JP2011527589A - 心弾動図解析方法及び装置 - Google Patents

Abstract

本発明は心弾動図ＢＣＧを解析するための方法及び信号処理装置６２０を開示する。所定の時間窓におけるＢＣＧの心臓部分の実際のエネルギー量が決定され、基準値と比較される。所定閾値を超える実際のエネルギー量と基準エネルギー量の差は、評価されたＢＣＧの部分における不整脈の存在を示す。これは、不整脈心室収縮によってもたらされる力が、仮に存在する場合、通常、正常心拍の心室収縮によってもたらされる力よりも大幅に小さいためである。この見識は心拍数解析に基づくＢＣＧ検出スキームと比較して、ＢＣＧにおける不整脈の存在のより正確な検出を容易にする。

Description

本発明は心弾動図を解析する方法に関する。

本発明は心弾動図を解析するための信号処理装置に関する。

心電計（ＥＣＧ）は多くの異なる心臓病の検出に重要な役割を担う。患者における心臓病の診断に伴う問題の１つは、心臓病の存在を示す症状が不定期に起こり得ることであり、これは心臓病が長期間にわたって診断されないままになる可能性があり、従って増大した健康上のリスクに患者をさらし、これは極端な場合は患者の死につながる可能性がある。

医師が診断の根拠とし得るＥＣＧデータセットのサイズを改良するために、患者はときに心機能の長期観察のためのいわゆるホルターモニタを装着することがある。ホルターモニタは本質的には携帯型ＥＣＧであり、これは特定の心臓病を示す事象が観察される可能性を高める。しかしながらホルターモニタは、モニタの装着者に不快感をもたらす可能性があり、これは患者ケアの観点から到底理想的とは言えない。

患者の心機能を正確に観察する代替方法が１９５０年代に発見された。いわゆる心弾動図（ＢＣＧ）を用いるこの方法は、それ以来医学研究において注目を集めてきた。ＢＣＧは通常、例えばベッド又は椅子など、患者の身体に接触する静止物体に取り付けられる１つ以上のセンサを有し、これは、心臓の（左）心室から拍出されるときに動脈に対する血液の反跳力によって生じる、患者の身体によってもたらされる力を検出することができる。この技術は、例えば慢性患者の在宅モニタリングなどの背景において、いくつかの有用な応用を見出している。これは、患者がもはや、ホルターモニタに通常付随するセンサ及び／又は記録装置を装着する必要がないため、ＢＣＧが患者にとってより便利であるためである。

こうしたＢＣＧ装置の一例は、ＵＳ４，７３８，２６４に開示されている。装置はベッドに配置され得る心弾動センサを含み、ベッドに寝ている人の心拍数と呼吸速度を観察し、所定時間窓の最中に結合された心拍数と呼吸信号の結合統合エネルギーが所定閾値を下回る場合、アラームシステムを生じるようになっている。これは例えば、通常は先行して呼吸及び／又は心拍数が減速する、乳幼児突然死症候群（揺りかご死又は寝台死）につながる症状の早期発見において有用である。

しかしながら、この従来技術装置は、変動する心拍数と変動する呼吸パターンの組み合わせによって特徴付けられる心臓病しか検出されることができないため（例えば失神）、限られらた中間診断的妥当性のデータしか提供しない。対照的に、異所性心拍が起こり得る、又は１拍以上の心拍を欠くことがある、洞不全症候群などの心臓病によって生じる不整脈は、患者の呼吸パターンに変化を生じない。ＢＣＧの呼吸成分はＢＣＧ信号のエネルギー量を支配するので、こうした不整脈を検出するのは困難である。

さらに、部分的又は完全なＡＶブロックによって生じるような不整脈の検出においては、例えばＡＶチャネルなど、心臓の右心房に位置する洞房結節（洞結節）と心室との間の伝導チャネルが少なくとも部分的にブロックされる。通常、こうした不整脈は心拍数に変動を生じないので、これらは従来技術装置によって容易に検出されることができない。

本発明は、ＢＣＧ信号において少なくともある種類の不整脈の検出を容易にする、ＢＣＧ信号を解析する方法を提供することを目指す。本発明はさらに、ＢＣＧ信号において少なくともある種類の不整脈の検出を容易にする、ＢＣＧ信号を解析するための信号処理装置を提供することを目指す。

