CN117015338A - 动脉压推定装置、动脉压推定系统及动脉压推定方法 - Google Patents
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Abstract
动脉压推定装置当在大动脉的下游将血管的至少一个部位一边逐渐降低压力一边进行压迫时，获取将按心跳检测到在所述至少一个部位产生的血流的定时表示为血流定时的传感器数据，并记录与各血流定时对应的所述压力的值，对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值进行修正，参照所获取的传感器数据和记录及修正后的所述压力的值来推定动脉压的经时变化的控制部。
Description
技术领域
本公开涉及动脉压推定装置、动脉压推定系统及动脉压推定方法。
背景技术
专利文献1中公开了基于心音、上臂袖带压及K音来推定左心内压的技术。“K”是Korotkoff的缩写。专利文献2中公开了计算呼吸性变化的压力换算值的技术。专利文献3中公开了决定在与呼吸周期相同或比其长的时间内求出的多个动脉波的大小的平均值与实际血压值之间的关系的技术。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利申请公开第2015/0265163号说明书
专利文献2：日本特开2016-137087号公报
专利文献3：日本特开平1-214338号公报
发明内容
发明要解决的课题
在心衰竭诊疗中，心脏的左心内压是重要的观察项目。但是，若要直接计测左心内压，则将在心脏中装入传感器等设备，侵入性变高。
通常，已知与呼吸相伴而血压变化。在专利文献1公开的技术中，由于在多个搏动的范围内进行数据收集，因此数据中包含这种呼吸性变化的影响，无法以充分的精度获得使用该数据推定的动脉压波形。在专利文献2或专利文献3公开的技术中，很难提高推定动脉压波形的精度。
本公开的目的是无创且高精度推定动脉压的经时变化。
用于解决课题的手段
作为本公开的一个方式的动脉压推定装置具备控制部，该控制部当在大动脉的下游将血管的至少一个部位一边逐渐降低压力一边进行压迫时，获取将按心跳检测到在所述至少一个部位产生的血流的定时表示为血流定时的传感器数据，并记录与各血流定时对应的所述压力的值，对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值进行修正，参照所获取的传感器数据和记录及修正后的所述压力的值来推定动脉压的经时变化。
作为一个实施方式，所述控制部将与所述吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值通过进行与所述吸气期间中的经过时间对应的加权来修正。
作为一个实施方式，所述控制部基于进行查血检查得到的表示血压波形的波形数据来设定所述加权的系数。
作为一个实施方式，所述传感器数据包含将所述至少一个部位一边使所述压力每次以不同的速度降低一边进行多次压迫，并将在所述多次的每一次按心跳检测到所述血流的定时表示为所述血流定时的数据，所述控制部进行使所述压力开始降低的定时与所述呼吸周期一致的控制。
作为一个实施方式，所述传感器数据包含将所述至少一个部位使所述压力每次以不同的速度开始降低并在检测到所述血流的心跳以后以共同的速度一边降低一边进行多次压迫，将在所述多次的每一次按心跳检测到所述血流的定时表示为所述血流定时的数据，所述控制部进行使所述压力开始降低的定时与所述呼吸周期一致的控制。
作为一个实施方式，所述传感器数据包含将按心跳检测到搏动的定时表示为搏动定时的数据，所述控制部对应于以所述传感器数据表示的搏动定时与血流定时的时间差和所述压力的值来推定所述动脉压的经时变化。
作为一个实施方式，所述控制部基于所述动脉压的经时变化的推定结果来推定LVEDP。
作为一个实施方式，所述控制部推定动脉压波形来作为所述动脉压的经时变化，对应于所推定的动脉压波形来推定左心室压波形，根据所推定的左心室压波形来获取所述LVEDP的推定值。
作为一个实施方式，所述控制部将所述动脉压的经时变化的推定结果输入已学习模型，从所述已学习模型获取所述LVEDP的推定值。
作为一个实施方式，所述控制部通过使用所述动脉压的经时变化的推定结果的至少一部分进行机器学习，从而生成用于获取所述LVEDP的推定值的已学习模型。
作为一个实施方式，所述控制部向用户提示所述LVEDP的推定值。
作为一个实施方式，所述控制部基于所述动脉压的经时变化的推定结果来推定与心内血液动力学相关的参数。
作为一个实施方式，所述参数包含肺动脉压或肺动脉楔压。
作为本公开的一个方式的动脉压推定系统包括所述动脉压推定装置、和检测所述血流的传感器。
作为一个实施方式，所述动脉压推定系统进一步具备压迫所述至少一个部位的膨胀部。
在作为本公开的一个方式的动脉压推定方法中，膨胀部在大动脉的下游将血管的至少一个部位一边逐渐降低压力一边进行压迫，传感器按心跳检测在所述至少一个部位产生的血流，控制部在所述至少一个部位被压迫时，获取将按心跳检测到所述血流的定时表示为血流定时的传感器数据，所述控制部记录与各血流定时对应的所述压力的值，所述控制部对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值进行修正，所述控制部参照所获取的传感器数据和记录及修正后的所述压力的值来推定动脉压的经时变化。
