JP6971150B2 - 被験体の平均動脈圧を導き出すための方法および装置 - Google Patents

Description

本発明は、被験体の平均動脈圧を導き出すための方法および装置に関するものである。

動脈血圧測定は、患者の循環系に関する有用な情報を提供する。正常な循環系では、血流が通る様々な器官の物理的能力を長期にわたって損傷することなく被験体の身体のすべての部分に向けて十分な血液が流れるようになっている。異常な循環系では、血圧が高すぎるかもしれないしまたは低すぎるかもしれず、どのように異常なのかに応じて身体の様々な部分に対する影響がもたらされてしまう。身体に対する負担が長引いてしまうと、心臓病、肝臓病、腎臓病、他の合併症などが発症してしまう恐れがある。したがって、動脈血圧は、その重要性故に、様々な測定方法の開発が急がれている。

現在、血圧の測定には聴診器法およびオシロメトリック法が最も広く用いられている。血圧は、動脈の鼓動と外部から加えられる圧力との関係に基づいて求められている。空気ポンプおよび膨張式カフスが通常必要とされる。しかしながら、膨張式カフスを用いた圧力測定システムには主要な欠点が２つある。第一の欠点は、この圧力測定システムは非常にかさばったものであり、持ち歩いて血圧を連続的に測定するのは必ずしも容易ではない。第二の欠点は、膨張式カフスは、患者に苦痛または不快感をもたらして血圧の読取値の正確さに影響を与えてしまう場合もある。

カフスを必要としない測定を可能とするさらに進歩した血圧測定システムは、通常、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）および／または心電図（ＥＣＧ）からの信号を用いることに基づくものである。血圧を求めるにあたって、これらの信号からパルス通過時間（ＰＴＴ）およびパルス到着時間（ＰＡＴ）の如き特性が抽出される。また、測定に際して、複数の感知デバイスが被験体の身体の様々な部分に取り付けられる。このことは、被験体に不快感をもたらし、また、使用も面倒である。さらに、これらの技術は、初期使用に先だって被験体毎に上述の特性と血圧との間のベースライン関係を求めるために予め較正しておくことを必要としうる。

さらに特筆すべきことは、動脈波形信号を解析する従来方法のほとんどが高齢の被験体に対して最適な結果を取得することができないという点にある。この問題は、動脈波形内の重複切痕（ｄｉｃｒｏｔｉｃ ｎｏｔｃｈ）特性および弛期峰（ｄｉａｓｔｏｌｉｃ ｐｅａｋ）特性の使用に主に内在するものである。簡潔にいえば、動脈に沿った任意の地点における動脈波形は入射波と反射波とを合計したものである。入射波は心臓から周囲の部位へと移動し、反射波は波が反射された周囲の部位から心臓へと移動する。動脈が高度の伸張性を有している若年の被験体では、パルス波の速度は比較的小さい。しかしながら高齢の被験体では、老化により動脈が硬くなっているので、パルス波の速度は大きく、反射波がより速く戻って来るので、収縮峰と弛期峰との間隔が小さくなってしまう。これらの波を合計すると、パルス波の重複切痕と弛期峰とを視覚的に識別するのは非常に困難になる。この影響は、図８からはっきりと分かる。２９歳の被験体を基準にすると（すなわち、収縮峰９０２、弛期峰９１４および重複切痕９０８を参照）、２９歳よりも高齢な被験体では、重複切痕（すなわち、９１０および９１２の参照数字を付された特性を参照）と、弛期峰（すなわち、９１６および９１８の参照数字を付された特性を参照）とは確かに年齢が高くなればなるほど視覚的に識別することが非常に困難となっていることが図８から観察することができる。

したがって、本発明の１つの目的は、先行技術の問題のうちの少なくとも１つに対処し、かつ／または、有益な選択肢を当該技術分野に提供することにある。

本発明の第一の態様によれば、被験体の平均動脈圧を導き出す方法は、
（ｉ）被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを受信することと、（ｉｉ）受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを正規化することと、（ｉｉｉ）受信され、正規化された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して正規化面積を求めることと、（ｉｖ）少なくとも１つの心臓サイクルから被験体の心拍数を計算することと、（ｖ）正規化面積および心拍数から平均動脈圧を導き出すこととを含んでいる。

提案されている方法の利点は、正規化面積および心拍数を用いることにより、被験体の平均動脈圧をより容易にかつより正確に導き出すことができ、また、求めるのが難しい重複切痕および／または弛期峰を求める必要がなくなるということにある。

好ましくは、少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータが複数の心臓サイクルに関するデータであり、かかる方法が、複数の心臓サイクルに関するデータをそれぞれ正規化することと、正規化された複数の心臓サイクルに関するデータにより囲まれている面積をそれぞれ計算して複数の正規化面積を求めることと、求められた複数の正規化面積を平均して平均正規化面積を求めて前記複数の心臓サイクルに対する正規化面積とすることとを含んでいる。

好ましくは、かかる方法は、連続的に並ぶ複数の心臓サイクルの複数の対から心拍数をそれぞれ計算することと、これら計算された複数の心拍数を平均して平均心拍数を求めてそれを上述の複数の心臓サイクルに対する心拍数とすることとを含んでいる。

好ましくは、少なくとも１つの心臓サイクルは１対の心臓サイクルを含み、心拍数を計算することは、式：ＨＲ＝６０／Ｔに従って心拍数を計算することを含み、この式で、ＨＲは心拍数であり、Ｔは連続的に並ぶ一対の心臓サイクルの連続する収縮期ピークの間で規定される期間である。