本発明の第一の態様によれば、心弾動図を解析する方法が提供され、該方法は、心弾動図の時間窓を選択するステップであって、該時間窓は複数の心拍を包含する心臓成分信号を有するステップ、該時間窓に対する基準エネルギー量を規定するステップ、該時間窓における心臓成分信号に対する実際のエネルギー量を計算するステップ、実際のエネルギー量を基準エネルギー量と比較するステップ、及び、実際のエネルギー量と基準エネルギー量の差が所定閾値を超えるときに追加信号を生成するステップを有する。

本発明は、不整脈が心弾動図の心臓成分のエネルギー量において明白な変動を生じるという理解に基づく。従って、例えば積分を用いて、特定の期間にわたって心弾動図の実際のエネルギー量を決定すること、及び該期間中の正常な周期的心拍のエネルギー量を示す所定エネルギー量と実際のエネルギー量を比較することによって、実際のエネルギー量と所定エネルギー量の差が、観察された心調律における不整脈の存在を示す。従って、この差が所定閾値を超えるとき、評価された時間窓において起こり得る不整脈の存在を示す、追加信号が生成され得る。

当然のことながら、不整脈の検出自体はいかなる病状の診断ともならない。不整脈は多くの異なる種類の疾患によって引き起こされる可能性があり、それに対して、患者が正確に診断されることができる前にさらなる検査が通常は必要とされる。実際、健常な心臓であってもまれに不整脈を示す可能性がある。従って、不整脈の検出はただ単に病状が存在する可能性を示すに過ぎない。

所定エネルギー量は、既知の良好な心拍数に関連する容量値を用いて導き出され得る。あるいは、該方法はさらに、上記時間窓から心拍数を決定するステップを有し、基準エネルギー量を規定するステップは、基準エネルギー量のオンザフライ決定が得られるように、１心拍を包含する心臓成分信号の部分のエネルギー量を計算するステップと、計算されたエネルギー量に決定された心拍数をかけるステップとを有する。これは、実際のエネルギー量が患者の実際の心拍数に関連付けられるという利点を持ち、これは不整脈が存在する場合にその検出精度を向上させる。

好適な実施形態において、該方法はさらに、時間窓を所定時間だけ動かすことによって、心弾動図の追加の時間窓を規定するステップを有する。こうしたスライディングウインドウ手法は、各窓が完全に周期的な心拍をとらえる限り、各窓のエネルギー量が実質的に一定のままであるという利点を持つ。従って、この実質的に一定のエネルギー量からの逸脱は、不整脈の存在を示す。

一実施形態において、時間窓の実際のエネルギー量は、時間窓の実際のエネルギー量がそこに不整脈がないことを示すとき、追加の時間窓に対する基準エネルギー量として使用される。これはスライディングウインドウ手法の効率的な実施を容易にする。

有利なことに、該方法はさらに、不整脈のより正確な検出を容易にするために、心弾動図の呼吸成分信号から心臓成分信号を分離することによって心臓成分信号を生成するステップを有する。

さらなる好適な実施形態において、該方法はさらに、上記時間窓の最中の呼吸パターンを決定するステップ、及び決定された呼吸パターンに従って心臓成分信号を変調するステップを有する。ＢＣＧセンサに対する圧力は吸気中に増加し、呼気中に減少することがわかっており、これはこうした事象中に心臓成分信号の振幅に著しい影響を及ぼす。従って、決定された呼吸パターンに従って心臓成分信号を変調することによって、心臓成分信号の振幅に対する、従ってそのエネルギー量に対する呼吸の影響は、削減され得るか又はフィルタ除去すらされ得る。

例えば、上記変調するステップは、吸気プロセス中に信号の振幅を増加するステップと、呼気プロセス中に信号の振幅を低減するステップを有し得る。

本発明のさらなる態様によれば、心弾動図を解析するための信号処理装置が提供され、該処理装置は本発明の方法の様々な実施形態を実施するようになっている。こうした信号処理装置は、上述の通り心弾動図における不整脈の検出を容易にする。

本発明の信号処理装置は、信号処理装置に結合される少なくとも１つの心弾動センサをさらに有するシステムに組み込まれ得る。こうしたシステムは、心弾動図の記録、及びその中における不整脈の検出を可能にする。

心弾動図センサは、クッション、マットレス、又は椅子若しくはベッドなどの家具の一部といった、体重を支持するための手段に組み込まれ得る。該システムはさらに、追加信号に応じて出力信号を与えるためのラウドスピーカ又は表示装置などの出力装置を有し得る。