发明效果
根据本公开，能够无创且高精度推定动脉压的经时变化。
附图说明
图1是示出本公开实施方式的动脉压推定系统的构成的框图。
图2是示出本公开实施方式的动脉压推定装置的构成的框图。
图3是示出血压的呼吸性变化的例子的曲线图。
图4是示出本公开实施方式的呼吸周期、袖带压、血压波形、K音波形及心电波形的例子的图。
图5是示出在本公开的实施方式中绘制的点及推定的曲线的例子的曲线图。
图6是示出本公开实施方式的动脉压推定系统的动作的流程图。
图7是示出图6所示的测定处理的步骤的流程图。
图8是示出在本公开实施方式的变形例中绘制的点的例子的曲线图。
图9是示出本公开实施方式的变形例的动脉压推定系统的动作的流程图。
图10A是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压、左心室压及心音的波形的图。
图10B是示出与图10A对应的血液的流动的图。
图11A是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压波形、左心室压波形、心音波形及上臂的动脉压波形的图。
图11B是示出与图11A对应的血液的流动的图。
图12A是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压波形、左心室压波形、心音波形及上臂的动脉压波形的图。
图12B是示出与图12A对应的血液的流动的图。
图13A是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压波形、左心室压波形、心音波形、上臂的动脉压波形、心电波形及上臂的第一K音波形的图。
图13B是示出与图13A对应的血液的流动的图。
图14是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压波形、左心室压波形、心音波形、上臂的动脉压波形、心电波形及上臂的第一K音波形的图。
图15是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压波形、左心室压波形、心音波形、上臂的动脉压波形、心电波形、上臂的第一K音波形、推定的动脉压波形及拟合曲线的图。
图16是示出比较例的主动脉瓣附近的动脉压波形、左心室压波形、心音波形、上臂的动脉压波形、心电波形、上臂的第一K音波形、推定的动脉压波形、拟合曲线及推定LVEDP的图。
具体实施方式
以下，作为比较例，与专利文献1公开的技术同样地，参照附图说明从动脉压波形推定左心内压的方法。
如图10A及图10B所示，若左心室16内的压力上升，则主动脉瓣17打开，血液流入大动脉18。如图11A及图11B所示，通过主动脉瓣17的血流延迟到达作为上臂的手臂13。手臂13的动脉压波形成为使主动脉瓣17附近的动脉压波形偏移延迟量的曲线。
如图12A及图12B所示，若袖带压高，则血液不会流入手臂13。袖带压是安装于手臂13的袖带90的压力。袖带90中内置有第一K音麦克风91、第二K音麦克风92及压力传感器93。如图13A及图13B所示，若一边获取心电波形并等待K音一边降低袖带压，则血液开始流向手臂13。若血液流动而产生的K音被第一K音麦克风91捕捉，则记录从Q波到K音的时间间隔及由压力传感器93计测到的袖带压。也可以取代从Q波到K音的时间间隔而记录从心音到K音的时间间隔。第一K音麦克风91与第二K音麦克风92之间的距离已知，例如为3cm以上5cm以下左右。对应于信号进入第一K音麦克风91与第二K音麦克风92的时机偏差和主动脉瓣17与第一K音麦克风91之间的距离，计算主动脉瓣17与第一K音麦克风91之间的延迟。
如图14所示，若使袖带压进一步下降，则之后的心跳处的K音的开始定时提早。若第一K音麦克风91按心跳捕捉K音，则记录从Q波到K音的时间间隔和由压力传感器93计测到的袖带压被。也可以取代从Q波到K音的时间间隔来记录从心音到K音的时间间隔。如图15所示，以多项式曲线或余弦曲线等某一曲线来拟合时间间隔和袖带压的记录。该曲线成为与左心室压波形相同的波形是理想的，但现实中很难。如图16所示，从Q波的定时经过延迟量的时点的压力值成为推定LVEDP。“LVEDP”是left ventricular end-diastolic pressure(左室舒张末压)的缩写。
如上所述，在按心跳使袖带压逐渐下降并在多个搏动完成与动脉压相关的信息获取的方法中，由于呼吸性变化的影响而无法充分获得推定动脉压波形的再现性。因而，在本公开中，通过对应于呼吸周期来修正每一拍得到的袖带压的值，从而实现推定动脉压波形的再现性提高。
以下，参照附图说明本公开的几个实施方式。
在各图中，对相同或相当的部分标注相同的附图标记。在各实施方式的说明中，关于相同或相当的部分适当省略或简化说明。
说明本公开的一个实施方式。
参照图1及图2来说明本实施方式的概要。
