JP2015517842A - 心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための方法及び器械 - Google Patents

Abstract

心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための器械は心臓血管の動きを表す信号から振幅の変化を検出する、ように構成されている処理装置（５０２）を含み、その装置ではその振幅の変化は信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅、例えばＡＯピークの変化を意味する。その処理装置は、検出された振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、ように構成されている。【選択図】図５

Description

本発明は概して心臓の機能不全と異常、例えば、心房細動などを表す情報を測定することに関する。
より具体的には、本発明は心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための器械と方法に関する。
さらに、本発明は心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するためのコンピュータプログラムに関する。

心臓血管系において生じ得る機能不全と異常は、診断されず、適切に治療又は改善されなかった場合、特に、個体がストレスに出会った時に冠動脈の酸素需要を満足させる充分な酸素を供給する心臓血管系の能力を漸進的に低下させ得る。
現在では、心臓活動に関連する電磁現象に基づく心拍記録法、心エコー検査法、及び心臓血管の動きに基づく心拍記録法などの方法が様々な心臓の機能不全と異常の特定と評価において用いられている。
心臓活動に関連する電磁現象に基づく心拍記録法のよく知られている例は心電図記録法「ＥＣＧ」であり、心臓血管の動きに基づく心拍記録法の例はバリストカルジオグラフィー「ＢＣＧ」及びサイスモカルジオグラフィー「ＳＣＧ」である。
心エコー検査法は心臓の切片の画像を提供し、且つ、心臓の構造と機能についての包括的な情報を提供することができるが、高価な機器と特別な操作担当者を必要とする。
ＥＣＧは心臓の電気的評価をかなり速く与えるが、個体の皮膚に電極を取り付ける必要があることがＥＣＧに関する不便さであり、それにより、特に長期にわたって使用したり、頻繁に繰返し使用したりすると皮膚に炎症を起こすことがあり得る。
一方、例えば、心房細動などのある特定の心臓の機能不全と異常は心電計データを長期にわたって測定すること、及び／又は繰返し測定することを必要とすることがあり得る。
心臓血管の動きに基づく心拍記録法は心臓血管の動きを表す信号の測定を伴う。
以前はその信号は、動きを測定するための器械が用意されているベッドに個体が横たわっている間に、又は、脚の脛のいたる所に取り付けられた支援装置が存在する間に取得された。
現在では、その信号は、心臓の動きを表す微細な動きを測定するのに適切である小さなセンサ素子、例えば加速度センサを使用して取得され得る。

図１ａ、図１ｂは、律動的な電気的作用と関連の心臓血管の動きとの間の関係を示す。
図１ａはＥＣＧ波形の例を示し、図１ｂは、心臓血管の動きを表し、通常はｙ方向と呼ばれる「頭足」方向で加速度センサによって測定された例となる信号の波形を示す。
例示を目的として基本的な心臓機能の簡単な説明を下に提供する。
心臓は４つの小室を含む。右心房は三尖弁によって右心室と相互接続されており、左心房は僧帽弁によって左心室によって相互接続されている。血液は上大静脈を介して上半身から右心房に、下大静脈を介して下半身から右心房に送られる。
右心房の心筋と右心室の乳頭筋が同時に収縮して三尖弁が開き、それによって血液が右心房から右心室へ流れる。
その後、その乳頭筋が弛緩して三尖弁が閉じる。右心室の心筋が収縮すると、血液が肺動脈弁を通って右心室から血液を肺に送る肺動脈へ押し出され、そこで血液は酸素負荷される。
次に酸素負荷された血液は肺静脈を介して左心房へ送られる。
酸素負荷された血液は、血液の左心房から左心室へ流れを可能にする左心房の心筋と左心室の乳頭筋の同時収縮により僧帽弁が開いたときに左心房から左心室へ流れる。
その後、その乳頭筋が弛緩して僧帽弁が閉じる。次に酸素負荷された血液は大動脈弁を通って左心室から酸素負荷された血液を末梢血管系に送る大動脈へ押し出される。

各心拍周期は心房収縮期、心室収縮期及び心臓拡張期の主要な３つのステージを伴う。心房収縮期は右心房と左心房を取り囲む心筋の収縮期である。
両方の心房が乳頭筋の収縮により同時に収縮してそれにより三尖弁と僧帽弁を開放させる。
心臓の小室の筋肉組織を刺激してそれらを収縮させる電気的活性、すなわち、電気的収縮は右心房に位置する洞房結節において始まる。
電気的脱分極の伝達が続いて、各心房筋細胞を次々と脱分極させる両方の心房を介して波として下方、左方、及び後方へ伝わる。
この電荷の伝播を図１ａに示されるＥＣＧ波形上のＰ波として見ることができる。
この直後に、図１ｂに示される波形のｈピーク（ｐｅａｋ）に対応するインパクトと図１ｂに示される波形のｉバレー（ｖａｌｌｅｙ）に対応する反動として検出される心房の機械的収縮が続く。
右心房と左心房が収縮し始めると、右心室と左心室への高速の血流が生じ、それは図１ｂに示される波形上のｊピークにより表される。
三尖弁が閉じ始めると、続いている心房の収縮によってさらに右心室と左心室への低速の血流が生じる。
その追加的な血流は「心房キック」と呼ばれ、図１ｂに示される波形の「ａ−ａ¹」波複合に対応する。
心房が空になった後に三尖弁と僧帽弁が閉じ、それにより図１ｂに示される波形上の下行ｇ波が生じる。
心室収縮は左心室と右心室の筋肉の収縮であり、図１ａに示されるＥＣＧ波形の「Ｑ−Ｒ−Ｓ」波複合を生じる心室心筋層の電気的脱分極によって引き起こされる。
下行Ｑ波は、「ヒス束」と呼ばれる特別な細胞群に沿う中隔を通る脱分極の下降流によって引き起こされる。
Ｒピークは心室筋肉組織の脱分極によって生じ、Ｓ波は心房と心室の間の心臓組織の脱分極によって生じる。
脱分極が中隔を下り、心室心筋層中に伝わると、心房と洞房結節が分極し始める。
三尖弁と僧帽弁の閉鎖が心室収縮期の始まりであり、心臓が拍動するときに心臓によって生じるラブ・ダブ（ｌｕｂ−ｄｕｂ）音の１番目の部分を生じる。
この音は通常は「１音」として知られている。
心室心筋層の電気的脱分極がピークに達すると、右心室と左心室を分ける房室「ＡＶ」中隔が収縮し、図１ｂに示される波形上のＨピークに対応するインパクトと図１ｂに示される波形上のｌバレーに対する反動を引き起こす。
心室の収縮により血液が肺動脈弁を介して右心室から肺動脈へ、及び大動脈弁を介して左心室から大動脈へ非常に高速で押し出され、それにより図１ｂに示される波形上のＪピークが生じる。
左心室から大動脈への血流の減速により、図１ｂに示される波形上の下行Ｋ波が生じる。
左心室が空になるとその圧力は大動脈の圧力よりも下に落ち、大動脈弁が閉じる。同様に、右心室の圧力が肺動脈の圧力よりも下に落ちると肺動脈弁が閉じる。
ラブ・ダブ音の２番目の部分は通常は「２音」として知られており、心室収縮期の終わりの肺動脈弁と大動脈弁の閉鎖によって生じ、それにより図１ｂに示される波形上の上行Ｌ波が生じる。
肺動脈弁と大動脈弁の閉鎖と同時に房室「ＡＶ」中隔が弛緩及び上昇し、心室心筋層が再分極して図１ａに示されるＥＣＧ波形上のＴ波が生じる。
心臓拡張期は心房拡張期と心室拡張期を含み、心臓が収縮後に弛緩し、且つ、循環血液で再補充される準備をしている期間である。
心房拡張期は右心房と左心房が弛緩している期間であり、心室拡張期は右心室と左心室が弛緩している期間である。
心房拡張期の間に右心房は脱酸素化された血液によって再補充され、左心房は酸素負荷された血液によって再補充される。
心房の再補充によって図１ｂに示される波形上の下行Ｍ波がヒス束細胞の再分極と同時に起こる拡張期の初期に生じ、その再分極はＥＣＧ波形のＵ波として示される。
右心房と左心房がそれらの最大容量まで補充されると三尖弁と僧帽弁への血液の逆流により、図１ｂに示される波形上の上行Ｎ波が生じる。