好ましくは、心拍数を計算することは、式：ＨＲ＝６０／Ｔに従って心拍数を計算することを含み、この式で、ＨＲは心拍数であり、Ｔは少なくとも１つの心臓サイクルの連続する谷の間で規定される期間である。

好ましくは、平均動脈圧を導き出すことは、式：ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ_１ｌｏｇ（Ａ）＋ａ_２ｌｏｇ（ＨＲ）に従って平均動脈圧を導き出すことを含み、 この式で、ＭＡＰは平均動脈圧であり、 Ａは正規化面積であり、 ＨＲは心拍数であり、 ａ_１、ａ_２およびｂは事前定義定数である。

好ましくは、受信され、正規化された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積の計算は、少なくとも１つの心臓サイクルを規定する時間軸に対して面積を計算することを含んでいる。

好ましくは、受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータとはその波形信号のことであり、受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを正規化することは、波形信号から波形信号の最小値を減算して減算信号を求め、当該減算信号を当該減算信号の最大値で除算することを含んでいる。

好ましくは、かかる方法は、被験体の脈圧を取得することと、式：ＤＢＰ＝ＭＡＰ−（１／３）ＰＰおよび式：ＳＢＰ＝ＭＡＰ＋（２／３）ＰＰに従って被験体の収縮期血圧および拡張期血圧をそれぞれ導き出すこととを含み、これらの式で、ＭＡＰは平均動脈圧であり、ＤＢＰは拡張期血圧であり、ＳＢＰは収縮期血圧であり、ＰＰは脈圧である。

本発明の第二の態様によれば、被験体の平均動脈圧を導き出すための電子機器にダウンロード可能なコンピュータプログラムは、１組のインストラクションを備え、実行されると、（ｉ）被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを受信し、（ｉｉ）受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを正規化し、（ｉｉｉ）受信され、正規化された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して正規化面積を求め、（ｉｖ）少なくとも１つの心臓サイクルから被験体の心拍数を計算し、（ｖ）正規化面積および心拍数から平均動脈圧を導き出すよう電子機器のプロセッサを制御するように構成されている。

好ましくは、コンピュータプログラムはインターネットを介してダウンロード可能でありうる。

本発明の第三の態様によれば、電子機器のメモリー内に格納されるコンピュータプログラムは、１組のインストラクションを備えており、実行されると、（ｉ）被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを受信し、（ｉｉ）受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを正規化し、（ｉｉｉ）受信され、正規化された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して正規化面積を求め、（ｉｖ）少なくとも１つの心臓サイクルから被験体の心拍数を計算し、（ｖ）正規化面積および心拍数から被験体の平均動脈圧を導き出すよう電子機器のプロセッサを制御するように構成されている。

本発明の第四の態様によれば、被験体の平均動脈圧を導き出すための装置は、（ｉ）被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを受信するための受信器と、（ｉｉ）（ａ）受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを正規化し、（ｂ）受信され、正規化された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して正規化面積を求め、（ｃ）少なくとも１つの心臓サイクルから被験体の心拍数を計算し、（ｄ）正規化面積および心拍数から平均動脈圧を導き出すためのプロセッサとを備えている。

提案されている装置の利点は、膨張式のカフスを必要とすることなく、かつ、初期使用に先立つ被験体毎の較正を必要とすることなく、（被験体）の単一の測定部位からバイオ信号を取得することができるということにある。それに加え、平均動脈圧を求めるために重複切痕および／または弛期峰を特定する必要もない。

好ましくは、かかる装置は電子機器の形態を有していてもよい。

好ましくは、電子機器は通信デバイスであってもよいしまたは着用可能デバイスであってもよい。

好ましくは、かかる装置は光学的測定デバイスと、受信器が設けられている通信デバイスとを備えていてもよく、光学的測定デバイスは、被験体からバイオ信号を取得するための信号感知デバイスとバイオ信号に関連するデータを求めるためのデータ処理モジュールとを有し、通信デバイスの受信器は求められたバイオ信号に関連するデータを受信するように構成されている。

本発明の第五の態様によれば、被験体の平均動脈圧を導き出す方法は、（ｉ）被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを受信することと、（ｉｉ）式：ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ_１ｌｏｇ（Ｘ_１）＋ａ_２ｌｏｇ（Ｘ_２）＋．．．＋ａ_ｎ−１ｌｏｇ（Ｘ_ｎ−１）＋ａ_ｎｌｏｇ（Ｘ_ｎ）に従って平均動脈圧を導き出すこととを含み、この式で、ＭＡＰは平均動脈圧であり、Ｘ_１〜Ｘ_ｎはそれぞれ被験体の生理学的特性および／または受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータに基づく動脈波形特性の値であり、ａ_１〜ａ_ｎおよびｂは事前定義定数である。

好ましくは、生理学的特性は、心拍数、呼吸数、心拍数変動、血圧および脈圧からなる群から選択されてもよい。

好ましくは、受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータとは心臓サイクルの波形信号のことであってもよく、 動脈波形特性は、波形信号上の少なくとも１つのデータポイントから導き出される波形特性、波形信号下の面積、周波数値および波形信号の電力スペクトル密度グラフから求められるカートシス値からなる群から選択されてもよい。

好ましくは、かかる方法は受信された少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを正規化することをさらに含んでもよい。