本発明の実施形態は、より詳細に、かつ非限定的な例として、添付の図面を参照して記載される。

典型的な心弾動図の生データを図示する。 生データの心臓成分信号を図示する。 生データの呼吸成分を図示する。 １リードＥＣＧによってとらえられる心房性不整脈、ＢＣＧの心臓成分、及びＢＣＧの心臓成分に含まれるエネルギーを図示する。 １リードＥＣＧによってとらえられる心室性不整脈、ＢＣＧの心臓成分、及びＢＣＧの心臓成分に含まれるエネルギーを図示する。 本発明の方法の一実施形態のフローチャートを図示する。 本発明の一実施形態にかかるシステムを概略的に図示する。

図面は略図に過ぎず、縮尺通りに描かれていないことが理解されるべきである。また、同じ又は類似する部分を示すために図面全体にわたって同じ参照数字が使用されることも理解されるべきである。図面の詳細な説明においては、ＢＣＧという略語が心弾動図をあらわすために使用される。

図１は典型的なＢＣＧを示す。図１に示される信号は、横たわっている被験者の胸部の下に置かれるシングルフォイル状心弾動センサを用いてとられている。図１に示される信号は、被験者の呼吸運動によって生成される低周波数成分、及び被験者の心拍数に関連する周期的な高周波数成分を有する。本発明の文脈において、心弾動センサという語句はＢＣＧを記録するのに適した任意のセンサを含むことを意図する。

良好な信号対ノイズ比でＢＣＧを得るためには、被験者がセンサの上で動かない、例えば静止しているべきであることが最重要であることは、当業者に明らかであろう。大きな動き、すなわち被験者の呼吸及び心拍によって引き起こされる以外の動きは、信号を支配することになり、従って評価を困難にすることになる。

ＢＣＧの一部においてこうした大きな動きによって引き起こされる信号摂動が存在する場合、ＢＣＧは、有効領域、すなわち記録された信号が大きな動きによって摂動されていない領域と、摂動領域とに分割され得る。有効領域は、後でより詳細に論じられる通り、さらなる解析のために使用され得る。有効領域と摂動領域への分割は、例えば信号積分を用いて、各領域のエネルギー量を評価することによって実現され得る。これは、信号領域における大きな動きの存在が、その領域におけるＢＣＧ信号の振幅を著しく増加し、従って摂動信号に対して著しく大きなエネルギー量に対応するため、良質な分割をもたらすことになる。

ＢＣＧは、図２ａに示される心臓成分信号と、図２ｂに示される呼吸成分信号とに分離され得る。この分離は、任意の適切な方法で、例えば適切なバンドパスフィルタを用いることによって、実現され得る。心拍数は通常４５‐１８０拍毎分（ＢＰＭ）の範囲にあるため、バンドパスフィルタは０．７５‐３．０Ｈｚの周波数範囲において使用され得、通常は、心拍数が通常は所与の範囲の下限にある、被験者の睡眠期間中に１Ｈｚの設定を使用し得る。

呼吸サイクル速度は通常は３‐３０サイクル毎分（ＣＰＭ）の範囲にある。その結果、０．０５‐０．５Ｈｚの範囲のバンドパスフィルタが使用され得、これは、呼吸速度が通常は所与の範囲の下限にある、被験者の睡眠期間中に約０．２５Ｈｚの設定を使用し得る。

図２ｂの呼吸パターンは比較的単純な正弦波信号から成ることが見てとれ、これは例えば適切な妥当性チェックを用いて最大値、最小値、又はゼロ交差を位置付けることによって、時間領域において評価され得る。

対照的に、図２ａの複雑な心臓成分信号は、心臓の一連の複雑な動きを反映する。加えて、測定信号の正確なフットプリントは、被験者、担体、及びセンサ（例えば患者、ベッド、フォイル）の機械系の伝達特性によって決まり、これは例えば被験者の位置によって変化し得る。

当業者に周知の通り、心臓成分信号の複雑さのために、ＢＣＧにおける被験者の心拍数の決定はＥＣＧより容易ではない。標準的なＥＣＧにおいて、この心拍数は、ＥＣＧトレースにおいてＲピークを特定すること、及び、例えば１拍単位で複数のＲ‐Ｒ間隔を測定することによって導き出され、これから平均心拍数が容易に導き出されることができる。しかしながら、ＢＣＧは通常、スペクトル法を用いるか、又はＢＣＧ、例えばその心臓成分の自己相関関数の評価など、特定パターンの再発を評価する時間領域における方法を用いて、複数の心拍の期間にわたって評価される。通常は、こうした評価の前に、信号から望ましくない高周波数及び低周波数成分を除去するために、ＢＣＧがフィルタリングされる。

