JP2016531629A - 生理学的信号を処理するデバイス、方法及びシステム - Google Patents

Abstract

生理学的信号（１１）を処理するデバイス（１０）が与えられる。デバイスは、生理学的信号の波形特徴の発生を検出する特徴検出器（２０）を有する。生理学的信号は、生理学的プロセスを記述する。特徴検出器は、生理学的信号の波形特徴の検出された発生を記述する特徴信号（２３）を供給する。デバイスは、他の発生に対して所定の時間窓内で起こる指標とならない発生を特徴信号から除去し、デバウンスされた特徴信号を（３３）を供給するデバウンサ（３０）を更に有する。デバイスは、波形特徴の所望の発生での生理学的信号を示す値を導き出すことによってベースライン信号を決定する補間器（４０）を更に有する。所望の発生は、デバウンスされた特徴信号によって示される。補間器は、所望の発生の間にベースライン信号を補間する。更には、対応するシステム、方法、コンピュータ読出可能な非一時的記憶媒体及びコンピュータプログラムが与えられる。

Description

本発明は、対象のバイタルサインを決定する分野に関係があり、特に、生理学的信号を処理するデバイス、方法及びシステムに関係がある。

対象のバイタルサインは、対象の病状又は健康を判断する際の有力な指標である。バイタルサインには、呼吸数（ＲＲ；respiratory rate）及び心拍数（ＨＲ；heart rate）又は脈拍数があるが、それらに限られない。バイタルサインは、例えば、心臓の鼓動又は呼吸動作のような、基礎をなす生理学的プロセスを記述する。基礎をなす生理学的プロセスを記述する生理学的信号は、測定され評価される。

例えば、心拍数又は呼吸数のような、生理学的プロセスの瞬時周波数の信頼できる正確な推定は、多くのヘルスケア用途のために重要である。しかし、ロバスト推定は、例えば、プレチスモグラフによる（ＰＰＧ；plethysmographic）センサ又は動きセンサのような、新規の目立たないセンサが、制御されない環境（例えば、日常生活環境）における連続的な健康モニタリングのために使用される場合に、特に難しい。そのような環境では、センサは、相当量の潜在的に信頼できないデータを発生しうる。従って、一般に、信号処理は、間違った出力を生じさせるそのような外乱の間に問題を与える。今日、生理学的信号を測定するための多くのリストバンド式バイオセンサは、動きを推定して、それに基づき測定された信号を補正するために、加速度計を更に装備されている。

呼吸数及び心拍数の検出のための最新の方法は、周波数領域解析に又は連続波長変換（ＣＷＴ；continuous wavelength transform）に基づく。そのような方法は、基礎をなす生理現象の幾つかの発生（例えば、複数の呼吸サイクル又は複数の心拍）を含む生理学的信号のセグメントにおいて実行される。それらのセグメントは窓とも呼ばれ、対応する信号処理は、窓化された信号処理とも呼ばれる。このような信号処理に関連する問題はレイテンシである。処理の窓の長さ（例えば、３０秒の窓）に起因して、結果は、処理された窓の長さに対応する遅延を有してのみ利用可能である。しかし、このレイテンシは、非常の時には受け入れられない。更には、動きアーチファクトが検出される場合には、窓全体が捨てられる。

米国特許出願公開第２０１３／００８０４８９（Ａ１）号明細書（特許文献１）には、複数の自動補正シーケンスから生理学的情報を決定するデバイス及び方法が開示されている。連続ウェーブレット変換は、呼吸情報を決定するための自動補正シーケンスに適用され得る。自動補正は、例えば、４５秒の存続期間の処理の窓について計算される。複数の自動補正シーケンスは、複数の形態メトリック信号に基づき生成される。一方、形態メトリック信号は、フォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ；photoplethysmograph）信号に基づき生成される。