特許文献１は、前胸部の加速血流シグナルを記録することにより対象の心収縮力を評価するための方法を記載する。
特許文献２は、個体の生理的状態をモニターし、その異常を検出するための方法を記載する。その方法はＥＣＧ信号である第１信号と心臓血管の動きを表す第２信号を同時に受信することを含む。

心臓血管の動きを表す波形の分析は、異常な心臓血管機能を正常な事例と区別するために通常は有資格の診断医によって視覚的に実施される。
しかしながら、多くの場合では、例えば、心房細動などのある特定の心臓の機能不全と異常を視覚的分析により見つけ出すことは困難であり得る。
したがって、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための方法と器械の必要性が存在する。

国際公開第２０１２１４９６５２号パンフレット 米国特許出願公開第２００８１９４９７５号明細書

次に、発明の様々な実施形態のうちの幾つかの態様を基本的に理解してもらうために簡略化した概要を提示する。
本概要は本発明の広範囲にわたる概説ではない。
それは本発明の重要又は重大な要素を特定することを意図しても、本発明の範囲を詳しく説明することを意図してもいない。
次の概要は、本発明の好ましい実施形態のさらに詳しい説明の前置きとなる本発明の簡略化された幾つかの構想を提示するだけのものである。

本発明に従い、心臓の機能不全と異常、例えば、心房細動を表す情報を測定するための新しい方法が提供される。
本発明に従う方法は、
−心臓血管の動きを表す信号から、その信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅の変化であって、複数のその振幅の増加及び複数のその振幅の減少を含むような振幅の変化を検出するステップと、
−検出された振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定するステップと、
を含む。

上述の波形は、必ずというわけではないが、例えば図１ｂに示される波形上のＪピークであり得、その波形の振幅はＪピークの頂点の信号値であり得る。
別の例では、その波形は図１ｂに示される波形上のＪピークと下行Ｋ波により構成される複合波であり得、その波形の振幅は下行Ｋ波の底からＪピークの頂点までのピーク間値であり得る。
一例では、その波形は、通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で測定された波形上の大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークであり得る。
一例では、その波形はＡＯピークとＡＯピークに続く下行波によって構成される複合波であり得る。

そのような心臓の機能不全と異常、例えば心房細動は、時として診断が困難であることがあり得るが、それらは心臓血管の動きを表す信号の波形に不規則な波を引き起こし得る。
これらの不規則な波を１回か２回の心拍周期の波形から検出することは難しい場合があり得るが、それらは数回の心拍周期にわたるより長い時間に現れることがあり得、結果として心拍数を繰り返すその波形の振幅は通常の場合よりも強烈に変化する。
したがって、その振幅の変化が心臓の機能不全と異常を表す情報である。

本発明の好ましい実施形態による方法は、心拍周期の時間の長さの変化である時間変化を前記の信号から検出するステップをさらに含む。
心臓の機能不全と異常の指標は、心臓の機能不全と異常を表す情報の信頼性を改善するために振幅の変化と時間変化の両方に基づいて決定され得る。

本発明の好ましい実施形態による方法は、
心臓血管の動きを表す信号をローパスフィルタにかけ、そのローパスフィルタにかけられた信号から大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークを検出するステップ、
及び／又は、
心臓血管の動きを表す信号をバンドパスフィルタにかけ、そのバンドパスフィルタにかけられた信号から大動脈弁の閉鎖によって生じるＡＣピークを検出するステップ、を含む。
ローパスフィルタリングの上限の周波数は、必ずというわけではないが、例えば、３０Ｈｚであり得、バンドパスフィルタリングの通過帯域は、必ずというわけではないが、例えば、４０Ｈｚから１００Ｈｚまでであり得る。
ローパスフィルタリング及び／又はバンドパスフィルタリングはＡＯピーク及び／又はＡＣピークの検出を容易にする。
特に心房細動の間にバンドパスフィルタリングを用いると、バンドパスフィルタリングが無いときよりもＡＣピークの発見が容易である。検出されたＡＯピーク及び／又はＡＣピークは、例えば上述の振幅の変化、上述の時間変化、心拍数、収縮間隔、及び／又は拡張間隔を検出するときに利用され得る。

本発明に従い、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための新しい器械が提供される。本発明に従う器械は、
−心臓血管の動きを表す信号を受信するための信号インターフェース、及び
−その信号インターフェースに接続されている処理装置であって、
ａ）その信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅の変化であって、複数の前記振幅の増加及び複数の前記振幅の減少を含むような振幅の変化をその信号から検出し、且つ、
ｂ）検出された振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、
ように構成されている処理装置を備える。

その器械は心臓血管の動きを表す信号を測定するためのセンサ素子をさらに備え得る。
そのセンサ素子は、例えば、加速度センサ、圧電センサ、傾斜センサ、圧力センサ、又は力、加速度、変位、若しくは心臓血管の動きに関連し、心臓血管の動きを表す他のあらゆる量の測定に適切な他のあらゆる素子を備え得る。
信号インターフェースはセンサ素子を備える外部機器から信号を受信することができるということもあり得る、すなわち、その器械は心臓血管の動きを表す信号を測定するためのどのようなセンサ素子も必ず備えるわけではないということが強調される。

ＥＣＧに関して心臓血管の動きを表す信号を用いることの利点は、個体の皮膚に電気的接触を形成する必要が無く、したがって、特に長期にわたる使用及び／又は反復使用では皮膚の炎症があまり深刻ではない場合があり得るということである。
さらに、そのセンサ素子を服に組み込むことができ、且つ、測定された信号を無線リンクにより送信する無線送信機と共にそのセンサ素子を提供することができる。
これにより、長期にわたる測定、及び反復的な測定が容易になる。