ＢＣＧ、例えばその心臓成分信号から平均心拍数を決定するためにこれらの技術を使用することは、心拍数推定のために使用される、信号時間窓とも呼ばれる信号周期が、１拍よりも多くをカバーする必要があるため、１拍毎の評価が困難である。この時間窓における正常な心拍が、心拍数の正確な推定のために必要である。この信号の解析は、例えばスペクトル法を用いて、又は例えば自己相関関数を用いて再発パターンを特定しようとすることによって、なされ得る。両方の場合において、心拍数の推定のために複数のパルス（＞２）が考慮されなければならず、これは複数の期間にわたって実際の１拍毎の間隔のぶれをもたらす。異所性収縮又は心拍の欠落など、ＢＣＧにおける特定の不整脈の存在は、心拍数の推定を摂動させるか、又は気付かないまま進行する可能性さえある。

心臓（心室）の不整脈のトピックは極めて複雑であると認識されている。基本的に、心調律は洞房（ＳＡ）結節にある特殊な"ペースメーカ"細胞によって制御され、そしてその発火率は自律神経系と中枢神経系によって支配されている。大まかに言えば、異所性収縮又は期外収縮などの洞房結節の不規則な活性化によって生じる心不整脈があり、洞房結節から生じる電気インパルスの不良な又は不完全な伝播、すなわち部分的又は完全な心ブロックによって生じる不整脈があり、ここではインパルスが心室に至らず、心室収縮の欠如を引き起こす。第一の異所性収縮の場合、電気インパルスは、弱い振幅であることが多い心室収縮をもたらすが、第二の場合には、電気的活動はＥＣＧにおいては見られ得るが、機械的ポンプ作用に相当するものは見られない。

このＢＣＧにおける正確な不整脈検出の問題は、評価中の時間窓におけるＢＣＧの心臓成分信号の実際のエネルギー量の決定によって、本発明によって対処されている。本発明は不規則な心室収縮を検出するのに特に適しており、これはこうした収縮が正常な心室収縮と比較してＢＣＧの心臓成分において明らかに異なるエネルギー量を持つためである。これは２つの実施例によって示される。

図３はおよそ６．５秒の時間窓を示し、この中において、被験者の心拍数が１リードＥＣＧ（上のペイン）、ＢＣＧ（中央のペイン、心臓成分が示されている）を用いて観察され、記録されたＢＣＧの心臓成分のエネルギー量が本発明の方法の一実施形態に従って決定される（下のペイン）。ＥＣＧにおけるＲピーク１０は'＋'記号でマークされている。ＢＣＧにおいて観察されることができる、心臓からの血液の収縮期駆出を生じる、得られる機械的心室収縮が、それに応じてマークされる。

図３において、不整脈は、ＥＣＧ及びＢＣＧ信号プロットに見られる、長い（１，３７５秒）心拍間隔と短い（０，８４秒）心拍間隔の交代を伴う不規則なＲＲ間隔として観察されることができる。早期収縮２０、すなわち期外収縮の存在は、その期外収縮に対応するＢＣＧの心臓成分において観察される心室収縮のエネルギー量３０に明確な影響を及ぼす。エネルギー量３０は正常な収縮期心拍のエネルギー量よりもかなり小さいことが下のペインに見てとれる。

図４は、およそ８秒の時間窓にわたって異なる被験者に対する図３と同じ３つのペインを図示する。この場合、上のペインの１リードＥＣＧは、中央のペインのＢＣＧにおいて観察される心室収縮よりも多くのＲピークをあらわす；ＥＣＧにおいてＴ＝４３１秒からＴ＝４３８秒に９のＲピークに対し、同じ期間にわたってＢＣＧにおいて５の心室収縮。この不一致は、被験者の心臓における部分的心ブロックの存在によって引き起こされ、これは心室への伝導チャネルを通るＳＡ結節によって生成されるパルスの不規則な伝導を引き起こす。例えば、Ｒピーク４０は参照数字５０によって示される心室収縮を引き起こすことに失敗する。これはＢＣＧの積分された心臓成分におけるエネルギー量６０の欠如を引き起こす。