特筆すべき点は、本発明の１つの態様に関連する構成要素が本発明の他の態様にも適用可能でありうるということである。

本発明のこれらおよび他の態様は下記の実施形態から明白であり、かつ、下記の実施形態を参照して説明されている。

以下に、添付の図面を参照して本発明の実施形態を開示する。

本発明の第一の実施形態に基づいて被験体の血圧を測定するための装置を概略的に示すブロック図である。 被験体の平均動脈圧を導き出すために図１の装置により実行される方法を示すフローチャートである。 少なくとも１つの心臓サイクルを有するＰＰＧ信号を示す図である。 フィルタリングされたＰＰＧ信号を示す図である。 分析される信号の波形により囲まれている面積を求めるための正規化前後のＰＰＧ信号を示す図である。 分析される信号の波形により囲まれている面積を求めるための正規化前後のＰＰＧ信号を示す図である。 平均心拍数を求めるために測定される時間区間を示す図である。 従来技術に従って動脈波形の弛期峰および重複切痕に対する年齢の影響が示された動脈波形を示す図である。 変形例に従って心拍数を求めるために測定される時間間隔を示す図である。 図１に記載の装置に関するパフォーマンスを示すグラフである。

図１は、第一の実施形態に従って被験体（人）１０２の血圧を測定するための装置１００を概略的に示すブロック図である。具体的にいえば、本明細書では、血圧測定とは被験体１０２の平均動脈圧を導き出すことである。装置１００は、被験体１０２からバイオ信号を取得するための信号感知モジュール１１２を有する光学的測定デバイス１１０を備えている。光学的測定デバイス１１０は、信号感知モジュール１１２からバイオ信号を受け取り、処理するように構成されているデータ処理モジュール１１４（たとえば、プロセッサ）と、バイオ信号を処理したデータを送信するための無線／有線送信モジュール１１６とをさらに有している。いうまでもなく、光学的測定デバイス１１０は、携帯に便利なようにたとえば手のひらサイズとなるように構成されることが好ましい。

光学的測定デバイス１１０の送信モジュール１１６は携帯電話または他の携帯用電子機器の如き通信デバイス１２０と無線／非無線で通信するように構成されている。装置１００に設けられている通信デバイス１２０は、光学的測定デバイス１１０から信号を受信するための受信モジュール１２２と、（プロセッサの形態をとりうる）計算モジュール１２４と、結果または情報を装置１００のユーザに対して表示するための表示ユニット１２６とを有している。もちろん、受信モジュール１２２は、光学的測定デバイス１１０の送信モジュール１１６のセットアップ（構成）に応じて有線／無線で光学的測定デバイス１１０から信号を受信するように構成されてもよい。

図２は被験体１０２の平均動脈圧（ＭＡＰ）を導き出す方法を示すフローチャート２００である。かかる方法は図１に記載の装置１００により実行されるようになっている。念のために、ＭＡＰの重要性についてここで簡潔に説明しておく。ＭＡＰは、１心臓サイクルにおける個人の平均動脈圧として定義され、必須器官の環流（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ）の有用な指標である。具体的にいえば、適量の組織環流を維持するには６０ｍｍＨｇ以上のＭＡＰ値が必要とされ、ＭＡＰ値が相当な時間にわたって６０ｍｍＨｇ未満である場合、身体の器官は酸素不足に陥ってしまい、局所的に貧血を起こしてしまう。

まず、（図２）に記載の方法のステップを概略的に説明し、それに続いて、各ステップを詳細に説明する。ステップ２０２では、被験体１０２からバイオ信号を取得するために信号の取得が行なわれる。次のステップ２０４では、取得されたバイオ信号がフィルタリングされる。本実施形態では、バイオ信号とは、たとえば図３に記載のような少なくとも１つの心臓サイクル３０２、３０４を有する動脈ＰＰＧ波形信号３００のことである。しかしながら、他の異なる実施形態では、（図３のように）１対（または複数）の心臓サイクル３０２、３０４が用いられるようになっていてもよい。また、この一対の心臓サイクル３０２、３０４は連続的に並んで配置されるようになっていてもよい（すなわち、図７も参照）。ステップ２０６では、少なくとも１つの心臓サイクル３０２、３０４から正規化面積がさらに計算され、ステップ２０８では、少なくとも１つの心臓サイクル３０２、３０４から 被験体１０２の心拍数が計算される。最後のステップ２１０では、提案された式（４）を用いて正規化面積および心拍数の算出値から被験体１０２の平均動脈圧が導き出される。いうまでもなく、対象とする実施形態に応じて、ステップ２０６およびステップ２０８が装置１００により連続して実行されるようになっていてもよいしまたは並列に実行されるようになっていてもよい。