本発明の好ましい実施形態による器械は、心臓血管の動きを表す信号をローパスフィルタにかけるためのローパスフィルタとそのローパスフィルタにかけられた信号からＡＯピークを検出するための装置、例えばプロセッサ、及び／又は心臓血管の動きを表す信号をバンドパスフィルタにかけるためのバンドパスフィルタとそのバンドパスフィルタにかけられた信号からＡＣピークを検出するための装置を備える。

本発明に従い、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための新しいコンピュータプログラムが提供される。
そのコンピュータプログラムは、
−心臓血管の動きを表す信号からその信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅の変化を検出し、且つ、
−検出された振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、
プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令を備える。

本発明の好ましい実施形態によるコンピュータプログラムは、心臓血管の動きを表す信号をローパスフィルタにかけ、そのローパスフィルタにかけられた信号からＡＯピークを検出するためのプログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令、及び／又は心臓血管の動きを表す前記の信号をバンドパスフィルタにかけ、そのバンドパスフィルタにかけられた信号からＡＣピークを検出するためのそのプログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令を備える。

本発明に従い、新しいコンピュータプログラム製品が提供される。
そのコンピュータプログラム製品は、本発明に従うコンピュータプログラムが符号化されている不揮発性のコンピュータ可読媒体、例えば、コンパクトディスク「ＣＤ」を備える。

本発明の多数の好ましい実施形態は添付されている従属請求項に記載される。
構成と操作方法に関する本発明の様々な好ましい実施形態はそれらの追加的な目的及び利点と共に、添付されている図面と関連させて読まれると、具体的な好ましい実施形態の次の記載から最も良く理解される。
「備える（ｔｏ ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」及び「含む（ｔｏ ｉｎｃｌｕｄｅ）」という動詞は、本書類において、列挙されていない特徴の存在を排除することも必要とすることもない開放的な制限語として使用される。
従属請求項において列挙される特徴は、別途明らかに示されていない限り、自由に相互に組合せ可能である。

本発明の好ましい実施形態とそれらの利点が、添付されている図面の参照により以下にさらに詳しく説明される。
ＥＣＧ波形の例を示す図である。 通常はｙ方向と呼ばれる「頭足」方向で加速度センサにより測定された心臓血管の動きを表す例となる信号の波形を示す図である。 心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための本発明の好ましい実施形態による方法のフローチャートを示す図である。 心臓血管の動きを表す信号からＡＯデータ及び／又はＡＣデータを抽出するための本発明の好ましい実施形態による方法のフローチャートを示す図である。 通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定された、検査中の人間が息を止めているときの正常状態の場合の数回の心拍周期の期間中での心臓血管の動きを表す例となる信号の波形を示す図である。 通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定された、検査中の人間が息を止めているときの心房細動の場合の数回の心拍周期の期間中での心臓血管の動きを表す例となる信号の波形を示す図である。 図３ｂに示されている波形の一部を示す図である。 通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定された、検査中の人間が息をしているときの正常状態の場合の数回の心拍周期の期間中での心臓血管の動きを表す例となる信号の波形を示す図である。 通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定された、検査中の人間が息をしているときの心房細動の場合の数回の心拍周期の期間中での心臓血管の動きを表す例となる信号の波形を示す図である。 正常状態の場合の例となる時間変化（直線）と心房細動の場合の例となる時間変化（破線）を示す図である。 心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための本発明の好ましい実施形態による器械の概略図を示す図である。

図１ａ、図１ｂは本発明の背景技術を述べたときに既に説明されている。
図２ａは、心臓の機能不全と異常、例えば心房細動を表す情報を測定するための本発明の好ましい実施形態による方法のフローチャートを示す。
その方法は心臓血管の動きを表す信号から振幅の変化をステップ２０１において検出することを含み、その振幅の変化はその信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅の変化を意味する。
その方法は検出された振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標をステップ２０２において測定することを含む。

図３ａは、検査中の人間が息を止めているときの例となる正常状態の場合の数回の心拍周期の期間中での上述の信号の例となる波形を示し、図３ｂは、検査中の人間が息を止めているときの例となる心房細動の場合の数回の心拍周期の期間中でのその信号の例となる波形を示す。
図３ａ、図３ｂに示されている波形は、通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定されたものである。
図５に示されている座標系５５０がｚ方向を例示している。

正常状態の場合の振幅の変化が図３ａに示されている包絡曲線３１１によって例示されており、例となる心房細動の場合の振幅の変化が図３ｂ、図３ｃに示されている包絡曲線３１２によって例示されている。
図３ｂから理解することができるように、その振幅の変化は約１０回の連続する心拍周期ＨＢの間に複数の前記振幅の増加及び複数の前記振幅の減少を含み、それらの増加と減少は実質的に確率論的に互いに交互する。
図３ａ及び３ｂによって例示されるように、前記の振幅の変化の強度は心臓の機能不全と異常を表す情報である。

図３ｄは、検査中の人間が息をしているときの例となる正常状態の場合の数回の心拍周期の期間中での上述の信号の例となる波形を示し、図３ｅは、検査中の人間が息をしているときの例となる心房細動の場合の数回の心拍周期の期間中でのその信号の例となる波形を示す。
図３ｄ、図３ｅに示されている波形は、通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定されたものである。
図５に示されている座標系５５０はｚ方向を例示している。正常状態の場合の振幅の変化が図３ｄに示されている包絡曲線３２１によって例示されており、例となる心房細動の場合の振幅の変化が図３ｅに示されている包絡曲線３２２によって例示されている。
図３ｄから理解することができるように、正常状態の場合の振幅の変化は、呼吸リズムの呼吸頻度を有する明確な信号成分を有する。
図３ｅから理解することができるように、心房細動の場合には呼吸リズムの呼吸頻度を有する明確な信号成分は存在しない。

本発明の好ましい実施形態による方法では、
−前記の振幅の変化の検出、すなわち、図２ａに示されているステップ２０１は、その振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する上述の信号成分を計算することを含み、且つ、
−心臓の機能不全と異常の指標の測定、すなわち、ステップ２０２は、前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する前記信号成分の強度に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定することを含む。

前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分は、例えば、所与の周波数を有するフーリエ成分が計算されるのと同じ方法で、すなわち、呼吸リズムの呼吸頻度を有する正弦関数及び／又は余弦関数と振幅の時間的傾向を相関させることにより計算され得る。

前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する上述の信号成分は心臓の機能不全と異常を表し、それは心臓の機能不全と異常の発生を検出するために閾値と比較され得る。
その閾値は、一群の患者及び／又は他の人間から集められた実証的データに基づいて決定され得る。
その閾値は必ずしも一定というわけではなく、その閾値は検査中の個体に応じて、時間に応じて、及び／又は他の幾つかの因子に応じて変化し得る。
各閾値が心房細動の特定の可能性、又は他の幾つかの心臓の機能不全及び／又は異常の特定の可能性を表すように一連の閾値を設定することも可能である。

図３ｃは図３ｂに示されている波形の一部を示す。その波形は大動脈弁の開放によって生じるＡＯピーク、及び各ＡＯピークの直後にそれぞれ生じる下行波ＭＡを含む。

本発明の好ましい実施形態による方法では、
−前記の振幅の変化の検出、すなわち、図２ａに示されているステップ２０１はＡＯピークとＡＯピークに続く下行波ＭＡによってそれぞれ構成される複合波に関連するピーク間値を検出することを含み、且つ、
−心臓の機能不全と異常の指標の測定、すなわち、ステップ２０２は検出されたピーク間値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算することを含む。