従って、この場合、ＢＣＧの心臓成分信号の評価は、心臓の電気的活動を観察するだけではなく、心室の真の機械的活動を観察することを可能にするため、標準的な１リードＥＣＧに勝る明らかな利点を示す。その結果、ＢＣＧは典型的なホルター記録にはない重要な情報へのアクセスを提供し得る。これは図４に示され、ここでは、ＥＣＧとＢＣＧのトレース間の違いに示される通り、心筋の電気的活動と機械的活動の間に（病理学的）分離が生じている。

一般的に、ＥＣＧは、ＥＣＧにおいて最も顕著なピークであるＲピークをＥＣＧにおいて特定する典型的なアルゴリズムを採用することによって、不整脈の検出を目標とする。ＢＣＧは、体位によって、及び他の状況、例えばセンサへの体の機械的結合などのために変化するので、これはＢＣＧでは不可能である。このため、ＢＣＧは通常、例えばスペクトル解析又は自己相関を用いることによって、上記方法を用いて評価される。

発生する不整脈がＢＣＧの心臓成分において目に見えるかもしれないとしても、例えばＥＣＧにおいて使用される自動心拍数推定の標準的な方法は上記の理由のためＢＣＧには適用できないので、この成分信号において正確に検出されることはできない。しかしながら、異常心拍は著しく低い機械的衝撃を持ち、これはこうした不整脈の場合に低下した心室活動に付随する可能性が最も高いという事実により、不整脈はＢＣＧの心臓成分のエネルギーの解析において特定され得ることが、図３及び図４において示されている。

従って、関心のある時間窓におけるＢＣＧの心臓成分の実際のエネルギー量を決定し、この実際の値を、この時間窓にわたって正常な心拍数を示す基準エネルギー量と比較すると、図３及び図４の心臓成分の実際のエネルギー量は、この時間窓中の正常な心拍数のエネルギー量から逸脱する。従って、決定された実際のエネルギー量と基準エネルギー量を比較することにより、実際のエネルギー量と基準エネルギー量の差が所定閾値を超えるとき、不整脈の存在が疑われ得る。所定閾値は、ＢＣＧの心臓成分の信号対ノイズ比における変動に対する許容誤差を包含するように規定され得る。

時間窓の基準エネルギー量Ｅ_Ｔは複数の方法で決定され得る。一実施形態において、１心拍に対応するＢＣＧの心臓成分の部分のエネルギー量Ｅ_１は、例えば積分を用いて決定され、次式のように心拍数ＨＲと時間窓の幅Ｔをかける。
Ｅ_Ｔ＝Ｅ_１ ^＊ＨＲ^＊Ｔ

この心拍数は、先に説明した通り、ＢＣＧにおいて心拍数を決定するための既知の技術を用いて決定され得る。この基準値は、不整脈決定を摂動させるＢＣＧの心臓成分の信号対ノイズ比における期間と期間の間の変動のリスクを減らすために、複数の期間後、例えば各評価された期間後に、再計算され得る。実際の値と基準値の差が所定閾値を超える場合、評価中の時間窓において考えられる不整脈の存在を示すために追加信号が生成され得る。

当然のことながら、単一の時間窓から正確な心拍数を決定することは、特に時間窓が１つ以上の不整脈を示すときには、こうした不整脈が通常はこの時間窓において有効な心拍数を変えてしまうため、困難であり得る。一実施形態においては、（多くの）複数の時間窓にわたって決定され得る平均心拍数が上記式において使用される。これは、該平均化において不整脈を含む時間窓の数が該平均化に使用される時間窓の総数と比較して小さい限り、十分に正確な心拍数をもたらす。

一旦平均心拍数が決定されると、エネルギー量Ｅ_１が複数の方法で決定され得る。例えば、既知の良好な時間窓、すなわち平均心拍数に対応する複数の心拍を有する時間窓のエネルギー量は、Ｅ_１を得るために平均心拍数で割られ得る。しかしながら、この場合、Ｅ_１の決定は省略されてもよく、評価中の時間窓の実際のエネルギー量は既知の良好な時間窓の実際のエネルギー量と直接比較されてもよい。

あるいは、ＢＣＧにおける心室収縮信号の検出は、評価中の時間窓の部分の境界を規定するために使用され得、他方の境界は平均心拍数によって規定される。２つの境界間のＢＣＧの部分のエネルギー量がＥ_１を規定する。