在本实施方式的动脉压推定系统10中，膨胀部在大动脉18的下游一边将血管12的至少一个部位逐渐降低压力一边进行压迫。血流传感器42按心跳检测在该至少一个部位产生的血流。在该至少一个部位被压迫时，控制部21获取将按心跳检测到血流的定时表示为血流定时的传感器数据44。控制部21记录与各血流定时对应的压力的值。控制部21对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的压力的值进行修正。控制部21参照所获取的传感器数据44和记录及修正的压力的值来推定动脉压的经时变化。
根据本实施方式，能够抑制呼吸性变化的影响。由此，能够无创且高精度推定动脉压的经时变化。
在本实施方式中，作为膨胀部使用袖带31。袖带31安装于手臂13，对血管12的一个部位进行压迫。控制部21推定动脉压波形15作为动脉压的经时变化。根据本实施方式，通过对应于呼吸周期来修正在每一拍得到的袖带压的值，从而能够实现所推定的动脉压波形15的再现性提高。作为本实施方式的一个变形例，膨胀部也可以取代袖带31而为气囊。
参照图1来说明本实施方式的动脉压推定系统10的构成。
动脉压推定系统10包括动脉压推定装置20、袖带控制装置30、袖带31、搏动传感器40、袖带压力传感器41及血流传感器42。
动脉压推定装置20是计算机。动脉压推定装置20例如为专用设备、PC等通用设备、或属于云计算系统或其他计算系统的服务器设备。“PC”是personal computer(个人计算机)的缩写。
袖带控制装置30是控制袖带31的设备。袖带控制装置30能够直接或经由LAN或互联网等网络与动脉压推定装置20通信。“LAN”是local area network(局域网)的缩写。
搏动传感器40是检测心脏11的搏动的传感器。在本实施方式中，搏动传感器40是ECG传感器，但也可以是检测二尖瓣堵塞音的声音传感器。“ECG”是electrocardiogram(心电图)的缩写。搏动传感器40能够直接或经由LAN或互联网等网络与动脉压推定装置20通信。
袖带压力传感器41检测袖带31的压力、即袖带压。袖带压力传感器41能够直接或经由LAN或互联网等网络与动脉压推定装置20通信。作为本实施方式的一个变形例，袖带压力传感器41也可以与袖带31一体化。
血流传感器42检测在血管12的被袖带31压迫的部位产生的血流。在本实施方式中，血流传感器42在袖带31的下游侧安装于手臂13，是检测血液向袖带31的下游侧流动而产生的声音的声音传感器，也可以是PPG传感器或以超声波多普勒法计测血流的超音波传感器。“PPG”是photoplethysmogram(血管容积图)的缩写。血流传感器42能够直接或经由LAN或互联网等网络与动脉压推定装置20通信。作为本实施方式的一个变形例，血流传感器42也可以与袖带31一体化。
在按照袖带控制装置30的控制一边使袖带压逐渐降低一边由袖带31压迫血管12的一个部位时，动脉压推定装置20获取从搏动传感器40、袖带压力传感器41及血流传感器42输出的信号作为传感器数据44。在i＝1、2、……、n并将n设为10等2以上的整数时，传感器数据44是按心跳i表示搏动定时Ti、压力Pi及血流定时Fi的数据。搏动定时Ti是由搏动传感器40检测到搏动的定时。搏动定时Ti被处理为心脏11的基准定时。基准定时是能够按心跳i确定的定时。压力Pi是由袖带压力传感器41检测到的袖带压。血流定时Fi是由血流传感器42检测到血流的定时。
动脉压推定装置20参照传感器数据44计算从搏动定时Ti到血流定时Fi的时间差Di，并记录与血流定时Fi对应的压力Pi的值。如图3所示，在呼吸周期的吸气期间，血压波形在血压降低的方向上产生波动。其结果，如图4所示，在吸气期间中包含的血流定时产生波动量的延迟。因此，如图5所示，动脉压推定装置20对与吸气期间中包含的血流定时对应的袖带压的值进行修正。
动脉压推定装置20根据时间差D1、D2、……、Dn和对应的压力P1、P2、……、Pn值来推定动脉压波形15。作为压力P1、P2、……、Pn值处的与吸气期间中包含的血流定时对应的值，使用修正后的值。所推定的动脉压波形15与大动脉18的动脉压波形对应。因此，动脉压推定装置20根据所推定的动脉压波形15来推定LVEDP。
根据本实施方式，能够使用由动脉压推定装置20推定的LVEDP值来提供心衰竭诊疗中的重要的判断指标。能够基于该指标进行利尿药等的处方变更、住院判断、就诊判断或出院判断。就处方变更而言，能够基于远程或就诊时的医生的数据确认和判断，进行处方笺的发行和患者的服药指示。就住院、就诊或出院的判断而言，也可以设定某个阈值，在LVEDP值为异常值的情况下进行提示住院或就诊的显示，在为正常值的情况下进行提示出院的显示。在LVEDP值为异常值的情况下，也可以向用户或医生通知警报。动脉压推定装置20也可以应用于远程诊疗。
参照图2来说明本实施方式的动脉压推定装置20的构成。
动脉压推定装置20包括控制部21、存储部22、通信部23、输入部24及输出部25。
控制部21包含至少一个处理器、至少一个可编程电路、至少一个专用电路或其任意组合。处理器是CPU或GPU等通用处理器或专用于特定处理的专用处理器。“CPU”是central processing unit(中央处理单元)的缩写。“GPU”是graphics processing unit(图形处理单元)的缩写。可编程电路例如为FPGA。“FPGA”是Field-Programmable GateArray(现场可编程门阵列)的缩写。专用电路例如为ASIC。“ASIC”是Application SpecificIntegrated Circuit(特定用途集成电路)的缩写。控制部21一边对动脉压推定装置20的各部分进行控制，一边执行与动脉压推定装置20的动作相关的处理。