前記の振幅の変化量は心臓の機能不全と異常を表し、それは心臓の機能不全と異常の発生を検出するために閾値と比較され得る。
その閾値は、一群の患者及び／又は他の人間から集められた実証的データに基づいて決定され得る。
その閾値は必ずしも一定というわけではなく、その閾値は検査中の個体に応じて、時間に応じて、及び／又は他の幾つかの因子に応じて変化し得る。
各閾値が心房細動の特定の可能性、又は他の幾つかの心臓の機能不全及び／又は異常の特定の可能性を表すように一連の閾値を設定することも可能である。

前記の振幅の変化量は、
例えば：ＲＭＳ_p~p−ＡＶＥ_p~pであり得、
その式では、
ＲＭＳ_p~pは検出されたピーク間値の二乗平均平方根「ＲＭＳ」であり、
ＡＶＥ_p~pは検出されたピーク間値の算術平均である。
別の例では、前記の振幅の変化の強度は検出されたピーク間値の標準偏差を用いて表現され得、すなわち振幅の変化量は検出されたピーク間値の標準偏差であり得る。

さらに、前記の振幅の変化量は、
−Ｓ１が「通胸」方向、すなわち、ｚ方向で測定された心臓血管の動きを表す信号であり、且つ、
−Ｓ２が「頭足」方向、すなわち、ｙ方向で測定された心臓血管の動きを表す信号である、
比率Ｓ１／Ｓ２又は差異Ｓ１−Ｓ２の変化を表し得る。

図５に示されている座標系５５０がｙ方向とｚ方向を例示している。
特に、信号Ｓ１は図３ｃに示されているＯＡピークであり得、信号Ｓ２は図１ｂに示されているＪピークであり得る。

各ピーク値、例えば図３ｃに示されている１つのＡＯピークの高さは、極大値を捜し求めることによる１つの点であると見なされ得る。
あるいは、そのピーク値は、最初に検討中のピークを含む時間ウィンドウから多数の試料を獲得し、次に、ノイズ効果を軽減するためにそれらの試料の数学的関数、例えば算術平均としてそのピーク値を計算するようにして取得され得る。
その時間ウィンドウは、例えば、１００ミリ秒（msec)であり得、その時間ウィンドウ内の試料数は、例えば、１０以上であり得る。
その時間ウィンドウに基づく方法はデジタルフィルタリングの一例である。
一般に、心臓血管の動きを表す信号におけるノイズ効果を軽減するために用いられ得る多数のデジタル信号処理方法及びアナログ信号処理方法が存在する。

前記の振幅の変化の強度を表現するための多数の方法が存在し、且つ、本発明は前記の振幅の変化の強度を表現するどの特定の方法にも限定されないことが留意されるべきである。

本発明の別の好ましい実施形態による方法では、
−前記の振幅の変化の検出、すなわち、図２ａに示されているステップ２０１はＡＯピークの最大信号値を検出するステップを含み、且つ、
−心臓の機能不全と異常の指標の測定、すなわち、ステップ２０２は検出された最大信号値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算するステップ、を含む。

図４中の直線の曲線４０１は例となる正常状態の場合における連続する心拍周期の時間の長さの変化、すなわち時間変化を示す。
１回の心拍周期の時間の長さは図３ｂにおいて「ＨＢ」により示される。
図４中の破線の曲線４０２は例となる心房細動の場合におけるその時間変化を示す。
図４によって例示されるように、その時間変化の強度もまた心臓の機能不全と異常を表す情報である。

本発明の好ましい実施形態による方法は、振幅の変化の活用に加えて、心臓血管の動きを表す信号から時間変化を検出するステップを含む。
心臓の機能不全と異常の指標は、心臓の機能不全と異常を表す情報の信頼性を改善するために振幅の変化と時間変化の両方に基づいて決定されることが好都合である。

本発明の好ましい実施形態による方法では、前記の時間変化の検出は連続するＡＯピーク間の時間間隔の時間の長さを検出するステップ、及び検出された時間の長さの変化の強度を表す時間変化量を計算するステップを含む。

心臓の機能不全と異常の指標は、前記の振幅の変化の強度を表す振幅の変化量、及び前記の時間変化の強度を表す時間変化量から、例えば、数学的演算又は論理的演算を用いて形成され得る。
前記の振幅の変化量と前記の時間変化量を別々に用いることもあり得、例えばそれらのそれぞれがそれ自体の閾値と比較される。

本発明の好ましい実施形態による方法は、次の事のうちの少なくとも１つが起こる、すなわち、前記の振幅の変化の強度が第１の閾値を越えるか、前記の時間変化の強度が第２の閾値を越える状況に応答して心房細動が起こっている、ことを表す信号を発信するステップを含む。
この好ましい実施形態では、心房細動が検出されずにいるリスクは、前記の振幅の変化と前記の時間変化のうちの少なくとも一方が心房細動の発生を表す場合に、心房細動の発生を示すことにより減少する。

本発明の別の好ましい実施形態による方法は、前記の振幅の変化の強度が第１の閾値を越え、且つ、前記の時間変化の強度が第２の閾値を越える場合、且つ、その場合に限り、心房細動が起きていることを表す信号を発信するステップを含む。
この好ましい実施形態では、誤警報のリスクは、前記の振幅の変化と前記の時間変化の両方が心房細動の発生を表す場合、且つ、その場合に限り、心房細動の発生を示すことにより減少する。

図２ｂは、心臓血管の動きを表す信号からＡＯデータ及び／又はＡＣデータを抽出するための本発明の好ましい実施形態による方法のフローチャートを示す。
心臓血管の動きを表す信号が、通常はｚ方向と呼ばれる「通胸」方向で加速度センサにより測定されることが好都合である。
その方法は次のステップを含む：
−ステップ２１１：心臓血管の動きを表す信号をローパスフィルタにかけること、及び／又は心臓血管の動きを表す信号をバンドパスフィルタにかけること、及び
−ステップ２１２：ローパスフィルタにかけられた信号からＡＯピークを検出すること、及び／又は前記のバンドパスフィルタにかけられた信号からＡＣピークを検出すること。

ローパスフィルタリングの上限の周波数は、必ずというわけではないが、例えば、３０Ｈｚであり得、バンドパスフィルタリングの通過帯域は、必ずというわけではないが、例えば、４０Ｈｚから最大で１００Ｈｚまでであり得る。
ローパスフィルタリング及び／又はバンドパスフィルタリングはＡＯピーク及び／又はＡＣピークの検出を容易にする。
検出されたＡＯピーク及び／又はＡＣピークは、例えば、上述の振幅の変化及び／又は上述の時間変化を検出するときに利用され得る。
検出されたＡＯピーク及び／又はＡＣピークは他の多くの目的のためにも、例えば心拍数、収縮間隔、及び／又は拡張間隔の検出のために使用され得る。

