンバを形成し、該膜の分割部分の各々はその外周端において、それぞれ容器の外周端に固着させたほぼ４面の膜で構成することを特徴とする請求項５４記載の装置。
- 上記筒状膜は、上記容器に固定させ、かつ上記筒状膜内に入れた中間部分を有した抑制棒により上記複数の部分に分割し、上記流体圧を該筒状外チャンバに加える際に各膜部分の外側周辺部の内部への移動を抑制するようにしたことを特徴とする請求項５４記載の装置。
- 上記末梢動脈緊張の変化を監視する手段は、皮膚動脈の血液流の変化を監視する手段からなる請求項１記載の装置。
- 上記末梢動脈緊張の変化を監視する手段は、指の動脈の血液流の変化を監視する手段からなる請求項１記載の装置。
- 上記静圧場は70mmHgであることを特徴とする請求項１０乃至１２のいずれかに記載の装置。
- 上記圧力アプリケータは70mmHgの圧力を加えることを特徴とする請求項３２乃至３９、及び４８，４９のいずれかに記載の装置。
- 血圧測定装置を較正するための装置であって、
被験者の心臓に対して測定位置の垂直位置を変更することにより動脈血管内の静水圧の変化を導き出し、監視する手段と、
対応する容量および容量に関連した動脈血管の他の特徴を測定する手段と、
対応する容量および容量に関連した動脈血管の他の特徴の測定値と導き出した静水圧の変化とをプロットすることにより、血圧測定装置を較正するための測定動脈血管のコンプライアンス曲線を生成する手段とからなり、
該測定手段は、被験者の体の一部に適用するプローブを有し、該プローブは、開口端と閉鎖端とを有し体の一部の最先端を含む該体の一部を受け入れるためのエンドキャップを有し、
該プローブは、更に、被験者の体の一部の最先端を含む被験者の体の一部の末端の周囲に静圧場を付与する手段を備え、
該静圧場は（a）該末端に静脈滞留を実質的に起こさず、（b）該末端に制御できない静脈逆流を実質的に起こさず、（c）該末端の動脈の壁の緊張を閉塞を起こさず部分的に取り除くに十分である
ことを特徴とする装置。
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