米国特許出願公開第２０１１／０３０１４７７（Ａ１）号明細書（特許文献２）には、バイオフィードバック情報を対象へ供給するデバイスが開示されている。デバイスは、センサから心拍数データを受信する受信器を有する。センサのタイプには、マイクロホン（音声心臓信号）、圧力センサ（脈圧）、心電図（ＥＣＧ；electrocardiogram）、フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）、及びＲＦ又はカメラ技術を利用する非接触式センサがある。アーチファクトに関して、当該文献は、窓化されたデータが平均からの乖離をとられて、それによりデータのＤＣオフセットが除去され、そして、トレンド除去されて、それによりデータの如何なる内在するトレンドも除去されることを教示する。レイテンシに関して、当該文献は、より短いデータ窓は、対象の生理状態のより速い更新をもたらすことを教示する。実際の用途では、５秒までのレイテンシが確認され得る。

しかし、レイテンシを更に低減する必要性が存在する。更には、ほとんどレイテンシがない状態で信号のインテグリティ又は品質をチェックして、バイタルサイン抽出が信頼できるか否かを判定する必要性が存在する。特に、例えば、蘇生、心肺機能蘇生（ＣＰＲ；cardiopulmonary resuscitation）の実行又は自動体外式除細動器（ＡＥＤ；automated external defibrillator）の使用のような、緊急の非常の時には、低レイテンシが不可欠である。更には、効率的実行、ローメモリ使用量及び低電力消費が望ましい。

米国特許出願公開第２０１３／００８０４８９（Ａ１）号明細書 米国特許出願公開第２０１１／０３０１４７７（Ａ１）号明細書

本発明の目的は、レイテンシが低減された状態で生理学的信号を処理するデバイス、方法及びシステムを提供することである。更なる目的は、有利なことには、低いメモリ使用量及び電力消費を有しながら、生理学的信号を処理するデバイスの効率的実行を提供することである。

本発明の第１の態様では、生理学的信号を処理するデバイスが与えられる。当該デバイスは、
受信された生理学的信号の波形特徴の発生を検出し、前記生理学的信号は生理学的プロセスを記述し、前記生理学的信号の前記波形特徴の前記検出された発生を記述する特徴信号を供給する特徴検出器と、
他の発生に対して所定の時間窓内で起こる指標とならない発生を前記特徴信号から除去し、デバウンスされた特徴信号を供給するデバウンサと、
前記波形特徴の所望の発生での前記生理学的信号を示す値を導き出すことによってベースライン信号を決定し、前記所望の発生は前記デバウンスされた特徴信号によって示され、前記所望の発生の間に前記ベースライン信号を挿入する補間器と
を有する。

本発明の更なる態様では、生理学的信号を処理するシステムが与えられる。当該システムは、上述された生理学的信号を処理するデバイスである第１及び第２のデバイスの連結を有し、前記第２のデバイスの特徴検出器の入力は、前記第１のデバイスの出力へ接続される。

本発明の別の更なる態様では、対応する方法と、コンピュータで実行される場合に、該コンピュータに、上記の方法のステップを実行させるプログラムコード手段を有するコンピュータプログラムと、プロセッサによって実行される場合に上記の方法が実行されるようにするコンピュータプログラム製品を記憶している非一時的なコンピュータ可読記録媒体とが提供される。

本発明の好適な実施形態は、従属請求項において定義される。請求される方法、システム、コンピュータプログラム及び媒体は、請求されるデバイスと及び従属請求項で定義されるのと類似した及び／又は同様の好適な実施形態を有する点が理解されるべきである。

本発明者は、特許文献２で示された平均からの乖離（de-meaning）又はトレンド除去（de-trending）が、例えば、ＰＰＧセンサを使用するときに起こる動きアーチファクトを補正することができないことに気付いた。ＰＰＧ信号は、光信号のわずかな変位が出力シングを相当に変化させうることから、動きアーチファクトによって大いにゆがめられ得る。このアーチファクトは、しばしば、むしろ、測定された信号における短いスパイク又はジャンプであり、任意にその後に完全に異なった信号振幅が続く。これは、信号のトレンドを除去することによって補正され得ない。そのような状況において、処理の窓の全体は、不良であると分類されてよく、処理の窓を用いる最新のデバイスにおいて失われる。

アーチファクトの補正のための加速度計の使用も、皮膚に対する光学ＰＰＧセンサのごくわずかな動きが、測定された加速度に比例しない大きな信号偏差をもたらし得ることから、有意な制限を有する点が留意されるべきである。