以下には、図２に記載の方法のステップ２０２〜２１０がそれぞれ詳細に説明されている。
１．図２に記載の方法のステップ２０２
ステップ２０２では、被験体１０２からバイオ信号を取得するために信号感知モジュール１１２を用いて光学的測定デバイス１１０により信号の取得が実行される。また上述のように、バイオ信号とは図３に示されている動脈ＰＰＧ波形信号３００のことである（以下、簡潔さのために「ＰＰＧ信号」と呼ぶ）。ＰＰＧ信号３００は、被験体の身体の周囲の任意の部位、たとえば手首および／または指から取得されるようになっていてもよい。被験体の血圧の計算に適切な精度は、限定するわけではないが、信号感知モジュール１１２をたとえば少なくとも３０秒（ｓ）の測定ウィンドウを用いるように設定して被験体のバイオ信号を取得することにより達成可能であることが経験的に見出されている。
２．図２に記載の方法のステップ２０４
次いで、取得されたＰＰＧ信号３００は、データ処理モジュール１１４へ渡され、ステップ２０４において処理がなされる。データ処理モジュールは、取得されたＰＰＧ信号３００に存在する雑音および信号アーチファクトをフィルタリングしてフィルタリングされたＰＰＧ信号（図示せず）を生成するための事前定義デジタルバンドパスフィルタ（図示せず）を有するようになっていてもよい。この場合には、フィルタリングされたＰＰＧ信号とは、図４のフィルタリングされたＰＰＧ信号４００のことを指している。
３．図２に記載の方法のステップ２０６
ステップ２０６では、データ処理モジュール１１４は少なくとも１つの心臓サイクルの正規化面積を計算する。ただし、このことは、複数の心臓サイクル（以下に説明）を用いることを排除するものではない。本実施形態では、データ処理モジュール１１４は、適切な数学的関数（たとえば、積分演算）を用いて波形により囲まれている（グラフ上の）面積の演算を行うことにより、（選択された）心臓サイクル４０２（すなわち、図４を参照）の面積が計算されるように構成されている。もちろんいうまでもなく、心臓サイクル４０２により囲まれている関連面積の計算は、心臓サイクル４０２を規定している時間軸に対するものである。あるいはそれに代えて、データ処理モジュール１１４は、上述の波形の領域の形状と、面積の推定および／または演算に用いうるほぼ同様の既知の形状（たとえば、三角形、台形、長方形、円など）とを比較することにより上述の面積を計算するようになっていてもよい。参考までにいえば、国際公開第２０１２／１３４３９５号には、心臓サイクルにより囲まれている面積を計算するために台形則またはスピーディな演算手法を用いる例が開示されている。特筆すべきことは、信号感知モジュール１１２と被験体１０２の測定部位との間に加えられる圧力の回避不能な微細な変動（被験体特有の微細な身体の動きから発生）に起因して各心臓サイクル波形の振幅が変動してしまうという点にある。したがって加えられた圧力の偏差から生じてしまう振幅の差を除去するために、データ処理モジュール１１４により正規化ステップが実行されるようになっている。詳細にいえば、まず各心臓サイクル波形信号から信号最小値を減算し、減算済み信号を求め、この減算済み信号を減算済み信号の極大値で除算することにより各心臓サイクル波形信号が正規化されるようになっている。

一例として、図５ａには正規化前の波形信号６０２が示され、図５ｂには正規化後の波形信号（分かり易いように図５ａから区別するために６０４という参照文字が付されている）（すなわち、正規化済み波形６０４）が示されている。データ処理モジュール１１４により図５ｂの正規化済み波形６０４の面積６０６が計算されるようになっている。この場合、面積６０６は時間軸６０８に対して演算された面積であり、正規化面積として用いられるようになっている。

すなわち、ＰＰＧ信号（たとえば、フィルタリングされたＰＰＧ信号４００）がまず正規化され、次いで、正規化済みＰＰＧ信号により囲まれているグラフ上の面積が計算され、正規化面積が求められる。すなわち、（バイオ信号の）少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータ（またはバイオ信号）が正規化され、次いで、正規化済みのデータ（またはバイオ信号）により囲まれているグラフ上の面積が計算され、正規化面積が求められる。

図６ａには、波形信号７１０（正規化前）が時間軸７１６と境を完全には接していないケースが示されている。図６ｂには、正規化後の同じ波形（しかしながら、図６ａと区別するために７１４という他の符号が付されている）（すなわち、正規化済み波形７１４）が示されている。正規化済み波形７１４の面積７１２は、データ処理モジュール１１４により同じ方法で計算されている。面積７１２は時間軸７１６に対する面積である。特筆すべきことは、この例では、たとえ正規化済みの波形７１４全体が時間軸７１６に接していなくとも、波形信号７１０の面積７１２が時間軸７１６に対して計算されているという点にある。したがって、このようにして計算された面積７１２が正規化面積として用いられることになっている。しかしながらより良好な精度を得るために、図６ｃに示されているようなさらなるステップが実行されるようになっていてもよい。図６ｃでは、図６ｂに記載のステップを用いて計算された面積７１２から外れ面積７２２を減算することにより波形基線７２０に対する面積７１８が計算されている。強調すべきことは、外れ面積７２２が望ましくない面積／不必要な面積であると考えているという点にある。特筆すべきことは、（図６ｂに説明されている）正規化済み波形７１４の開始点７２４と終点７２６とを直線で繋ぐことにより波形基線７２０が引かれ、外れ面積７２２が波形基線７２０と時間軸７１６との間に形成される面積であり、この面積が図６ｂから演算された面積７１２から除外されることになっているという点にある。すなわちもっと正確にいえば、外れ面積７２２が正規化された波形７１４により厳密に囲まれている面積ではない。この例では、外れ面積７２２が三角形状の面積のことであるが、それに限定されるわけではない。さらに測定結果の全体的な精度を高めるために、データ処理モジュール１１４は雑音および信号アーチファクトにより影響を受ける外れ正規化面積（ｏｕｔｌｉｅｒ ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ ａｒｅａｓ）を識別し撤去するためにさらなる外れ値フィルタリング行程を実行するように構成されていてもよい。詳細にいえば、外れ正規化面積を特定するために平均値、移動平均値、標準偏差値またはそれらを組み合わせたものを計算するというような統計的演算がデータ処理モジュール１１４により用いられるようになっていてもよい。一例としては、測定ウィンドウ内のすべての正規化面積から算出された１標準偏差（シグマ）内に含まれない正規化面積を外れ値として分類し、それに続く計算から除去するようにしてもよい。