本発明の方法の他の実施形態は、正常な心拍の場合、心臓成分の異なる時間窓は実質的に同一のエネルギー量を持つという事実に基づく。従って、この手法において、第一の時間窓におけるＢＣＧの心臓成分のエネルギー量は、第一の窓と同じ時間幅を持つ追加の時間窓におけるＢＣＧの心臓成分のエネルギー量と比較され、第一の窓及び追加の窓におけるエネルギー量の差が所定閾値を超えるときに、不整脈が存在する可能性を示す追加信号が生成される。第一の窓と追加の窓は時間において完全に分離されてもよく、又はいくらか時間的重複を持ってもよい。

これはＢＣＧの心臓成分のスライディングウインドウ評価手法を容易にし、ここでは、スライディングウインドウのエネルギー量における変化が所定閾値を超えて検出されるまで、時間窓が心臓成分にわたって連続的に移動させられる。これは、スライディングウインドウに最近含まれた心拍がそのエネルギー量における逸脱を引き起こしたことになるため、考えられる不整脈の位置も正確に決定されることができるというさらなる利点を持つ。

この実施形態は、平均心拍数を正確に決定することが困難であり得るために前述の実施形態があまり適していないかもしれない、正常な不整脈を患う被験者のモニタリングに特に適している。スライディングウインドウ手法の主要な利点は、ＢＣＧにおいて不整脈を検出するために実際の心拍数の明確な知識が必要ないということである。

この点において、心不整脈のない健常な患者であっても、連続心拍振幅のいくらかの変動があり、これは、ＢＣＧエネルギー測定全体と、検出された複数の心拍から得られる予測エネルギーとの比較が信頼できることを確実にするために、考慮されなければならない、ということが強調される。

例えば、心拍数は呼吸サイクルに敏感であることが周知である。この既知の洞性呼吸性症状は吸気中の心拍数の加速につながり、呼気中はその逆となる。従って、心拍数の決定に際し、この症状が考慮されなければならない。当然のことながら必要な呼吸データはＢＣＧにおいて容易に利用可能である（例えば図２ｂ参照）。しかしながら、本発明の一実施形態は、呼吸サイクルがＢＣＧのエネルギー量にさらなる影響を及ぼすという新たな見識に基づく。心臓からセンサへのエネルギー移動は呼吸洞（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｓｉｎｕｓ）の位相によって決まることがわかっている。すなわち、マットレスに埋め込まれたセンサなどの心弾動センサに対する身体接触圧は、患者の胸部が吸気中に上昇しているときに増加し、呼気中に減少する。これらの圧力変動はＢＣＧ連続心拍振幅に影響を及ぼす。

本発明の実施形態において、これらの変動は呼吸洞と同期させた変調関数を用いてエネルギー推定ステップにおいて考慮される。呼吸プロセスの振幅はｆ（ｔ）＝Ａ（ｔ）^＊ｃｏｓ［２^＊π^＊ω（ｔ）］とモデル化され得、Ａ（ｔ）は時間的に変化する振幅の大きさであり、ω（ｔ）は時間的に変化する振動周波数である。Ａ（ｔ）及びω（ｔ）の両方は、従来技術を用いて、例えばｃｏｍｐｌｅｘ ｄｅｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ法を用いて、ＢＣＧ信号から抽出される呼吸信号から推定されることができる。この呼吸振幅のパラメトリックモデルから、実際の呼吸プロセスのＢＣＧ信号振幅に対する変調を補正するためのヒューリスティックな時間依存性の関数が得られる。このヒューリスティック関数は呼吸プロセスと同じ振動周期、すなわちｃｏｓ［２^＊π^＊ω（ｔ）］の項を持ち、呼吸プロセスによって誘導されるＢＣＧ波振幅変動を減らすために調整された"ゲイン"ファクタを通して異なる。

当然のことながら、こうした変調は監視下の被験者の睡眠期間中の適用に特に適しており、この間、この被験者の呼吸パターンは実質的に一定である、すなわち呼吸周期にほとんど変動を示さない。

信号変調は当業者にとってよく使われる一般的なやり方であるため、単に簡潔さを理由としてさらに詳細には説明されない。当然のことながら変調スキームは、前述の圧力変動効果を補正するために、吸気プロセス中の心臓成分信号振幅の増加と、呼気プロセス中のこの信号の振幅の減少をもたらす。