本発明は、最新の方法が非常の時には遅すぎるとの結論に更に基づく。たとえ特許文献２がモバイルデバイスで実時間において実施可能であることを示しているとしても、この方法のレイテンシは、処理の窓の長さに依然として制限される。データの平均からの乖離及びトレンド除去のための最低限の存続期間は、処理の窓によって定義される。

本発明に従うデバイスの１つの要素は、従って、生理学的信号の波形特徴の発生を検出する特徴検出器を用いることである。それによって、波形の特徴は、それらが起こる場合に識別される。波形特徴は、ピーク、ディップ、所定の閾値を超える値、極大又は極小、所定のエネルギのピーク／ディップ、傾き、などを含むが、それらに限られない。波形特徴の発生は、更なる処理のために特徴検出の出力において特徴信号として供給され得る。このように、特徴信号は、特徴ごとに非常に低いレイテンシで供給される。特徴信号は、このように、波形特徴が検出される時点又はサンプル番号を示す。

波形特徴の全ての検出された発生が、基礎をなす生理現象に実際に起因し得るわけではなく、アーチファクト、例えば、ＰＰＧセンサの変位によることがあることは、経験により示されている。本発明の態様に従う、生理学的信号を処理するデバイスは、従って、指標とならない発生を特徴信号から除去するデバウンサを有する。指標とならない発生は、他の発生に対して所定の時間窓内で起こる。例えば、心拍数を測定する場合に、人間の続いて起こる心臓の鼓動についての最低時間よりも短い時間窓内で前のピークの直ぐ後に続くピークの発生は、捨てられ得る。そのような発生は、アーチファクトを示し、よって、望ましくない。潜在的に望ましい発生を記述するデバウンスされた特徴信号は、デバウンサの出力で供給され得る。デバウンスされた特徴信号は、指標とならない発生が除外されているので、所望の発生を与える。

本発明に従うデバイスは、波形特徴の所望の発生での生理学的信号を示す値を導き出すことによってベースライン信号を決定し、前記所望の発生の間にベースライン信号を挿入する補間器を更に有する。それによって、ベースライン信号は、特徴ごとに決定され得る。従って、レイテンシは、２つの特徴の間のインターバルまで低減する。このことは、窓の全体ではなく次の特徴のみを待てばよいので、最新の窓に基づく解決法に対して相当な利点である。

ベースライン信号は、このように、特徴の発生での生理学的信号の値によって定義され得る。例えば、ベースライン信号は、ピークが接続される場合には上側包絡線に相当し、あるいは、ディップが接続される場合には下側包絡線に相当する。任意に、ベースラインは、１つ以上の異なるタイプの特徴から求められるベースラインを平均化することによって決定され得る。ベースライン信号の利用可能性は波形特徴の発生に依存するので、ベースラインは、鼓動している心臓のような速い生理学的プロセスについては、より速く、あるいは、例えば呼吸のように、より低速で、リフレッシュされる。

本発明の更なる利点は、対応する実施のフットプリントが非常に小さいことである。すなわち、それほど多くのメモリは使用されず、例えば乗算のような少ない計算しか必要とされない点で、非常に効率的である。

実施形態において、前記特徴検出器は、ピーク、ディップ、所定の閾値を超える値、極大又は極小、所定のエネルギのピーク／ディップ、前記生理学的信号の傾きのうちの少なくとも１つの発生を検出するよう構成される。例えば、ピークは、所定の閾値を超える値として検出され得る。代替的に、生理学的信号の導関数は、極小又は極大を決定するために評価される。任意に、複数の特徴、例えば、ピーク及びディップが検出され、それにより、複数のベースラインが、測定の精度及び信頼性を更に高めるよう検出され得る。任意に、ピーク及びディップは、ピーク及びディップに基づき平衡信号処理を実行するために検出される。

更なる実施形態において、前記デバウンサ及び／又は前記補間器は、実時間において出力信号を供給するよう構成される。実時間は、本文脈において、波形特徴の次の有効な発生が利用可能であると直ぐに出力が供給されることを意味する。このように、デバウンサの出力信号、すなわち、デバウンスされた特徴信号、及び／又は補間器の出力信号、すなわち、ベースライン信号は、特徴ごとに供給され得る。この実時間の処理の利点は、出力信号が低いレイテンシで供給され得ることであり、このことは、非常の時において特に有利である。