本発明の好ましい実施形態による方法は、ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出するステップと、検出されたＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さの変化の強度を表す時間変化量を計算するステップと、を含み、前記のＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれがＡＣピークのうちの１つからＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、前記の時間変化量が心臓の機能不全と異常を表す。

本発明の好ましい実施形態による方法はＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さとＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出するステップと、同一の心拍周期内のＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さとＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さの間の比率を表す比率量を計算するステップと、を含む。
前記のＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれはＡＣピークのうちの１つからＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、前記のＡＯ〜ＡＯ間隔のそれぞれはＡＯピークのうちの１つからＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、且つ、前記の比率量が心臓の機能不全と異常を表す。

本発明の好ましい実施形態による方法は個体の身体よりセンサ素子を用いて心臓血管の動きを表す信号を測定するステップを所望により含む。
本発明の別の好ましい実施形態による方法はメモリからこの信号を読むステップを含み、その場合ではその信号は前に測定されており、そのメモリに記録されている。
本発明の好ましい実施形態による方法は外部データ転送システムからその信号を受信するステップを含む。
したがって、測定は、本発明の実施形態による方法の、必須で、必要なステップというわけではない。

図５は心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための本発明の好ましい実施形態による器械の概略図を示す。
その器械は心臓血管の動きを表す信号を受信するための信号インターフェース５０１、及びその信号インターフェースに接続されている処理装置５０２を備える。
その処理装置は、
−前記信号からその信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅の変化を検出し、且つ、
−その振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する
ように構成されている。
その指標は、例えば、ディスプレー画面５０６上に示されるメッセージであり得る。

本発明の好ましい実施形態による器械では、
信号インターフェース５０１は呼吸リズムの呼吸頻度を表す情報を受信する、ようにさらに構成されており、且つ、
処理装置５０２は、
−前記の振幅の変化のうちのその呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分を計算し、且つ、
−前記の振幅の変化のうちのその呼吸リズムの呼吸頻度を有するその信号成分に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、
ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分が所定の閾値未満である状況に応答して心房細動を表す信号を発信する、ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械は個体の身体５１０より心臓血管の動きを表す信号を測定するためのセンサ素子５０３をさらに備える。
そのセンサ素子は、例えば、無線リンク又は有線リンクであり得るデータ転送リンクを介して前記の信号インターフェースに接続される。
センサ素子５０３から信号インターフェース５０１へのデータ転送は直接的に、又は、例えば、電気通信ネットワークなどのデータ転送ネットワーク５０５を介して起こり得る。
前記の処理装置を備える器械は前記のセンサ素子と一体化されていることもあり得る。
この場合、その信号インターフェースは実際には前記センサ素子５０３と処理装置５０２の間の単なる配線である。
本発明の好ましい実施形態による器械では、センサ素子５０３は前記呼吸リズムの呼吸頻度を表す情報の提供にも適切である。

センサ素子５０３は、例えば、加速度センサ、圧電センサ、傾斜センサ、圧力センサ、又は力、加速度、変位、若しくは心臓血管の動きに関連し、心臓血管の動きを表す他のあらゆる物理量の測定に適切な他のあらゆる素子を備え得る。
そのセンサ素子は、例えば、増幅器、信号フィルタ、及び／又はアナログデジタル「ＡＤ」変換器をさらに備え得る。
加速度センサは、例えば、例として図５に示されている座標系５５０の３つの互いに直交するｘ方向、ｙ方向、及びｚ方向で独立的に動きを測定することができる３軸加速度センサであり得る。
この場合、心臓血管の動きを表す信号は３つの成分を含み、その信号は、例えば、そのユークリッドノルム、すなわち、心臓血管の動きを表す３成分ベクトルの絶対値を作成することにより前処理され得る。

本発明の好ましい実施形態による器械は、固定された開始時点と固定された終止時点を有する時間ウィンドウ内、又は固定された時間の長さを有し、且つ、時間経過と共に移動するスライディング時間ウィンドウ内で信号を記録する、ように構成されている。
その器械は信号を記録するための内部メモリ５０７を備えることができ、又はその器械は外部メモリへの接続のためのデータポートを備えることができる。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、それぞれ大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークとＡＯピークに続く下行波によって構成される複合波に関連するピーク間値を検出し、且つ、検出されたピーク間値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算する、ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、ＡＯピークの最大信号値を検出し、且つ、検出された最大信号値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算する、ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、前記信号から時間変化を検出し、且つ、振幅の変化と時間変化の両方に基づいて心臓の機能不全と異常の前記指標を測定する、ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械では、前記処理装置５０２は、連続するＡＯピーク間の時間間隔の時間の長さを検出し、且つ、検出された時間の長さの変化の強度を表す時間変化量を計算する、ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、次の事のうちの少なくとも１つが起こる、すなわち、前記の振幅の変化の強度が第１の閾値を越えるか、前記の時間変化の強度が第２の閾値を越えるか、前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分が第３の閾値未満である状況に応答して心房細動を表す信号を発信する、ように構成されている。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、心臓血管の動きを表す信号をローパスフィルタにかけ、且つ、そのローパスフィルタにかけられた信号から上述のＡＯピークを検出する、ように構成されている。
図５に示されている機能ブロック５２０はそのローパスフィルタリングを表し、機能ブロック５２２はそのＡＯピークの検出を表す。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、心臓血管の動きを表す信号をバンドパスフィルタにかけ、且つ、そのバンドパスフィルタにかけられた信号から大動脈弁の閉鎖によって生じるＡＣピークを検出する、ように構成されている。
図５に示されている機能ブロック５２１はそのバンドパスフィルタリングを表し、機能ブロック５２２はそのＡＣピークの検出を表す。
図５に示される例となる事例では、ローパスフィルタリングとバンドパスフィルタリングの両方が存在し、機能ブロック５２２はＡＯピークとＡＣピークの両方の検出を表す。
ローパスフィルタリングの上限の周波数は、必ずというわけではないが、例えば、３０Ｈｚであり得、バンドパスフィルタリングの通過帯域は、必ずというわけではないが、例えば、４０Ｈｚから最大で１００Ｈｚまでであり得る。
ローパスフィルタリング及び／又はバンドパスフィルタリングはＡＯピーク及び／又はＡＣピークの検出を容易にする。
検出されたＡＯピーク及び／又はＡＣピークは、例えば、上述の振幅の変化及び／又は上述の時間変化を検出するときに利用され得る。
検出されたＡＯピーク及び／又はＡＣピークは他の多くの目的のためにも、例えば心拍数、収縮間隔、及び／又は拡張間隔の検出のために使用され得る。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出し、且つ、検出されたＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さの変化の強度を表す時間変化量を計算する、ように構成されている。
前記のＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれはＡＣピークのうちの１つからＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、前記の時間変化量が心臓の機能不全と異常を表す。

本発明の好ましい実施形態による器械では、処理装置５０２は、ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さとＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出し、且つ、同一の心拍周期内のＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さとＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さの間の比率を表す比率量を計算する、ように構成されている。
前記のＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれはＡＣピークのうちの１つからＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、前記のＡＯ〜ＡＯ間隔のそれぞれはＡＯピークのうちの１つからＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、前記の比率量が心臓の機能不全と異常を表す。