存储部22包含至少一个半导体存储器、至少一个磁存储器、至少一个光存储器或其任意组合。半导体存储器例如为RAM或ROM。“RAM”是Random Access Memory(随机存取存储器)的缩写。“ROM”是Read Only Memory(只读存储器)的缩写。RAM例如为SRAM或DRAM。“SRAM”是static Random Access Memory(随机存取存储器)的缩写。“DRAM”是dynamicRandom Access Memory(随机存取存储器)的缩写。ROM例如为EEPROM。“EEPROM”是Electrically Erasable Programmable Read Only Memory(电可擦可编程只读存储器)的缩写。存储部22例如作为主存储装置、辅助存储装置或高速缓冲存储器发挥功能。存储部22中存储有动脉压推定装置20的动作使用的数据和通过动脉压推定装置20的动作获得的数据。
通信部23包含至少一个通信用接口。通信用接口例如是LAN接口、与LTE、4G标准或5G标准等移动通信标准对应的接口或与Bluetooth(注册商标)等近距离无线通信标准对应的接口。“LTE”是Long Term Evolution(长期演进)的缩写。“4G”是4th generation(第四代)的缩写。“5G”是5th generation(第五代)的缩写。通信部23接收在动脉压推定装置20的动作中使用的数据，另外，发送通过动脉压推定装置20的动作获得的数据。
输入部24包含至少一个输入用接口。输入用接口例如为物理键、静电电容键、指示设备、与显示器一体设置的触摸屏、相机等摄像设备或麦克风。输入部24受理输入动脉压推定装置20的动作所使用的数据的操作。输入部24也可以取代设置于动脉压推定装置20，作为外部的输入设备与动脉压推定装置20连接。作为连接用接口，例如能够使用与USB、HDMI(注册商标)或Bluetooth(注册商标)等标准对应的接口。“USB”是Universal Serial Bus(通用串行总线)的缩写。“HDMI(注册商标)”是High-Definition Multimedia Interface(高清晰度多介质接口)的缩写。
输出部25包含至少一个输出用接口。输出用接口例如为显示器或扬声器。显示器例如为LCD或有机EL显示器。“LCD”是liquid crystal display(液晶显示器)的缩写。“EL”是electro luminescence(电致发光)的缩写。输出部25输出通过动脉压推定装置20的动作获得的数据。输出部25也可以取代设置于动脉压推定装置20，作为外部的输出设备与动脉压推定装置20连接。作为连接用接口，例如能够使用与USB、HDMI(注册商标)或Bluetooth(注册商标)等标准对应的接口。
动脉压推定装置20的功能通过由作为控制部21的处理器执行本实施方式的程序来实现。即、动脉压推定装置20的功能通过软件实现。程序通过使计算机执行动脉压推定装置20的动作，从而使计算机作为动脉压推定装置20发挥功能。即、计算机通过按照程序执行动脉压推定装置20的动作，从而作为动脉压推定装置20发挥功能。
程序能够预先存储于非暂时性计算机能够读取的介质。非暂时性计算机能够读取的介质例如为闪存、磁记录装置、光盘、光磁记录介质或ROM。程序的流通例如通过销售、转让或出租存储有程序的SD卡、DVD或CD-ROM等可移动型介质来进行。“SD”是Secure Digital(安全数字)的缩写。“DVD”是digital versatiledisc(数字通用光盘)的缩写。“CD-ROM”是Compact Disc Read Only Memory(只读光盘驱动器)的缩写。也可以预先将程序保存在服务器的存储器中，并通过将程序从服务器向其他计算机传送而使程序流通。也可以将程序作为程序产品来提供。
计算机例如将可移动型介质中存储的程序或从服务器传送的程序暂时保存到主存储装置中。然后，计算机利用处理器读取保存于主存储装置中的程序，并由处理器执行按照所读取的程序的处理。计算机也可以直接从可移动型介质读取程序，并执行按照程序的处理。计算机也可以每当从服务器向计算机传送程序时依次执行按照接收到的程序的处理。也可以通过所谓的ASP型服务执行处理，该ASP型服务不从服务器向计算机传送程序，仅通过执行指示及获取结果来实现功能。“ASP”是application service provider(应用服务提供商)的缩写。程序是供电子计算机处理用的信息，包含以程序为基准的信息。例如，非针对计算机的直接指令而具有规定计算机处理的性质的数据与“基于程序的数据”相当。
动脉压推定装置20的一部分或全部功能也可以利用作为控制部21的可编程电路或专用电路实现。即、动脉压推定装置20的一部分或全部功能也可以通过硬件来实现。
参照图6来说明本实施方式的动脉压推定系统10的动作。该动作与本实施方式的动脉压推定方法相当。