実施形態において、前記デバウンサは、前記特徴信号における又は前記デバウンスされた特徴信号における特徴の２つの発生の間の時間インターバルを決定するよう更に構成される。特徴信号における又はデバウンスされた特徴信号における特徴の２つの発生の間の時間インターバルを記述する信号は、任意に、デバウンサの出力で時間インターバル信号として供給され得る。そのような出力信号は、先と同じく、特徴ごとに低レイテンシで利用可能である。心拍信号を処理する場合について、心拍に対応する特徴が検出され、時間インターバルは、心拍間隔（ＩＢＩ；inter-beat-interval）とも呼ばれ得る。任意に、複数の特徴の時間インターバルが評価されてよく、任意に、平均化が、誤りを更に減らすよう適用される。しかし、平均化はレイテンシを増大させる。

この実施形態の更なる精緻化において、前記デバウンサは、適応デバウンサであり、前記時間窓の長さは、２つの特徴の間の時間インターバルに応じて適応可能である。この実施形態の利点は、デバウンサの時間窓が、例えば、心臓活動又は呼吸について、所望の生理現象に適応され得ることである。２つの連続した特徴の間の時間インターバル、例えば、心拍間隔は、対象の生理機能に起因して即時に変化しない。例えば、活発な運動を行うと、心拍数は即時にデはなく徐々に増大する。このことは、動きアーチファクトの抑制を改善する。例えば、低い心拍数では、より長い時間窓が使用可能であり、より多くのアーチファクトが調整された時間窓内に含まれ得る。

この実施形態の更なる精緻化において、前記時間窓の長さは、２つの連続した特徴の間の時間インターバルの半分よりも短い。有利なことに、２つの連続した特徴の間の０．１から０．５の間の、望ましくは、０．２から０．５の間の、望ましくは、０．３から０．５の間の、望ましくは、０．４から０．５の間の時間インターバルが、時間窓の長さとして選択される。時間インターバルの半分よりも長い長さを選択することは、１つおきに正確な波形特徴が除去され、正確な波形特徴のうちの半分しか検出されないという危険性を抱えている。例となる結果として、実際の心拍数又は呼吸数の半分しか検出されないことがある。与えられる範囲は、窓化された信号処理と実質的に異なり、インターバル時間は、２つの連続した特徴の間の平均時間インターバルと比較され得る点が留意されるべきである。特徴信号又はデバウンスされた特徴信号のいずれか一方が評価され得る点が留意されるべきである。２つの連続した特徴の間の時間インターバルの半分よりも短いとここで定義されているように時間窓を選択することは、デバウンスされた信号の使用を可能にするので有利である。

更なる実施形態では、前記特徴検出器は、前記生理学的信号を該生理学的信号から導出される遅延信号と比較する遅延要素を有するピーク検出器である。この実施形態の利点は、特徴の検出が信号の大きさと無関係であることである。効率的実行のために、生理学的信号の前の値を記憶するには、単一記憶場で十分である。

更なる実施形態では、前記特徴検出器は、フィルタ及びスイッチを有するピーク検出器である。有利なことに、一次フィルタが、計算上効率的な実施のために使用される。

実施形態において、生理学的信号を処理する当該デバイスは、前記生理学的信号と前記ベースライン信号との間の差を計算し、ベースラインを除かれた生理学的信号を供給するよう構成されるベースライン除去ユニットを更に有する。ベースライン信号は、特徴ごとに計算可能であり、よって、低レイテンシで利用可能である点が留意されるべきである。従って、更なる処理のためのベースラインを除かれた信号は、低レイテンシで供給され得る。この実施形態の更なる利点は、内在する生理学的信号の信号形状又は形態が、外乱を補正するときに保たれ得ることである。特許文献２は、例えば、補正のためのフィルタ段の使用を示している。しかし、そのようなフィルタリングは、不必要な寄与を相殺するのみならず、信号形状にも作用し得る。更には、そのようなフィルタは、生理学的信号に期待される周波数範囲内にある周波数成分を有するアーチファクトを抑制することができない。ベースラインを除かれた生理学的信号は、ベースラインにおける外乱を、それらの特定の周波数に関わらず補正される。