上述のように、ＰＰＧ信号４００の１つの心臓サイクルを用いることに代えて複数の心臓サイクルを用いてそれらを平均して平均正規化面積を求めることにより、正規化面積の正確さをさらに高めることが可能となる。この場合、その後、平均正規化面積が正規化面積として用いられることになる。詳細にいえば、外れ値ではないすべての正規化面積に基づいて平均正規化面積Ａが式（１）に従って計算される：
Ａ＝外れ値ではない面積の合計／外れ値ではない面積の数 （１）
すなわち、各心臓サイクルにより囲まれている関連面積が計算され、次いで、すべての計算された関連面積に基づいて平均正規化面積が正規化面積として求められる。
４．図２に記載の方法のステップ２０８
ステップ２０８では、データ処理モジュール１１４は式（２）を用いて測定ウィンドウ内の（被験体１０２の）心拍数を計算する：
ＨＲ_ｎ＝６０／（ＴＰ_ｎ＋１−ＴＰ_ｎ）、ｎ≧１ （２）
式（２）では、ＴＰ_ｎ＋１は収縮期ピークＰ_ｎ＋１における時間であり、ＴＰ_ｎは収縮期ピークＰｎにおける時間である。したがって特筆すべきことは、式（２）から、心拍数の計算には連続的に並んだ少なくとも１対の心臓サイクルが必要であるという点にあるが、このことに限定されるわけではない。というのは、心拍数の演算の正確さを向上させるためにＰＰＧ信号４００の複数の心臓サイクルが用いられるようになっていてもよいからである。さらに特筆すべきことは、上述の収縮期ピークＰ_ｎ＋１および収縮期ピークＰ_ｎが少なくとも１対の心臓サイクルの連続的に並んだ収縮期ピークのことであるという点にある。換言すれば、収縮期ピークＰ_ｎ＋１は、（上述の１対の心臓サイクルの）第一の心臓サイクルの収縮期ピークであり、収縮期ピークＰ_ｎは、（上述の１対の心臓サイクルの）第二の心臓サイクルの収縮期ピークであり、第一の心臓サイクルおよび第二の心臓サイクルは連続して並んでいる。

説明のために、図７には、心拍数ＨＲ１が１つのＰＰＧ信号８０２の２つの収縮期ピークＰ_１、Ｐ_２の間の時間間隔に基づいて計算されている一例が示されている。上述の２つの収縮期ピークＰ_１、Ｐ_２の間の時間間隔は１．１秒（すなわち、１．５−０．４）である。したがって、心拍数ＨＲ_１が式（２）を用いて次のように計算される：ＨＲ_１＝６０／（１．５−０．４）＝５４．５。さらに、ＨＲ_２およびＨＲ_３が同じように計算できる。ＨＲ_２＝６０／（２．６−１．５）＝５４．５であり、ＨＲ_３＝６０／（３．６−２．６）＝６０．０である。

ステップ２０６と同様に、雑音および信号アーチファクトにより影響を受ける外れ心拍数（ｏｕｔｌｉｅｒ ｈｅａｒｔ ｒａｔｅｓ）を特定して除去するために同様の外れ値フィルタリング行程が実行される。その後、外れ値ではないすべての心拍数に基づいて平均心拍数ＨＲが次の式（３）を用いて計算される：
ＨＲ＝外れ値ではない心拍数の合計／外れ値ではない心拍数の数 （３）
完全をきするため、図７に記載の例では、ＨＲは（５４．５＋５４．５＋６０．０）／ ３＝５６．３のように求められるようになっている。

すなわち、連続的に並んでいる複数の対の心臓サイクのそれぞれの対に対応する心拍数が計算され、次いで、すべての心拍数に基づいて平均心拍数が求められ、この平均心拍数が、上述の連続的に並んでいる複数の対の心臓サイクルの心拍数とされる。
５．図２に記載の方法のステップ２１０
計算された正規化面積および心拍数は、装置１００の送信モジュール１１６を介して（有線／無線で）通信デバイス１２０の計算モジュール１２４へと送信される（すなわち、受信モジュール１２２により受信される）。計算モジュール１２４は、式（４）に基づいて被験体１０２の平均動脈圧（ＭＡＰ）を計算する：
ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ_１ｌｏｇ（Ａ）＋ａ_２ｌｏｇ（ＨＲ） （４）
式（４）において、Ａは動脈波形の平均正規化面積であり、ＨＲは動脈波形の平均心拍数であり、ａ_１、ａ_２およびｂは事前定義係数である。したがって、式（４）は計算された平均正規化面積と計算された平均心拍数との間の相関関係を求めて被験体の平均動脈圧を提供する。計算された平均正規化面積および計算された平均心拍数はそれぞれ被験体１０２の血行動態の状態（ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｓｔａｔｅ）および心血管系機能（ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎｓ）に関する固有の特性値を有している。

もちろんいうまでもなく、本実施形態が少なくとも１対の心臓サイクル３０２、３０４を有する動脈ＰＰＧ波形信号３００（図３）を参照して説明されているので、Ａは動脈波形の正規化面積のことであり、ＨＲは心拍数のことであり、この実施形態の場合には、「平均」という用語の使用は適切ではない。というのは、必要な計算に、少なくとも１対の心臓サイクル３０２、３０４しか用いられないからである。しかしながら、複数の心臓サイクルが用いられる場合には、式（４）の真下に記載のＡおよびＨＲには本来の定義が当てはめられる。