在步骤S101中，袖带控制装置30将袖带31加压至初始压力。初始压力可以与通常的无创血压测定中的初始压力大致相同。步骤S101的处理也可以将从动脉压推定装置20向袖带控制装置30的指令作为触发来执行。
在步骤S102中，袖带控制装置30开始袖带31的减压。袖带控制装置30以恒定的减压速度V使袖带压逐渐降低。减压速度V可以是任意的速度，在本实施方式中为3mmHg/秒。步骤S102的处理也可以将从动脉压推定装置20对袖带控制装置30的指令作为触发来执行。
在步骤S103中，执行图7所示的测定处理。
在步骤S111中，搏动传感器40检测心脏11的搏动。具体来说，搏动传感器40计测心电波形。搏动传感器40输出表示计测到的心电波形的信号。
在步骤S112中，血流传感器42在大动脉18的下游检测在血管12的由袖带31压迫的部位产生的血流。具体来说，血流传感器42检测血流突破袖带31而产生的K音。血流传感器42输出表示K音的波形的信号。
在步骤S113中，袖带压力传感器41检测袖带压作为压力Pi。袖带压力传感器41输出表示压力Pi的信号。
在步骤S114中，动脉压推定装置20的控制部21获取传感器数据44。关于心跳i，传感器数据44包含将在步骤S111中检测到搏动的定时表示为搏动定时Ti的数据。具体来说，作为这种数据，传感器数据44包含表示由搏动传感器40计测的心电波形的数据。关于心跳i，传感器数据44还包含将在步骤S112中检测到血流的定时表示为血流定时Fi的数据。具体来说，作为这种数据，传感器数据44包含表示由血流传感器42检测的K音的波形的数据。关于心跳i，传感器数据44还包含在步骤S113中检测到的压力Pi的值。控制部21通过将传感器数据44存储在存储部22中，从而将压力Pi的值与血流定时Fi建立对应并记录。控制部21判定压力Pi是否为最低血压以下。最低血压可以以任意的方法确定，在本实施方式中，以示波法或柯式音法等使用血压计的通常方法确定。例如，能够通过检测在减压中产生的K音消失的定时来确定最低血压。若压力Pi为最低血压以下，则执行从步骤S115到步骤S117的处理。若压力Pi非最低血压以下，则再次执行从步骤S111到步骤S114的处理。
在步骤S115中，动脉压推定装置20的控制部21计算以传感器数据44表示的搏动定时Ti与血流定时Fi的时间差Di。具体来说，控制部21根据由搏动传感器40计测的心电波形来确定搏动定时Ti。控制部21根据由血流传感器42检测的K音的波形来确定血液突破袖带31的定时作为血流定时Fi。控制部21计算所确定的定时之间的差量作为时间差Di。
搏动定时Ti也可以取代心电波形而根据心音来确定。在该情况下，在步骤S111中，搏动传感器40检测包含二尖瓣堵塞音的心音。搏动传感器40输出检测到的表示心音的信号。在步骤S114中，传感器数据44包含表示由搏动传感器40检测的心音的数据。动脉压推定装置20的控制部21根据由搏动传感器40检测的心音来确定搏动定时Ti。
在步骤S116中，动脉压推定装置20的控制部21推定呼吸周期。具体来说，控制部21根据在步骤S111中由搏动传感器40计测的心电波形，使用日本特开2018-011753号公报公开的方法或其他任意方法来推定呼吸周期。或者，控制部21也可以根据心音使用日本特开2012-249730号公报公开的方法或其他任意方法来推定呼吸周期。或者，控制部21也可以根据动脉压或者使用PPG或毫米波雷达来推定呼吸周期。
在步骤S117中，动脉压推定装置20的控制部21对在步骤S114中记录的压力P1、P2、……、Pn值处的、与在步骤S116所推定的呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的压力的值进行修正。具体来说，控制部21将与吸气期间中包含的血流定时对应的压力的值通过进行与吸气期间中的经过时间对应的加权来修正。即、控制部21以根据与呼吸波形匹配的加权系数计算出的值对吸气时测定的血压值进行修正。在本实施方式中，控制部21通过将由下式求出的修正值y与吸气时的袖带压的值相加来修正袖带压的值。
y＝A·sin(2πft)
加权系数A与修正值幅度相当。加权系数A设定为例如10mmHg。控制部21也可以基于进行查血检查得到的表示血压波形的波形数据来设定加权的系数。即、修正值幅度也可以基于在有创检查中得到的血压波形来决定。在该情况下，动脉压推定装置20的输入部24也可以用作输入血压波形的接口。加权也可以通过机器学习来优化。即、也可以创建接受血压波形及呼吸周期的输入并输出加权系数A的已学习模型，使用该已学习模型决定加权系数A。频率f与呼吸周期的倒数相当。时间t是从吸气开始到血流定时的经过时间。例如，若设为A＝10mmHg、f＝0.2Hz及t＝0.5秒，则y＝10sin(2π×0.2×0.5)≒5.9mmHg。
在步骤S104中，动脉压推定装置20的控制部21参照在步骤S103中获取的传感器数据44和在步骤S103中记录及修正的压力值而生成绘图数据。具体来说，若控制部21在步骤S117中对压力Pi的值进行修正，则按心跳i绘制步骤S115中计算出的时间差Di和修正后的压力Pi的值，若不进行修正则绘制在步骤S115中计算出的时间差Di和修正前的压力Pi的值、即步骤S114中记录的压力Pi的值。控制部21将获得的绘图数据存储于存储部22中。