更なる他の実施形態では、生理学的信号を処理する当該デバイスは、前記ベースライン信号及び／又は前記特徴信号に基づき品質メトリックを決定するよう構成される分類ユニットを更に有する。例えば、ベースライン信号の振幅が評価される。なお、有利なことに、ベースライン信号又は特徴信号の導関数は、この導関数が低レイテンシで特徴ごとに利用可能であることから、評価される。

代替の実施形態では、生理学的信号を処理する当該デバイスは、２つの時間インターバルの間の差に基づき品質メトリックを決定するよう構成される分類ユニットを更に有する。例えば、２つの心拍間隔（ＩＢＩ）の間の差が評価される。上述されたように、例えば、心拍数は、急に変化せず、連続的に増大又は低減する。このように、２つの心拍間隔の間のデルタは、一定のままであるか、又はゆっくりと変化する傾きを有するべきである。この解析は、窓化された信号処理では可能でない。なお、任意に、レイテンシの増大を犠牲にして、デルタ値の平均値が計算され得る。この場合に、品質メトリックは、一定の遅延を有して利用可能である。たとえ品質メトリックが一定の遅延を有するとしても、特徴の２つの連続した発生の間のインターバルから導出された所望の心拍数が依然として低レイテンシで供給され得る点が留意されるべきである。

更なる実施形態では、当該デバイスは、前記ベースライン信号に及び／又は前記特徴信号における若しくは前記デバウンスされた特徴信号における特徴の２つの発生の間の時間インターバルに基づきバイタルサイン信号を決定するよう構成される評価ユニットを更に有する。例えば、心拍を示す特徴が検出される場合に、瞬時心拍数又は心拍の瞬時周波数は、特徴の２つの連続した発生の間の時間インターバルに基づき決定され得る。間違った特性を減らすために、デバウンスされた特徴信号が使用され得る。

本発明のそれら及び他の態様は、以降で記載される実施形態から明らかであり、それらを参照して説明される。
生理学的信号を処理するデバイスの実施形態の略ブロック図を示す。 例となる信号のグラフを示す。 特徴検出器の略ブロック図を示す。 特徴検出器のサブブロックの略ブロック図を示す。 デバウンサの実施形態の略ブロック図を示す。 特徴検出器の中間信号及び出力信号のグラフを示す。 特徴検出器の中間信号及びデバウンサの出力信号のグラフを示す。 生理学的信号を処理するデバイスの更なる実施形態の略ブロック図を示す。 呼吸運動によって影響を及ぼされる例となる心拍信号のグラフである。 生理学的信号を処理するデバイスの連結の略ブロック図を示す。 図１０に示されているデバイスの例となる出力信号を示す。 呼吸数を決定するアルゴリズムのフローチャートを示す。 出力信号の例となるグラフを示す。 出力信号の更なる例となるグラフを示す。

図１は、生理学的信号１１を処理するデバイス１０の実施形態の略ブロック図を示す。デバイス１０は、特徴検出器２０、デバウンサ３０、及びベースライン信号１２を供給する補間器４０を有する。

特徴検出器２０は、生理学的信号１１の波形特徴の発生を検出するよう構成される。生理学的信号１１は、生理学的プロセスを記述する。生理学的プロセスの制限されない例は、心臓の活動及び呼吸である。更には、生理学的信号１１は、好ましくない外乱、例えば、動きアーチファクトを有し得る。そのような生理学的信号は、種々の測定技術により取得され得る。好適な実施形態では、フォトプレチスモグラフによる（ＰＰＧ）センサが使用され、生理学的信号１１はＰＰＧ信号である。任意に、前処理、例えば、サンプルレートの変更、前置フィルタリング、又は複数の信号の結合(例えば、加速度計の異なる軸からの測定信号を生理学的信号へと融合すること)が、生理学的信号１１を得るために適用される。