式（４）の事前定義係数ａ_１、ａ_２およびｂはたとえば実際の臨床データを用いて経験的に求められる。臨床データの収集には、被験者から式（４）の項目、すなわちＭＡＰ、ＡおよびＨＲを様々に組み合わせたものおよび関連づけしたものを収集することが含まれる図示せず）。事前定義係数ａ_１、ａ_２およびｂの決定は、必要に応じて進化的手法、ベイズ統計的手法または傾斜探索手法を含む任意の数の最適化アルゴリズムに基づいてＰＣコンピュータの如き別体の演算デバイス（図示せず）を用いて行なわれるようになっていてもよい。本実施形態では、事前定義係数、ａ_１、ａ_２およびｂの決定には最小二乗最適化アルゴリズムが用いられる。いったん事前定義係数ａ_１、ａ_２およびｂが決定されると、（通信デバイス１２０の）計算モジュール１２４に式（４）が入力、格納され、被験体の平均動脈圧の任意の計算に用いられる。この場合、被験体毎の較正を行う必要はない。

図１０は、図１に記載の装置１００に関連するデータのパフォーマンスを示すグラフ１０００である。

以下には、その他の構成（ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎｓ）が説明されている。説明を簡潔にするために、複数の異なる構成の間で共通する同様の部品、機能および動作の説明は繰り返して行わない。それに代えて、重要な構成の類似部品について説明する。

第二の実施形態では、式（４）を以下に記載の式（５）と交換することが可能である：
ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ_１ｌｏｇ（Ｘ_１）＋ａ_２ｌｏｇ（Ｘ_２）＋．．．＋ａ_ｎ−１ｌｏｇ（Ｘ_ｎ−１）＋ａ_ｎｌｏｇ（Ｘ_ｎ） （５）
式（５）では、Ｘ_１〜Ｘ_ｎは、被験体の任意の生理学的特徴（たとえば、心拍数、呼吸数、心拍数変動、血圧、脈圧など）に基づく値であってもよいし、および／または、バイオ信号から導き出される任意の動脈波形特徴（たとえば、波形、波形下の面積、波形の電力スペクトル密度（ＰＳＤ）グラフの周波数値もしくはカートシス値などの少なくとも１つのデータポイントから導き出されるもの）に基づく値であってもよい。特筆すべきことは、式（５）のａ_１〜ａ_ｎおよびｂが事前定義係数であるという点にある。本実施形態では、Ｘ_１〜Ｘ_ｎのうちのいずれかに用いられる値のタイプに応じて心臓サイクル波形信号を正規化するステップが任意に選択されるようになっていてもよい。というのは、たとえば周波数値／カートシス値の演算が正規化の実行を必要としない場合もあれば、波形下の面積の演算が正規化の実行を必要とする場合もあるからである（第一の実施形態のステップ２０６を参照）。

さらに、ＭＡＰの計算にあたって、上述の導き出された特性を式（５）に代入する前に、さらなる数学的な演算処理（たとえば、加算、減算、乗算、除算、べき関数、微分、積分、正規化、比率、統計関数など）が上述の導き出された特性に対して（個々にまたは他の特性と組み合わせて）加えられるようになっていてもよい。

第三の実施形態では、２つの別体のデバイス、すなわち光学的測定デバイス１１０および通信デバイス１２０を備えることに代えて、装置１００は単一の等価の電子機器として構成されるようになっていてもよい。この単一の等価の電子機器では、光学的測定デバイス１１０と通信デバイス１２０とが一体化され（ハードウェア）、第一の実施形態に記載の全て機能と同じ機能を実行するように構成されている。さらに、図２に記載のフローチャート２００のすべてのステップ２０２〜２１０が、インターネットを介してダウンロードして上述の電子機器のメモリーに格納することが可能なコンピュータプログラム製品として構成されるようになっていてもよい。換言すれば、図２に記載の方法に改良がある場合には、電子機器も（必要に応じてまたは必要な時に）コンピュータプログラム製品をダウンロードしてそれらの改良を反映するよう更新可能となっていてもよい。

第四の実施形態では、図２のフローチャート２００のすべてのステップ２０２〜２１０が（表示ユニットを装備する）通信デバイス１２０または光学的測定デバイス１１０でありうる１つの電子機器により実行されるようになっていてもよい。換言すれば、様々なモジュール、たとえば信号感知モジュール１１２、データ処理モジュール１１４および計算モジュール１２４が同じ１つの電子機器の一部、恐らく光学的測定デバイス１１０の一部または通信デバイス１２０の一部を形成するようになっていてもよい。この単一の電子機器は被験体の身体に装着される着用可能感知デバイスとして構成されてもよい。

第五の実施形態では、（たとえば）データ処理モジュール１１４が計算モジュール１２４よりも高い処理能力を有していると判断された場合、図２に記載の方法のステップ２１０が通信デバイス１２０の計算モジュール１２４に代えて光学的測定デバイス１１０のデータ処理モジュール１１４により実行されるようになっていてもよい。ここで、データ処理モジュール１１４がステップ２１０を実行するということが限定な事項であると解釈されるべきではない。それに加えて、ステップ２１０の実行が、装置１００のユーザにより決められた所望の構成に応じてデータ処理モジュール１１４または計算モジュール１２４へ動的に割り当てられるようになっていてもよい。