処理装置５０２に、例えば、１つ以上のプロセッサ回路を装備することができ、それらの回路のそれぞれが適切なソフトウェア、例えば特定用途向け集積回路「ＡＳＩＣ」などの専用ハードウェアプロセッサ、又は、例えばフィールドプログラマブルゲートアレイ「ＦＰＧＡ」などの構成可能ハードウェアプロセッサと共に提供されるプログラミング可能なプロセッサ回路であり得る。

本発明の好ましい実施形態による器械は前記の振幅の変化の検出の前に心臓血管の動きを表す信号を前処理するための手段を備える。
その前処理は、例えば、例として呼吸、個体の非心臓血管の動き、外部的理由により引き起こされた振動等により生じたノイズの取り消しを含み得る。
その前処理のための手段を、例えば、処理装置５０２に装備することができ、又はその前処理のための１つ以上の別の処理装置が存在し得る。

本発明の好ましい実施形態によるコンピュータプログラムは心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するためのソフトウェアモジュールを備える。
それらのソフトウェアモジュールは、
−心臓血管の動きを表す信号から前記の信号上で心拍数を繰り返す波形の振幅の変化を検出し、且つ、
−その振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、
プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令を備える。

本発明の好ましい実施形態によるコンピュータプログラムでは、前記のソフトウェアモジュールは、
−前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分を計算し、且つ、
−前記の振幅の変化のうちのその呼吸リズムの呼吸頻度を有するその信号成分に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定するための、
前記のプログラミング可能なプロセッサを制御するコンピュータが実行可能な命令をさらに備える。

前記のソフトウェアモジュールは、例えば、適切なプログラミング言語が実装されており、且つ、そのプログラミング言語と前記のプログラミング可能なプロセッサに適切なコンパイラーが実装されているサブルーチン又はファンクションであり得る。

本発明の好ましい実施形態によるコンピュータプログラムでは、前記のソフトウェアモジュールは次のもののうちの少なくとも１つを備える：
−心臓血管の動きを表す信号をローパスフィルタにかけ、そのローパスフィルタにかけられた信号からＡＯピークを検出する、プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令、及び／又は、
−心臓血管の動きを表す前記の信号をバンドパスフィルタにかけ、そのバンドパスフィルタにかけられた信号からＡＣピークを検出する、プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令。

本発明の好ましい実施形態によるコンピュータプログラム製品は発明の実施形態によるコンピュータプログラムが符号化されているコンピュータ可読媒体、例えばコンパクトディスク（「ＣＤ」）を備える。

本発明の好ましい実施形態による信号は発明の実施形態によるコンピュータプログラムを定義する情報を担持するために符号化される。

心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するためのある特定の例となる新しい技術は心臓血管の動きを表す信号の自己相関、及び／又は、周波数スペクトルに基づく。

自己相関は、一般的な概念として、検討中の信号の波形の不規則性が増加するとき、自己相関によって表現される相互相関を有する信号試料間でゼロ時間シフトに対応する点に自己相関がますます集中する特性を有する。
信号例Ｓ_e（ｔ）の自己相関Ｒ_eを、例えば、

と定義することができ、
その式では、
Ｅは期待値演算子であり、すなわちＥ｛信号｝は信号の期待値であり、
ｔは時間であり、
τはＲ_e（ｘ）と表現される相互相関を有する信号試料間の時間シフトであり、
μ及びσ²は信号例Ｓ_e（ｔ）の平均と分散である。
例えば、信号例Ｓ_e（ｔ）が非常に不規則的な波形を有する理想ホワイトノイズ「ＩＷＮ」である場合、非ゼロ時間シフトによって分けられるあらゆる信号試料間にゼロ相関が存在し、したがって、その信号例の自己相関Ｒ_e（ｘ）はτ＝０の点における唯一のピークであるだろう。

そのような心臓の機能不全と異常、例えば心房細動は、時として診断が困難であることがあり得るが、それらは心臓血管の動きを表す信号の波形に不規則な波を引き起こし得る。
これらの不規則な波を１回か２回の心拍周期の波形から検出することは難しい場合があり得るが、それらは数回の連続する心拍周期にわたるより長い時間に現れ、結果として自己相関は通常よりもゼロ時間シフトに対応する点に集中する。
したがって、自己相関のゼロ時間シフトに対応する点への集中の程度を示す量は心臓の機能不全と異常、例えば心房細動を表す情報を表す。

自己相関の集中の程度を示す量を得ることは自己相関の推定値を計算すること、又は信号の周波数スペクトルの推定値を計算することに基づき得る。
その周波数スペクトルは、パワースペクトル密度「ＰＳＤ」〜Ｆ（ｆ）×Ｆ^*（ｆ）が自己相関のフーリエ変換であるので、自己相関と密接に関連し、その式ではＦ（ｆ）とＦ^*（ｆ）は周波数スペクトルとその共役複素数である。
周波数スペクトルは、一般的な概念として、検討中の信号の波形の不規則性が増加するとき、周波数スペクトルがますます規則的に分布する特性を有する。
例えば、信号例が非常に不規則的な波形を有する理想ホワイトノイズ「ＩＷＮ」である場合、その信号例の周波数スペクトルは完全に平らであるだろう。周波数スペクトルのこの特性は自己相関の集中の程度を示す量を獲得するために使用され得る。

次に、番号付けされた第１〜６項を活用して、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するある特定の例となる新しい器械を記載する。

第１項．
−心臓血管の動きを表す信号を受信するための信号インターフェース、及び
−その信号インターフェースに接続されている処理装置であって、
ａ）次のもの、すなわち、前記信号の自己相関、前記信号の周波数スペクトルのうちの少なくとも１つの推定値を計算し、且つ、
ｂ）自己相関によって表現される相互相関を有する信号試料間でゼロ時間シフトに対応する点への前記信号の自己相関の集中の程度を示す指標量であって、心臓の機能不全と異常を表すその指標量を計算する、ように構成されている処理装置、
を備える器械。

第２項．
前記器械が前記信号を測定するためのセンサ素子であって、データ転送リンクを介して前記信号インターフェースに接続されている前記センサ素子をさらに備える第１項に記載の器械。

第３項．
前記センサ素子が次のもの、すなわち、加速度センサ、圧電センサ、傾斜センサ、マイクロフォン、圧力センサのうちの１つを備える、第２項に記載の器械。

第４項．
前記処理装置が、
Ｐ_maxが自己相関の前記推定値の最も高いピーク値であり、Ｂ_Rが自己相関の前記推定値の１つ以上の次に最も高いピーク値の平均である場合の、比率Ｐ_max／Ｂ_Rが、少なくとも１．３である状況に応答して心房細動の指標を作成する、ように構成されており、
その比率Ｐ_max／Ｂ_Rが前記の指標量を表す、第１〜３項のいずれか一項に記載の器械。

第５項．
前記処理装置が、
Ｐ_maxが自己相関の前記推定値の最も高いピーク値であり、Ｂ_Rが自己相関の前記推定値の１つ以上の次に最も高いピーク値の平均である場合の、比率Ｐ_max／Ｂ_Rが、少なくとも１．４である状況に応答して心房細動の指標を作成する、ように構成されており、
その比率Ｐ_max／Ｂ_Rが前記の指標量を表す、第１〜３項のいずれか一項に記載の器械。