特徴検出器２０は、生理学的信号１１を受信する特徴検出器入力部２１と、生理学的信号１１の波形特徴の検出された発生を記述する特徴信号２３を供給する特徴検出器出力部２２とを有する。

この例となる実施形態では、特徴検出器は、生理学的信号１１のピーク及び／又はディップの発生を検出するよう構成される。任意に、特徴検出器２０は、検出されるべき波形特徴を選択するセレクタ入力部２４を有する。例えば、特徴検出器２０のセレクタ入力部２４で受信される信号は、生理学的信号１１のピーク又はディップのいずれが選択されるべきかを示す。

代替的に、特徴検出器２０は、例えば、所定の閾値を超える値、極小又は極大、傾き、所定の曲線形状、所与のエネルギのピーク、などのような種々の波形特徴を検出するよう構成される。この例における波形特徴の発生は、波形特徴が生理学的信号において検出された時間又はサンプルインデックスを表す。生理学的信号１１の波形特徴の検出された発生を記述する特徴信号２３は、特徴検出器２０の出力部２２で供給される。特徴信号２３の内容は発生に限られず、例えば、波形特徴の発生での生理学的信号１１の値を更に含むことができる点が留意されるべきである。

デバウンサ３０は、他の発生に対して所定の時間窓内で起こる指標とならない発生を特徴信号２３から除去するよう構成される。デバウンサ３０は、特徴信号２３を受信するデバウンサ入力部３１と、デバウンスされた特徴信号３３を供給するデバウンサ出力部３２とを有する。任意に、デバウンサ３０は、特徴信号２３における又はデバウンスされた特徴信号３３における特徴の２つの発生の間の時間インターバルを決定するよう更に構成される。時間インターバルを記述する信号は、デバウンサ３０の時間インターバル出力部３４で時間インターバル信号３５として供給され得る。任意に、複数の特徴の時間インターバルは、時間インターバル出力部３４で、別々に、あるいは、例えば、平均化することによって、組み合わされて、評価及び供給される。デバウンサ３０の例となる実施形態の更なる詳細は、図５に関して以下で更に説明される。

補間器４０は、波形特徴の所望の発生での生理学的信号を示す値を導出することによってベースライン信号１２を決定し、前記所望の発生の間にベースライン信号を挿入するよう構成される。補間器４０は、デバウンサ３０からデバウンスされた特徴信号３３を受信する補間器入力部４１と、ベースライン信号１２を供給する補間器出力部４２とを有する。任意に、補間器４０は、生理学的信号１１を受信する入力部４４を更に有する。それによって、補間器４０は、波形特徴の所望の発生での生理学的信号１１を示す値を導出するために生理学的信号の値を与えられる。代替的に、生理学的信号１１の値又は波形特徴の所望の発生での生理学的信号を示す値は、特徴信号２３と、で補間器４０受信されるデバウンスされた特徴信号３３とにおいても、供給され得る。

図２は、生理学的信号１１を処理するデバイス１０の入力としての生理学的信号１１と、デバイス１０の出力としてのベースライン信号１２との２つの例となるグラフを示す。

図２の上側のグラフを参照すると、生理学的信号１１ａは、鼓動している心臓を記述している。横軸は、秒における時間を表し、一方、縦軸は、受信される生理学的信号１１ａの振幅を表す。この実施形態では、特徴信号２３ａは、生理学的信号１１ａのディップ又は極小の検出された発生を記述している。特徴信号２３ａは、丸によって示されている。この実施形態における特徴信号２３ａは、如何なる指標とならない発生も含まないので、デバウンスされた特徴信号３３ａは特徴信号２３ａに対応する。ベースライン信号１２ａは、ディップの所望の発生での生理学的信号１１ａの値、よって、デバウンスされた特徴信号３３ａによって示される波形特徴ディップの発生の間の線形補間によって得られる。