本発明の方法の一実施形態は、図５のフローチャートに要約される。

第一のステップ５１０において、記録されたＢＣＧの時間窓が選択される。この時間窓は通常、前述の理由から複数の心拍を包含する心臓成分信号を有する。

第二のステップ５２０において上記時間窓に対する基準エネルギー量が規定される。これは、ＢＣＧの心臓成分信号における１心拍のエネルギー量に基づく前述の外挿法を用いて、又は時間窓の実際のエネルギー量が基準値としてとられる前述のスライディングウインドウ手法によって、なされ得る。

次のステップ５３０において、上記時間窓に対する実際のエネルギー量が、例えば心臓成分信号下面積の積分によって、計算される。

ステップ５４０において、時間窓の実際のエネルギー量が、ステップ５２０で決定された基準エネルギー量と比較される。この点において、スライディングウインドウ手法の場合、評価中の第一の窓について、これは実際のエネルギー値が基準値と同一であることを意味することが明らかである。この場合、追加の窓の評価に際し、第一の窓のエネルギー量と比較した追加の窓の実際のエネルギー量の差は、第一の窓又は追加の窓のいずれかにおいて考えられる不整脈の存在を示す。追加の窓のエネルギー量の決定は、第一の窓又は追加の窓において不整脈が存在するかどうかを明らかにする。

ステップ５４０における比較が、所定閾値を超える実際のエネルギー量と基準エネルギー量の差を検出する場合、該方法はステップ５５０へ進み、ここで、評価された時間窓において考えられる不整脈の存在を示す追加信号が生成される。これは医師に、不整脈を引き起こす病状を診断するために、ＢＣＧをさらに評価させる、及び／又は、さらなる検査を実行させ得る。

該方法は、例えばスライディングウインドウ手法の場合、ＢＣＧの追加の時間窓が評価されるべきかどうかを見るためのチェック５６０をさらに有し得る。この場合には、該方法はステップ５１０に戻り得る。その他の場合、該方法はステップ５７０で終了し得る。

本発明の方法は図６に示されるような信号処理装置６２０上で実行され得る。図６において、信号処理装置６２０はＢＣＧを記録するためのシステム６００に組み込まれる。システム６００は通常、信号処理装置６２０に結合される１つ以上の心弾動センサ６１０を有し、信号処理装置６２０は１つ以上のセンサ６１０から受信される信号を評価するようになっている。センサ６１０はＢＣＧを記録するのに適した任意のセンサであり得る。

当然のことながら、信号処理装置６２０はシステム６００と併せて示されているが、信号処理装置６２０はまた、例えば既存のＢＣＧ記録及び／又は評価システムにおいて使用するための、個別の構成要素として提供されてもよい。

信号処理装置６２０は通常、１つ以上のセンサ６１０から受信されるＢＣＧ信号の心臓成分を、この信号の実際のエネルギー量を決定するために積分するための積分器６２２、及び、選択された時間窓において考えられる不整脈の存在を決定するために、実際のエネルギー量を基準値ＲＥＦと比較するための比較器６２４を有する。比較器は、考えられる不整脈の存在を示す追加信号を生成するように構成され得、これは例えばシステム６００のディスプレイ、ラウドスピーカなどの出力装置６３０に提供され得る。

信号処理装置６２０は、ＢＣＧの心臓成分と呼吸成分を分離するため、及び、必要なフィルタリング及び心拍数決定を実行するための、追加信号処理機能（図示せず）をさらに有し得る。追加信号処理機能はさらに、時間窓の境界を規定するように構成され得、これはユーザインタフェース（図示せず）からの入力に応じてもよい。

さらに当然のことながら、積分器６２２と比較器６２４は、単に非限定的な実施例として、個別の構成要素として示されている。この機能の少なくとも一部をプロセッサ上のソフトウェアに実装することが等しく実行可能であることが理解される。積分器６２２、比較器６２４、及び追加信号処理機能（図示せず）は、単一チップパッケージ、例えばシステムオンチップアーキテクチャ、マルチチップモジュール、システムインパッケージなどにおいて、個別のハードウェアコンポーネントとして組み込まれてもよい。他の代替的な実施形態は当業者にとって容易に利用可能である。