第六の実施形態では、図２に記載の方法において被験体１０２の脈圧（ＰＰ）がさらに取得されるようになっている。脈圧の値は、被験体１０２により自分で提供されるようになっていてもよいし、図１に記載の光学的測定デバイス１１０の如き測定デバイスにより自動的に測定されるようになっていてもよいし、または、他の既知の適切なデバイスを用いて提供されるようになっていてもよい。詳細にいえば、人の脈圧とは、２つの重要な心血管の健康指標、すなわち収縮期血圧（ＳＢＰ）と拡張期血圧（ＤＢＰ））との間の差のことであると定義されている。したがって、次の式（６）および式（７）を用いることにより、被験体１０２の血圧の値であるＳＢＰおよびＤＢＰがそれぞれ求められる：
ＳＢＰ＝ＭＡＰ＋２／３ＰＰ （６）
ＤＢＰ＝ＭＡＰ−１／３ＰＰ （７）
要約すると、図２に記載の提案されている方法は、単に被験体の動脈波形を用いるだけで被験体の平均動脈圧（ＭＡＰ）の測定を可能とするという利点を有している。詳細にいえば、提案されている方法は、被験体の身体からの動脈波形を有するバイオ信号を取得するためにおおむね次のステップ、すなわちバイオ信号内の正規化面積および心拍数を識別するステップと最後に上述の式（４）に基づいて平均動脈圧を演算するステップとを有している。さらに、提案されている方法を実行するように構成されている装置１００の光学的測定デバイス１１０は、（従来の解決策とは異なり、）膨張式のカフスを必要とすることなく、かつ、初期使用に先立って被験体毎の測定を必要とすることなく、かつ、分析のために動脈波形の重複隆起および弛期峰の特定を必要とすることなく、（被験体）の単一の測定部位からバイオ信号を取得することができるという利点を有している。

本発明が、図面および先の記載において詳細に説明されているが、このような説明は例示のみを意図したものであり、限定を意図したものではない。さらに、本発明は開示された実施形態により限定されるものでもない。本願発明を実施するにあたって、当業者は、開示されている実施形態の変形例を複数考えついてそれを実施してもよい。たとえば、図２に記載の方法のステップ２０６に代えて、まず心臓サイクル４０２により囲まれている関連面積を計算し、次いで、計算された面積を正規化して正規化面積を求めるようにしてもよい。

また、図２に記載の方法のステップ２０８では、別の方法として、心拍数（ＨＲ）の計算が１対の心臓サイクルではなく、少なくとも１つの心臓サイクル（に関連する特性）を用いて実行されるようになっていてもよい。このことを説明するために、図９には、ＰＰＧ信号１０００の任意に選択された心臓サイクル１００４の（たとえば）２つの連続して並ぶ谷Ｖ_１、Ｖ_２の間の時間間隔１００２に基づいて心拍数が計算されうる例が示されている。この場合、任意に選択された心臓サイクル１００４はＰＰＧ信号１０００の第一の心臓サイクルである。詳細にいえば、任意に選択された心臓サイクル１００４の２つの谷Ｖ_１、Ｖ_２の間の時間間隔１００２を用いて式（８）に従ってＨＲの計算をすることが可能となっている：
ＨＲ_ｎ＝６０／（ＴＶ_ｎ＋１−ＴＶ_ｎ）、ｎ≧１ （８）
式（８）では、ＴＶ_ｎ＋１は谷Ｖ_ｎ＋１における時間であり、ＴＶ_ｎは谷Ｖ_ｎにおける時間である。

Claims (23)