第６項．
前記処理装置が、
Ｐ_maxが自己相関の前記推定値の最も高いピーク値であり、Ｂ_Rが自己相関の前記推定値の１つ以上の次に最も高いピーク値の平均である場合の、比率Ｐ_max／Ｂ_Rが、少なくとも１．４である状況に応答して心房細動の指標を作成する、ように構成されており、
その比率Ｐ_max／Ｂ_Rが前記の指標量を表す、第１〜３項のいずれか一項に記載の器械。

次に、番号付けされた第７〜１０項を活用して、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するためのある特定の例となる新しい方法を記載する。
第７項．
−心臓血管の動きを表す信号の自己相関と、前記信号の周波数スペクトルと、のうちの少なくとも１つの推定値を計算するステップと、
−自己相関によって表現される相互相関を有する信号試料間でゼロ時間シフトに対応する点への前記信号の自己相関の集中の程度を示す指標量であって、心臓の機能不全と異常を表すその指標量を計算するステップと、
を含む方法。

第８項．
前記方法が、
Ｐ_maxが自己相関の前記推定値の最も高いピーク値であり、Ｂ_Rが自己相関の前記推定値の１つ以上の次に最も高いピーク値の平均である場合の、比率Ｐ_max／Ｂ_Rが少なくとも１．３である状況に応答して心房細動の指標を作成するステップを含み、
その比率Ｐ_maｘ／Ｂ_Rが前記の指標量を表す、第７項に記載の方法。

第９項．
前記方法が、
Ｐ_maxが自己相関の前記推定値の最も高いピーク値であり、Ｂ_Rが自己相関の前記推定値の１つ以上の次に最も高いピーク値の平均である場合の、比率Ｐ_max／Ｂ_Rが少なくとも１．４である状況に応答して心房細動の指標を作成するステップを含み、
その比率Ｐ_max／Ｂ_Rが前記の指標量を表す、第７項に記載の方法。

第１０項．
前記方法が、
Ｐ_maxが自己相関の前記推定値の最も高いピーク値であり、Ｂ_Rが自己相関の前記推定値の１つ以上の次に最も高いピーク値の平均である場合の、比率Ｐ_max／Ｂ_Rが少なくとも１．４である状況に応答して心房細動の指標を作成するステップを含み、
その比率Ｐ_max／Ｂ_Rが前記の指標量を表す、第７項に記載の方法。

次に、番号付された第１１項を活用して、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための新しいコンピュータプログラムを記載する。
第１１項．
−心臓血管の動きを表す信号の自己相関と、前記信号の周波数スペクトルと、のうちの少なくとも１つの推定値を計算し、且つ、
−自己相関によって表現される相互相関を有する信号試料間でゼロ時間シフトに対応する点への前記信号の自己相関の集中の程度を示す指標量であって、心臓の機能不全と異常を表すその指標量を計算する、
プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令を備えるコンピュータプログラム。

次に、番号付された第１２項を活用して、心臓の機能不全と異常を表す情報を測定するための新しいコンピュータプログラム製品を記載する。
第１２項．
第１１項に記載のコンピュータプログラムが符号化された非一時的なコンピュータ可読媒体を備えるコンピュータプログラム製品。

上記の説明において提供された特定の例は、添付されている特許請求の範囲及び／又は特許請求項の適用可能性を限定するものと解釈されるべきではない。さらに、多くの場合、本発明は心臓の機能不全と異常を検出するための他の技術と共に使用され得ることにも留意されたい。

Claims (34)