上述の実施形態は本発明を限定するのではなく例示するものであり、当業者は添付のクレームの範囲から逸脱することなく多くの他の実施形態を考案することができることに留意すべきである。クレームにおいて、括弧の間に置かれる任意の参照符号はクレームを限定するものと解釈されてはならない。"有する"という語は、クレームに列挙されたもの以外の要素又はステップの存在を除外しない。ある要素に先行する"ａ"又は"ａｎ"という語は、かかる要素の複数の存在を除外しない。本発明は複数の個別要素を有するハードウェアを用いて実施されることができる。複数の手段を列挙する装置クレームにおいて、これらの手段のいくつかはハードウェアの１つの同じ項目によって具体化されることができる。特定の手段が相互に異なる従属クレームにおいて列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示すものではない。

Claims (15)

1. 心弾動図を解析する方法であって、
   前記心弾動図の時間窓を選択するステップであって、前記時間窓は複数の心拍を包含する心臓成分信号を有する、ステップと、
   前記時間窓に対する基準エネルギー量を規定するステップと、
   前記時間窓における前記心臓成分信号に対する実際のエネルギー量を計算するステップと、
   前記実際のエネルギー量を前記基準エネルギー量と比較するステップと、
   前記実際のエネルギー量と前記基準エネルギー量の差が所定閾値を超えるときに追加信号を生成するステップとを有する方法。
2. 前記時間窓から心拍数を決定するステップをさらに有し、前記基準エネルギー量を規定するステップが、１心拍を包含する前記心臓成分信号の部分のエネルギー量を計算するステップと、前記計算されたエネルギー量に前記決定された心拍数をかけるステップとを有する、請求項１に記載の方法。
3. 前記時間窓を所定時間だけ動かすことによって、前記心弾動図の追加の時間窓を規定するステップをさらに有する、請求項１に記載の方法。
4. 前記基準エネルギー量を規定するステップが、前記時間窓の前記実際のエネルギー量を、前記追加の時間窓に対する基準エネルギー量として規定するステップを有する、請求項３に記載の方法。
5. 前記心弾動図の呼吸成分信号から前記心臓成分信号を分離することによって前記心臓成分信号を生成するステップをさらに有する、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記時間窓の最中の呼吸パターンを決定するステップと、
   前記決定された呼吸パターンに従って前記心臓成分信号を変調するステップとをさらに有する、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の方法。
7. 前記変調するステップが、吸気プロセス中に前記信号の振幅を増加させるステップと、呼気プロセス中に前記信号の振幅を減少させるステップとを有する、請求項６に記載の方法。
8. 心弾動図を解析するための信号処理装置であって、前記処理装置が、
   前記心弾動図の時間窓を選択し、前記時間窓は複数の心拍を包含する心臓成分信号を有し、
   前記時間窓に対する基準エネルギー量を規定し、
   前記時間窓における前記心臓成分信号の実際のエネルギー量を計算し、
   前記実際のエネルギー量を前記基準エネルギー量と比較し、
   前記実際のエネルギー量と前記基準エネルギー量の差が所定閾値を超えるときに追加信号を生成する、信号処理装置。
9. さらに、前記時間窓から心拍数を決定し、１心拍を包含する前記心臓成分信号の部分のエネルギー量を計算すること、及び前記計算されたエネルギー量に前記決定された心拍数をかけることによって、基準エネルギーを規定する、請求項８に記載の信号処理装置。
10. さらに、前記時間窓を所定時間だけ動かすことによって、前記心弾動図の追加の時間窓を規定する、請求項８に記載の信号処理装置。
11. 前記時間窓の前記実際のエネルギー量を、前記追加の時間窓の基準エネルギー量として規定する、請求項１０に記載の信号処理装置。
12. さらに、前記心弾動図の呼吸成分信号から前記心臓成分信号を分離することによって前記心臓成分信号を生成する、請求項８乃至１１のいずれか一項に記載の信号処理装置。
13. さらに、
    前記時間窓の最中の呼吸パターンを決定し、
    前記決定された呼吸パターンに従って前記信号を変調する、
    請求項８乃至１２のいずれか一項に記載の信号処理装置。
14. 心弾動図を記録するための少なくとも１つのセンサと、請求項８乃至１３のいずれか一項に記載の信号処理装置とを有するシステムであって、前記少なくとも１つのセンサが前記信号処理装置に結合される、システム。
15. 前記センサが体重を支持するための手段に組み込まれる、請求項１４に記載のシステム。

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