1. 被験体の平均動脈圧を導き出す方法であって、
   （ｉ）前記被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを光感知モジュールから受信することと、
   （ｉｉ）受信された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを振幅正規化することと、
   （ｉｉｉ）受信され、振幅正規化された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して振幅正規化面積を求めることと、
   （ｉｖ）前記少なくとも１つの心臓サイクルから前記被験体の心拍数を計算することと、
   （ｖ）式：ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ _１ ｌｏｇ（Ａ）＋ａ _２ ｌｏｇ（ＨＲ）に従って前記平均動脈圧を導き出すことと、を含み、この式で、ＭＡＰが平均動脈圧であり、Ａが振幅正規化面積であり、ＨＲが心拍数であり、ａ _１ 、ａ _２ およびｂが事前定義定数である、方法。
2. 前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータが複数の心臓サイクルに関連するものであり、前記方法が、前記複数の心臓サイクルに関連するデータをそれぞれ振幅正規化することと、振幅正規化された前記複数の心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積をそれぞれ計算して複数の振幅正規化面積を求めることと、求められた前記複数の振幅正規化面積を平均して平均振幅正規化面積を求めて前記複数の心臓サイクルに対する振幅正規化面積とすることとを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記方法が、連続的に並ぶ前記複数の心臓サイクルの複数の対から心拍数をそれぞれ計算することと、これら複数の心拍数を平均して平均心拍数を求めて前記複数の心臓サイクルに対する心拍数とすることとを含む、請求項２に記載の方法。
4. 前記少なくとも１つの心臓サイクルが１対の心臓サイクルを含み、前記心拍数を計算することが、式：ＨＲ＝６０／Ｔに従って前記心拍数を計算することを含み、この式で、ＨＲが心拍数であり、Ｔが連続的に並ぶ前記一対の心臓サイクルの連続する収縮期ピーク間で決まる期間である、請求項１乃至３のうちのいずれか一項に記載の方法。
5. 前記心拍数を計算することが、式：ＨＲ＝６０／Ｔに従って前記心拍数を計算することを含み、この式で、ＨＲが心拍数であり、Ｔが前記少なくとも１つの心臓サイクルの連続する谷の間で決まる期間である、請求項１乃至３のうちのいずれか一項に記載の方法。
6. 受信され、振幅正規化された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積の計算が前記少なくとも１つの心臓サイクルを規定する時間軸に対して前記面積を計算することを含む、請求項１乃至５のうちのいずれか一項に記載の方法。
7. 外れ面積を計算することと、計算された前記面積から前記外れ面積を減算することにより前記振幅正規化面積を得ることとを含む、請求項６に記載の方法。
8. 前記外れ面積は、前記少なくとも一つの心臓サイクルの基線と前記時間軸との間に配置される、請求項７に記載の方法。
9. 受信された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータがその波形信号であり、受信された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを振幅正規化することが、前記波形信号から前記波形信号の最小値を減算して減算信号を求めることと、該減算信号を該減算信号の最大値で除算することとを含む、請求項１に記載の方法。
10. 前記被験体の脈圧を取得することと、式：ＤＢＰ＝ＭＡＰ−（１／３）ＰＰおよび式：ＳＢＰ＝ＭＡＰ＋（２／３）ＰＰに従って前記被験体の収縮期血圧および拡張期血圧をそれぞれ導き出すこととを含み、これらの式で、ＭＡＰが平均動脈圧であり、ＤＢＰが拡張期血圧であり、ＳＢＰが収縮期血圧であり、ＰＰが脈圧である、請求項１乃至９のうちのいずれか一項に記載の方法。
11. 被験体の平均動脈圧を導き出すための電子機器にダウンロード可能なコンピュータプログラムであって、
    １組のインストラクションを備え、実行されると、
    （ｉ）前記被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを光感知モジュールから受信し、
    （ｉｉ）受信された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを振幅正規化し、
    （ｉｉｉ）受信され、振幅正規化された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して振幅正規化面積を求め、
    （ｉｖ）前記少なくとも１つの心臓サイクルから前記被験体の心拍数を計算し、
    （ｖ）式：ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ _１ ｌｏｇ（Ａ）＋ａ _２ ｌｏｇ（ＨＲ）に従って前記平均動脈圧を導き出すよう前記電子機器のプロセッサを制御するように構成されてなり、この式で、ＭＡＰが平均動脈圧であり、Ａが振幅正規化面積であり、ＨＲが心拍数であり、ａ _１ 、ａ _２ およびｂが事前定義定数である、コンピュータプログラム。
12. 前記コンピュータプログラムがインターネットを介してダウンロード可能となるように構成されてなる、請求項１１に記載のコンピュータプログラム。
13. 電子機器のメモリー内に格納されるコンピュータプログラムであって、
    １組のインストラクションを備え、前記コンピュータプログラムが実行されると、
    （ｉ）被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを光感知モジュールから受信し、
    （ｉｉ）受信された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを振幅正規化し、
    （ｉｉｉ）受信され、振幅正規化された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して振幅正規化面積を求め、
    （ｉｖ）前記少なくとも１つの心臓サイクルから前記被験体の心拍数を計算し、
    （ｖ）式：ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ _１ ｌｏｇ（Ａ）＋ａ _２ ｌｏｇ（ＨＲ）に従って前記被験体の平均動脈圧を導き出すよう前記電子機器のプロセッサを制御するように構成されてなり、この式で、ＭＡＰが平均動脈圧であり、Ａが振幅正規化面積であり、ＨＲが心拍数であり、ａ _１ 、ａ _２ およびｂが事前定義定数である、コンピュータプログラム。
14. 前記振幅正規化された受信データにより囲まれている前記面積は、前記少なくとも一つの心臓サイクルを規定する時間軸に関して囲まれている前記面積を計算することによって算出される、請求項１１乃至１３のいずれか一項に記載のコンピュータプログラム。
15. 前記プロセッサは、更に、外れ面積を計算し、計算された前記面積から前記外れ面積を減算することにより前記振幅正規化面積を得るように制御される、請求項１４に記載のコンピュータプログラム。
16. 前記外れ面積は、前記少なくとも一つの心臓サイクルの基線と前記時間軸との間に配置される、請求項１５に記載のコンピュータプログラム。
17. 被験体の平均動脈圧を導き出すための装置であって、
    （ｉ）前記被験体からバイオ信号の少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを光感知モジュールから受信するための受信器と、
    （ｉｉ）
    （ａ）受信された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータを振幅正規化し、
    （ｂ）受信され、振幅正規化された前記少なくとも１つの心臓サイクルに関連するデータにより囲まれている面積を計算して振幅正規化面積を求め、
    （ｃ）前記少なくとも１つの心臓サイクルから前記被験体の心拍数を計算し、
    （ｄ）式：ｌｏｇ（ＭＡＰ）＝ｂ＋ａ _１ ｌｏｇ（Ａ）＋ａ _２ ｌｏｇ（ＨＲ）に従って前記平均動脈圧を導き出すためのプロセッサとを備えてなり、この式で、ＭＡＰが平均動脈圧であり、Ａが振幅正規化面積であり、ＨＲが心拍数であり、ａ _１ 、ａ _２ およびｂが事前定義定数である、装置。
18. 前記装置が電子機器の形態を有してなる、請求項１７に記載の装置。
19. 前記電子機器が通信デバイスまたは光学的測定デバイスである、請求項１８に記載の装置。
20. 前記装置が光学的測定デバイスと前記受信器が設けられた通信デバイスを有し、前記光学的測定デバイスが前記被験体からバイオ信号を取得するための光感知モジュールと、前記バイオ信号に関連するデータを求めるためのデータ処理モジュールとを有し、前記通信デバイスの前記受信器が、求められた前記バイオ信号に関連するデータを受信するように構成されてなる、請求項１７に記載の装置。
21. 前記振幅正規化された受信データにより囲まれている前記面積は、前記少なくとも一つの心臓サイクルを規定する時間軸に関して囲まれている前記面積を計算することによって算出される、請求項１７乃至２０のいずれか一項に記載の装置。
22. 前記プロセッサは、更に、外れ面積を計算し、計算された前記面積から前記外れ面積を減算することにより前記振幅正規化面積を得るように制御される、請求項２１に記載の装置。
23. 前記外れ面積は、前記少なくとも一つの心臓サイクルの基線と前記時間軸との間に配置される、請求項２２に記載の装置。

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