1. 心臓血管の動きを表す信号を受信するための信号インターフェース（５０１）と、前記信号インターフェースに接続されている処理装置（５０２）と、を備える器械であって、
   前記処理装置が
   前記信号上である心拍数を繰り返す波形の振幅の変化であって、複数の前記振幅の増加及び複数の前記振幅の減少を含むような前記の振幅の変化を前記信号から検出し、且つ、
   前記の振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、
   ように構成されている、
   ことを特徴とする器械。
2. 前記信号インターフェースが呼吸リズムの呼吸頻度を表す情報を受信する、ようにさらに構成されており、且つ、
   前記処理装置が、
   −前記の振幅の変化のうちの前記呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分を計算し、且つ、
   −前記の振幅の変化のうちの前記呼吸リズムの呼吸頻度を有する前記信号成分に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の前記指標を測定する、
   ように構成されている、
   ことを特徴とする請求項１に記載の器械。
3. 前記器械が、さらに、前記信号を測定するためのセンサ素子（５０３）であって、前記信号インターフェースに接続されている前記センサ素子を備える、ことを特徴とする請求項１に記載の器械。
4. 前記センサ素子が前記呼吸リズムの呼吸頻度を表す前記情報の提供に適切である、ことを特徴とする請求項３に記載の器械。
5. 前記センサ素子が、加速度センサ、圧電センサ、傾斜センサ、圧力センサのうちの１つを備える、ことを特徴とする請求項３または４に記載の器械。
6. 前記処理装置が、
   それぞれ大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークとＡＯピークに続く下行波によって構成される複合波に関連するピーク間値を検出し、且つ、
   前記ピーク間値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算する、
   ように構成されており、
   前記の振幅の変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
   ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか一項に記載の器械。
7. 前記処理装置が、
   大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークの最大信号値を検出し、且つ、
   前記最大信号値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算する、
   ように構成されており、
   前記の振幅の変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
   ことを特徴とする請求項１〜５のいずれか一項に記載の器械。
8. 前記処理装置が、
   心拍周期の時間の長さの変化である時間変化を前記信号から検出し、且つ、
   前記の振幅の変化と前記の時間変化の両方に基づいて心臓の機能不全と異常の前記指標を測定する、
   ように構成されている、
   ことを特徴とする請求項１〜７のいずれか一項に記載の器械。
9. 前記処理装置が、
   大動脈弁の開放によって生じる連続するＡＯピーク間の時間間隔の時間の長さを検出し、且つ、
   前記の検出された時間の長さの変化の強度を表す第１の時間変化量を計算する、
   ように構成されており、
   前記の第１の時間変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
   ことを特徴とする請求項８に記載の器械。
10. 前記処理装置が、
    前記の振幅の変化の強度が第１の閾値を越えること、および、
    前記の時間変化の強度が第２の閾値を越えること、
    のいずれか一方が発生した状況に応答して心房細動を表す信号を発信する、
    ように構成されている、
    ことを特徴とする請求項８または９に記載の器械。
11. 前記処理装置が、
    前記の振幅の変化のうちの前記呼吸リズムの呼吸頻度を有する前記信号成分が第３の閾値未満である状況に応答して心房細動を表す信号を発信する、
    ように構成されている、
    ことを特徴とする請求項２または１０に記載の器械。
12. 前記処理装置が、
    前記の心臓血管の動きを表す前記信号をローパスフィルタにかけ、且つ、
    前記のローパスフィルタにかけられた信号からＡＯピークを検出する、
    ように構成されている、
    ことを特徴とする請求項６〜１１のいずれか一項に記載の器械。
13. 前記ローパスフィルタリングの上限の周波数が３０Ｈｚである、ことを特徴とする請求項１２に記載の器械。
14. 前記処理装置が、
    前記の心臓血管の動きを表す前記信号をバンドパスフィルタにかけ、且つ、
    大動脈弁の閉鎖によって生じるＡＣピークを前記のバンドパスフィルタにかけられた信号から検出する、
    ように構成されている、
    ことを特徴とする請求項６〜１３のいずれか一項に記載の器械。
15. 前記バンドパスフィルタリングの通過帯域が４０Ｈｚから１００Ｈｚまでである、ことを特徴とする請求項１４に記載の器械。
16. 前記処理装置が、
    ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出し、且つ、
    前記の検出された前記ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さの変化の強度を表す第２の時間変化量を計算する、
    ように構成されており、
    前記ＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれが前記ＡＣピークのうちの１つから前記ＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、
    前記の第２の時間変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項１４または１５に記載の器械。
17. 前記処理装置が、
    ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さとＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出し、且つ、
    同一の心拍周期内の前記のＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さと前記のＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さの間の比率を表す比率量を計算する、
    ように構成されており、
    前記ＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれが前記ＡＣピークのうちの１つから前記ＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、
    前記ＡＯ〜ＡＯ間隔のそれぞれが前記ＡＯピークのうちの１つから前記ＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、
    前記の比率量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項１４または１５に記載の器械。
18. 心臓血管の動きを表す信号から前記信号上である心拍数を繰り返す波形の振幅の変化であって、複数の前記振幅の増加及び複数の前記振幅の減少を含むような前記の振幅の変化を検出するステップ（２０１）と、
    前記の振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定するステップ（２０２）と、
    を含む、ことを特徴とする方法。
19. 前記方法が、
    −前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分を計算するステップと、
    −前記の振幅の変化のうちの前記呼吸リズムの呼吸頻度を有する前記信号成分に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の前記指標を測定するステップと、
    をさらに含む、
    ことを特徴とする請求項１８に記載の方法。
20. 前記の振幅の変化を検出するステップ（２０１）がそれぞれ大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークとＡＯピークに続く下行波によって構成される複合波に関連するピーク間値を検出することを含み、且つ、
    心臓の機能不全と異常の指標を測定するステップ（２０２）が前記ピーク間値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算することを含み、
    前記の振幅の変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項１８または１９に記載の方法。
21. 前記の振幅の変化を検出するステップ（２０１）が大動脈弁の開放によって生じるＡＯピークの最大信号値を検出することを含み、且つ、
    前記心臓の機能不全と異常の指標を測定するステップ（２０２）が前記最大信号値の変化の強度を表す振幅の変化量を計算することを含み、
    前記の振幅の変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項１８または１９に記載の方法。
22. 前記方法が、
    心拍周期の時間の長さの変化である時間変化を前記信号から検出するステップと、
    前記の振幅の変化と前記の時間変化の両方に基づいて、心臓の機能不全と異常の前記指標を測定するステップと、をさらに含む、
    ことを特徴とする請求項１８〜２１のいずれか一項に記載の方法。
23. 前記の時間変化の前記の検出するステップが、大動脈弁の開放によって生じる連続するＡＯピーク間の時間間隔の時間の長さを検出するステップを含み、
    前記心臓の機能不全と異常の指標を測定するステップ（２０２）が、前記の検出された時間の長さの変化の強度を表す時間変化量を計算することを含み、
    前記の時間変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項２２に記載の方法。
24. 前記方法が、
    前記の振幅の変化の強度が第１の閾値を越えること、または、前記の時間変化の強度が第２の閾値を越えること、の少なくとも１つが起こった場合に、心房細動を表す信号を発信するステップを含む、
    ことを特徴とする請求項２２または２３に記載の方法。
25. 前記方法が、
    前記の振幅の変化のうちの前記呼吸リズムの呼吸頻度を有する前記信号成分が第３の閾値未満である状況に応答して心房細動を表す信号を発信するステップを含む、
    ことを特徴とする請求項１９または２４に記載の方法。
26. 前記方法が、
    前記の心臓血管の動きを表す前記信号をローパスフィルタにかけるステップ（２１１）と、
    前記のローパスフィルタにかけられた信号からＡＯピークを検出するステップ（２１２）と、
    を含む、
    ことを特徴とする請求項２０〜２５のいずれか一項に記載の方法。
27. 前記ローパスフィルタリングの上限の周波数が３０Ｈｚである、ことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
28. 前記方法が、
    前記の心臓血管の動きを表す前記信号をバンドパスフィルタにかけるステップ（２１１）と、
    大動脈弁の閉鎖によって生じるＡＣピークを前記のバンドパスフィルタにかけられた信号から検出するステップ（２１２）と、
    を含む、ことを特徴とする請求項２０〜２７のいずれか一項に記載の方法。
29. 前記バンドパスフィルタリングの通過帯域が４０Ｈｚから１００Ｈｚまでである、ことを特徴とする請求項２８に記載の方法。
30. 前記方法が、
    ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出するステップと、
    前記の検出された前記ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さの変化の強度を表す第２の時間変化量を計算するステップと、を含み、
    前記ＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれが前記ＡＣピークのうちの１つから前記ＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、
    前記の第２の時間変化量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項２８または２９に記載の方法。
31. 前記方法が、
    ＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さとＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さを検出するステップと、
    同一の心拍周期内の前記のＡＣ〜ＡＯ間隔の時間の長さと前記のＡＯ〜ＡＯ間隔の時間の長さの間の比率を表す比率量を計算するステップと、を含み、
    前記ＡＣ〜ＡＯ間隔のそれぞれが前記ＡＣピークのうちの１つから前記ＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、
    前記ＡＯ〜ＡＯ間隔のそれぞれが前記ＡＯピークのうちの１つから前記ＡＯピークのうちの次の１つまでの時間間隔であり、
    前記の比率量が心臓の機能不全と異常を表す、
    ことを特徴とする請求項２８または２９に記載の方法。
32. コンピュータプログラムであって、
    心臓血管の動きを表す信号から前記信号上である心拍数を繰り返す波形の振幅の変化であって、複数の前記振幅の増加及び複数の前記振幅の減少を含むような前記の振幅の変化を検出し、且つ、
    少なくとも部分的に、前記の振幅の変化に、基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定する、
    プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令を含む、
    ことを特徴とするコンピュータプログラム。
33. 前記コンピュータプログラムが、さらに、
    −前記の振幅の変化のうちの呼吸リズムの呼吸頻度を有する信号成分を計算し、且つ、
    −前記の振幅の変化のうちの前記呼吸リズムの呼吸頻度を有する前記信号成分に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の前記指標を測定する、
    プログラミング可能なプロセッサを制御するためのコンピュータが実行可能な命令を含む、
    ことを特徴とする請求項３２に記載のコンピュータプログラム。
34. コンピュータプログラム製品であって、
    請求項３２または３３に記載のコンピュータプログラムが符号化されている非一時的コンピュータ可読媒体を備える、ことを特徴とするコンピュータプログラム製品。

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