在步骤S105中，动脉压推定装置20的控制部21基于在步骤S104中获得的绘图数据来推定动脉压的经时变化。即、控制部21对应于以传感器数据44表示的搏动定时Ti与血流定时Fi的时间差Di、和压力Pi的值来推定动脉压的经时变化。具体来说，控制部21进行针对绘制点的样条插值，推定动脉压波形15的曲线。
在步骤S106中，动脉压推定装置20的控制部21基于在步骤S105中获得的动脉压的经时变化的推定结果来推定LVEDP。具体来说，控制部21对应于在步骤S105中推定的动脉压波形15来推定左心室压波形。作为推定左心室压波形的方法，例如，能够使用与比较例相同的方法。控制部21根据所推定的左心室压波形来获取LVEDP的推定值。
在步骤S107中，动脉压推定装置20的控制部21向用户提示在步骤S106中获取的LVEDP的推定值。具体来说，控制部21在作为输出部25的显示器上显示LVEDP的推定值。或者，控制部21也可以从作为输出部25的扬声器以语音输出LVEDP的推定值。或者，控制部21也可以使通信部23发送LVEDP的推定值。通信部23也可以将LVEDP的推定值直接或经由LAN或互联网等网络向移动电话、智能手机或平板电脑等移动设备、或PC等用户的终端装置发送，并使该终端装置提示LVEDP的推定值。
如上所述，在本实施方式中，动脉压推定装置20的控制部21当一边在大动脉18的下游使血管12的至少一个部位逐渐降低压力一边进行压迫时，按心跳获取将检测在至少一个部位产生的血流的定时表示为血流定时的传感器数据44，并记录与各血流定时对应的压力的值。控制部21对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的压力的值进行修正。控制部21参照所获取的传感器数据44和记录及修正后的压力的值来推定动脉压的经时变化。
根据本实施方式，能够抑制呼吸性变化的影响。由此，能够无创且高精度地推定动脉压的经时变化。
如图1所示，动脉压推定系统10包括至少一个袖带31、袖带控制装置30、K声音传感器、动脉压力传感器、PPG传感器、或超声波多普勒传感器等血流传感器42、袖带压力传感器41、ECG传感器或心声音传感器等搏动传感器40和动脉压推定装置20。
袖带31为了阻血而压迫血管12。袖带控制装置30将袖带31加压至初始压力并减压。血流传感器42在袖带31减压中检测血流产生的定时。袖带压力传感器41检测血流产生的定时的袖带压。搏动传感器40检测心脏11的搏动定时。
动脉压推定装置20根据ECG或心音来推定呼吸周期。动脉压推定装置20根据呼吸周期对在每一拍获得的袖带压值进行修正。动脉压推定装置20计算心脏11的搏动定时与血流产生的定时的时间差。动脉压推定装置20基于时间差和修正后的袖带压值来推定动脉压波形15的至少一部分。
根据本实施方式，能够提高所推定的动脉压波形15的再现性。
作为本实施方式的一个变形例，动脉压推定装置20的控制部21也可以取代推定呼吸周期而测定呼吸流量或使用卷绕在胸部或腹部的带式呼吸传感器来检测呼吸周期。或者，控制部21也可以在执行测定处理时指示呼吸定时或与CPAP设备或人工呼吸器连动而强制控制呼吸。“CPAP”是continuous positive airway pressure(持续气道正压通气)的缩写。若不需要推定或检测呼吸周期，则能够实现测定处理的高速化。
作为本实施方式的一个变形例，动脉压推定装置20的控制部21也可以取代推定动脉压波形15的曲线，而将在步骤S104中获得的绘图数据输入已学习模型并使用已学习模型来推定LVEDP。即、控制部21也可以将动脉压的经时变化的推定结果输入已学习模型并从已学习模型获取LVEDP的推定值。
作为本实施方式的一个变形例，动脉压推定装置20的控制部21也可以使用动脉压波形15的至少一部分来构建用于推定LVEDP的已学习模型。例如，控制部21也可以构建将动脉压波形15的上升部的最大倾斜设为说明变量的一部分的已学习模型。控制部21在推定下次以后LVEDP时，也可以使用该已学习模型来推定LVEDP。即、控制部21也可以通过使用动脉压的经时变化的推定结果的至少一部分进行机器学习来生成用于获取LVEDP的推定值的已学习模型。控制部21也可以将所生成的已学习模型以能够将来使用的方式存储在存储部22中。
作为本实施方式的一个变形例，为了高效地收集绘图数据，也可以多次执行测定处理。对这种变形例进行说明。
在该变形例中，使减压开始定时与呼吸周期匹配并连续地重复再测定，且每次变更减压速度，由此，如图8所示，能够增加构成波形的点数量。
参照图9来说明该变形例的动脉压推定系统10的动作。该动作与该变形例的动脉压推定方法相当。
在步骤S201中，搏动传感器40开始检测心脏11的搏动，然后重复检测心脏11的搏动。具体来说，搏动传感器40重复计测心电波形。每当计测心电波形时，搏动传感器40输出表示心电波形的信号。
由于步骤S202的处理与步骤S101的处理相同，因此省略说明。
在步骤S203中，动脉压推定装置20的控制部21推定呼吸周期。具体来说，控制部21根据在步骤S201中由搏动传感器40计测的心电波形使用与步骤S116相同的方法来推定呼吸周期。或者，控制部21也可以根据心音或动脉压或者使用PPG或毫米波雷达来推定呼吸周期。