図２の下側のグラフを参照すると、生理学的信号１１ｂは、同じく、鼓動している心臓を記述している。この実施形態では、特徴検出器は、生理学的信号１１ｂのピークの発生を検出するよう構成される。ピークの発生は、特徴信号２３ｂとして供給され、図２の下側のグラフではバツ印によって表されている。この実施形態でも、他の発生に対して所定の時間窓内で起こる指標とならない発生はデバウンサによって測定されないので、デバウンスされた特徴信号３３ｂは特徴信号２３ｂに対応する。この実施形態におけるベースライン信号１２ｂは、ピークの発生での生理学的信号１１ｂの値を取り、そのピークの間の値を補間することによって、決定される。

図２の上側のグラフにおけるベースライン信号１２ａは、生理学的信号１１ａの下側包絡線と見なされ、一方、図２の下側のグラフにおけるベースライン信号１２ｂは、生理学的信号１１ｂの上側包絡線と見なされ得る。種々のタイプの補間、例えば、スプライン補間又は三次補間が使用され得る点が留意されるべきである。

この実施形態での特徴信号２３ａ、２３ｂにおける又はデバウンスされた特徴信号３３ａ、３３ｂにおける特徴の２つの連続した発生の間の時間インターバルは、連続したディップ（図２の上側のグラフ）又はピーク（図２の下側のグラフ）の間の時間的分離を示す心拍間隔（ＩＢＩ）として表される。ＩＢＩの逆数は、心拍の瞬時周波数、すなわち、瞬時心拍数を示す。一般に、波形特徴の２つの発生の間の時間インターバルは、生理現象の瞬時周波数を示すことができる。本発明の態様に従って生理学的信号１１を処理するデバイス１０の利点は、特徴検出器２０が波形特徴の次の発生を検出すると直ぐに瞬時周波数が利用可能であることである。このように、周波数領域で処理され得る時間窓又はデータセグメントが取得されるまで待つ必要はない。

瞬時周波数のみならずベースライン信号も、低レイテンシで特徴ごとに供給され得る。有利なことに、提案されるデバイス１０は、長期にわたる信号トレースを記憶する必要はなくごく短い記録のみで足りるので、費用効果的且つ効率的な実施を可能にする。

更には、図２の下側のグラフの生理学的信号１１ｂは、図２の上側のグラフの生理学的信号１１ａとベースライン信号１２ａとの間の差として求められ得る点が留意されるべきである。このように、きれいな、すなわち、ベースラインを除かれた生理学的信号生成するよう、ベースライン信号は、原の生理学的信号から減じられ得る。明らかに、原の生理学的信号１１ａ（図２の上側のグラフ）は、ナイキスト基準に従って帯域制限されており、サンプル周波数の半分までの周波数を含んでよい。実際上、アナログナイキストフィルタは、適切な生理学的信号１１ａを生成するよう、例えば、１０Ｈｚに設定されてよい。信号処理の第１の段階（図２の上側のグラフ）は、ＩＢＩ時間インターバルの第１の測定、従って、第１の心拍数を与えることができる。任意の第２の段階では、図１の同じスキームが、ベースラインを除かれた生理学的信号１１ｂ（図２の下側のグラフ）に適用され得る。次いで、補間器の出力は、原の生理学的信号１１ａの包絡線として定義され得る、ベースラインを除かれた生理学的信号１１ｂのピーク１２ｂの包絡線又は外形信号を与える。この第２の段階では、ＩＢＩ周波数は、任意に、原の生理学的信号の周期性時間の第２の測定を有するよう先と同じく決定され得る。

図３及び４は、特徴検出器２０の例となる実施形態に関する更なる詳細を提供する。図５は、デバウンサ３０の例となる実施形態に関する更なる詳細を提供する。

図３は、特徴検出器２０の例となる実施形態を示す。特徴検出器２０は、条件付きフィルタ２５、比較器２６、及び遷移検出器２７を有する。生理学的信号１１は、条件付きフィルタ２５の入力部で受信され、特徴信号２３は、遷移検出器２７の出力部で供給される。

条件付きフィルタ２５の実施形態の更に詳細なブロック図は、図４において示されている。条件付きフィルタ２５は、一次フィルタ及びスイッチ５１によって形成されている。フィルタ特性は、係数Ｃによって決定づけられ、例えば、心拍数検出、呼吸数検出、又は所望の量のための適切な値に設定され得る。心拍数検出のために、実際的な値は、ｆｃ＝０．５Ｈｚから呼吸検出のためのｆｃ＝０．２Ｈｚの間の周波数について設定される。フィルタ係数Ｃは、ｆｓがサンプリングレートであり、ｆｃが所望のカットオフ周波数であるとして、Ｃ＝２π×ｆｃ／ｆｓによって決定される。