在步骤S204中，袖带控制装置30开始袖带31的减压。袖带控制装置30以恒定的减压速度V使袖带压逐渐降低。减压速度V可以是任意速度，在该变形例中，也是3mmHg/秒。在该变形例中，步骤S204的处理以从动脉压推定装置20到袖带控制装置30的指令为触发来执行。具体来说，动脉压推定装置20的控制部21配合在步骤S203中推定的呼吸周期的呼气定时使袖带控制装置30开始减压。
步骤S205及步骤S206的处理与步骤S103及步骤S104的处理相同，因此省略说明。
在步骤S207中，动脉压推定装置20的控制部21判定执行测定处理的次数是否达到规定数量。规定数量可以是2以上的任意次数，在该变形例中为3次。若执行测定处理的次数达到规定数量，则执行从步骤S209到步骤S211的处理。若执行测定处理的次数未达到规定数量，则执行步骤S208的处理。
在步骤S208中，袖带控制装置30在将袖带31再次加压至初始压力后开始袖带31的减压。袖带控制装置30与步骤S202同样地以恒定的减压速度V使袖带压逐渐降低。需要说明的是，减压速度V比前次执行测定处理时快，在该变形例中，是比前次的速度快1mmHg/秒的速度。即、减压速度V在第二次执行测定处理时为4mmHg/秒，在第三次执行测定处理时为5mmHg/秒。步骤S208的处理与步骤S202的处理同样地，以从动脉压推定装置20到袖带控制装置30的指令为触发来执行。具体来说，动脉压推定装置20的控制部21配合最近推定的呼吸周期的呼气定时使袖带控制装置30开始减压。在步骤S208之后，再次执行从步骤S205到步骤S207的处理。
步骤S209到步骤S211的处理与步骤S105到步骤S107的处理相同，因此省略说明。
如上所述，在该变形例中，袖带31按照袖带控制装置30的控制一边以每次不同的速度降低袖带压一边多次压迫血管12的一个部位。传感器数据44包含将在该多次的每一次按心跳检测到血流的定时表示为血流定时的数据。动脉压推定装置20的控制部21进行使压力开始降低的定时与呼吸周期匹配的控制。
根据该变形例，能够通过增加采样数量来更高精度地推定动脉压的经时变化。
作为该变形例的进一步变形例，也可以是，每当再测定时，在直到最初检测到血流之前每次应用不同的减压速度，在检测到血流之后每次应用相同的减压速度。即、在步骤S208的处理后执行的步骤S205的处理中，也可以在血流定时F1之前应用在之前的步骤S208的处理中设定的减压速度，在血流定时F1以后应用在步骤S204的处理中设定的减压速度。例如，在步骤S208中，袖带控制装置30在将袖带31再次加压至初始压力之后，以比前次的速度快1mmHg/秒的速度开始袖带31的减压。并且，在步骤S205中，在最初的步骤S112以后、即一旦检测血流之后，袖带控制装置30以与初次相同的速度使袖带压逐渐降低。
如上所述，袖带31也可以按照袖带控制装置30的控制每次以不同的速度开始降低袖带压，在检测到血流的心跳以后，一边以共同的速度降低，一边多次压迫血管12的一个部位。
本公开并非限定于上述实施方式。例如，可以将框图中记载的两个以上的框合并，也可以将一个框分割。也可以取代按照描述以时间序列执行流程图中记载的两个以上的步骤，根据执行各步骤的装置的处理能力或根据需要并行地或以不同的顺序执行。另外，能够在不脱离本公开主旨的范围内变更。
例如，动脉压推定装置20的控制部21也可以基于动脉压的经时变化的推定结果来推定LVEDP以外的血液动力学参数。血液动力学参数是指LVEDP、肺动脉压或肺动脉楔压等与心内血液动力学相关的参数。肺动脉压(pulmonary artery pressure)也简称为“PAP”。肺动脉楔压(pulmonary wedge pressure)也简称为“PWP”，另外，pulmonary arterialwedge pressure或也简称为“PAWP”、pulmonary capillary wedge pressure或也简称为“PCWP”，或者pulmonary artery occlusion pressure或也简称为“PAOP”。控制部21也可以使用动脉压的经时变化的推定结果的至少一部分进行机器学习，从而生成用于获取LVEDP以外的血液动力学参数的推定值的已学习模型。控制部21也可以将LVEDP以外的血液动力学参数的推定值提示给用户。
作为血液动力学参数，在推定肺动脉压的具体例中，动脉压推定装置20的控制部21推定动脉压波形来作为动脉压的经时变化。控制部21根据所推定的动脉压波形来推定肺动脉压波形。控制部21从所推定的肺动脉压波形获取肺动脉压的推定值。或者，控制部21也可以取代推定肺动脉压波形，将动脉压的经时变化的推定结果输入已学习模型并从已学习模型获取肺动脉压的推定值。
在推定肺动脉楔压来作为血液动力学参数的具体例中，动脉压推定装置20的控制部21推定动脉压波形作为动脉压的经时变化。控制部21根据所推定的动脉压波形来推定肺动脉楔压波形、右心房压波形、或右心室压波形。控制部21从所推定的肺动脉楔压波形、右心房压波形、或右心室压波形获取肺动脉楔压的推定值。或者，控制部21也可以取代推定肺动脉楔压波形、右心房压波形或右心室压波形，将动脉压的经时变化的推定结果输入已学习模型并从已学习模型获取肺动脉楔压的推定值。
附图标记说明
10 动脉压推定系统
11 心脏
12 血管
13 手臂
15 动脉压波形
16 左心室
17 主动脉瓣
18 大动脉
20 动脉压推定装置
21 控制部
22 存储部
23 通信部
24 输入部
25 输出部
30 袖带控制装置
31 袖带
40 搏动传感器
41 袖带压力传感器
42 血流传感器
44 传感器数据
90 袖带
91第一K音麦克风
92第二K音麦克风
93压力传感器
Claims (16)
1.一种动脉压推定装置，其特征在于，
具备控制部，该控制部当在大动脉的下游将血管的至少一个部位一边逐渐降低压力一边进行压迫时，获取将按心跳检测到在所述至少一个部位产生的血流的定时表示为血流定时的传感器数据，并记录与各血流定时对应的所述压力的值，对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值进行修正，参照所获取的传感器数据和记录及修正后的所述压力的值来推定动脉压的经时变化。
2.根据权利要求1所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部将与所述吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值通过进行与所述吸气期间中的经过时间对应的加权来修正。
3.根据权利要求2所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部基于进行查血检查得到的表示血压波形的波形数据来设定所述加权的系数。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述传感器数据包含将所述至少一个部位一边使所述压力每次以不同的速度降低一边进行多次压迫，并将在所述多次的每一次按心跳检测到所述血流的定时表示为所述血流定时的数据，
所述控制部进行使所述压力开始降低的定时与所述呼吸周期一致的控制。
5.根据权利要求1至3中任一项所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述传感器数据包含将所述至少一个部位使所述压力每次以不同的速度开始降低并在检测到所述血流的心跳以后以共同的速度一边降低一边进行多次压迫，将在所述多次的每一次按心跳检测到所述血流的定时表示为所述血流定时的数据，
所述控制部进行使所述压力开始降低的定时与所述呼吸周期一致的控制。
6.根据权利要求1所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述传感器数据包含将按心跳检测到搏动的定时表示为搏动定时的数据，
所述控制部对应于以所述传感器数据表示的搏动定时与血流定时的时间差和所述压力的值来推定所述动脉压的经时变化。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部基于所述动脉压的经时变化的推定结果来推定LVEDP。
8.根据权利要求7所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部推定动脉压波形来作为所述动脉压的经时变化，对应于所推定的动脉压波形来推定左心室压波形，根据所推定的左心室压波形来获取所述LVEDP的推定值。
9.根据权利要求7所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部将所述动脉压的经时变化的推定结果输入已学习模型，从所述已学习模型获取所述LVEDP的推定值。
10.根据权利要求7至9中任一项所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部通过使用所述动脉压的经时变化的推定结果的至少一部分进行机器学习，从而生成用于获取所述LVEDP的推定值的已学习模型。
11.根据权利要求7至10中任一项所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部向用户提示所述LVEDP的推定值。
12.根据权利要求1至6中任一项所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述控制部基于所述动脉压的经时变化的推定结果来推定与心内血液动力学相关的参数。
13.根据权利要求12所述的动脉压推定装置，其特征在于，
所述参数包含肺动脉压或肺动脉楔压。
14.一种动脉压推定系统，其特征在于，
包括权利要求1至13中任一项所述的动脉压推定装置和
检测所述血流的传感器。
15.根据权利要求14所述的动脉压推定系统，其特征在于，
进一步具备压迫所述至少一个部位的膨胀部。
16.一种动脉压推定方法，其特征在于，
膨胀部在大动脉的下游将血管的至少一个部位一边逐渐降低压力一边进行压迫，
传感器按心跳检测在所述至少一个部位产生的血流，
控制部在所述至少一个部位被压迫时，获取将按心跳检测到所述血流的定时表示为血流定时的传感器数据，
所述控制部记录与各血流定时对应的所述压力的值，
所述控制部对与呼吸周期的吸气期间中包含的血流定时对应的所述压力的值进行修正，
所述控制部参照所获取的传感器数据和记录及修正后的所述压力的值来推定动脉压的经时变化。
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