図４において、生理学的信号１１は加算器５２の入力部で供給される。加算器５２では、フィードバックループ５３からの中間信号が減じられ、その結果は、段５４によって決定される係数を持って第２の加算器５５へ送られる。第２の加算器５５は、中間段５４の出力をフィードバックループ５３からの信号に加えて、条件付きフィルタ２５の出力信号２８を供給する。フィードバック経路は、出力信号２８を第１の加算器５２及び第２の加算器５５へ返す遅延段５６を有する。図４の上側部分にあるスイッチ５１は、比較器５７によって制御される。比較器５７は、条件付きフィルタの入力から出力２８へ直接に生理学的信号１１を転送するようスイッチ５１を閉じることができる。第１の加算器５２の出力は、比較器５７のための入力となる。ピークを検出するために、比較器５７は、加算器５２の出力が＞０であるかどうかを判定するよう構成され、ディップを検出するために、比較器５７は、加算器５２の出力が＜０であるかどうかを判定するよう構成され、次いで、スイッチ５１を閉じる。ピーク又はディップ検出のために条件付きフィルタ２５を設定する制御信号は、図３に示されるセレクタ入力部２４を介して供給され得る。このピーク又はディップ検出システムの利点は、検出特性が生理学的信号１１の利得又は大きさと無関係となることである。このことは、信号の大きさが異なる対象ごとに、センサの異なる位置付けごとに、又はセンサの（意図的でない）動きの後に相当に変化し得るので、重要である。

図６及び７の上側のグラフは、入力部で生理学的信号１１を受信したときの条件付きフィルタ２５の典型的な出力信号２８を示す。この例となる実施形態では、条件付きフィルタ２５は、ディップを検出するよう構成される。すなわち、比較器５７は、加算器５２の出力が＜０である場合にスイッチ５１を閉じるよう設定される。図６、図７の上側のグラフから分かるように、生理学的信号１１の夫々の波形の第１の部分については、フィルタ要素（図４における５２、５３、５４、５５、５６）の結果が出力信号２８として供給され、一方、夫々の波形の第２の部分の間、スイッチ５１は閉じられており、条件付きフィルタ２５の入力信号としての生理学的信号１１が出力信号２８として直接に供給される。

再度図３を参照すると、条件付きフィルタ２５の出力２８は、比較器２６の第１の入力として供給される。生理学的信号１１は第２の入力として供給される。第１のステップにおいて、生理学的信号１１は、加算器（減算器）５８によって条件付きフィルタ２５の出力２８から減じられる。加算器５８の出力５９は、符号検出器６０への入力としてその入力信号５９の符号を決定するために供給される。これは、図６及び７の下側のグラフにおける矩形信号２９をもたらす。生理学的信号１１が条件付きフィルタ２５（この場合に、ディップを検出するよう構成される。）の出力２８よりも大きい場合は、論理ハイが比較器２６の出力信号２９として供給される。比較器２６の出力２９は、このように、図６、７の下側のグラフにおいて示されるようにデジタル信号である。次のステップにおいて、遷移検出器２７は、図６、７の下側のグラフにおいて示されるように立ち上がり遷移を検出する。この検出は、特徴検出器２０の出力２３として供給され、検出されたディップの発生を示す。

別個のブロックとしての比較器２６の代替案として、図４に示される条件付きフィルタ２５の比較器５７の出力、又はその論理反転は、遷移検出器への入力として直接に使用されてよい。

図５は、デバウンサ３０の例となる実施形態を示す。デバウンサ３０は、デバウンサ入力部３１で特徴信号２３を受信し、デバウンサ出力部３２でデバウンスされた特徴信号３３を供給する。この実施形態では、特徴信号の立ち上がり遷移は、遷移が他の発生に対して所定の時間窓内で起こる場合に、デバウンスされて“削除”される。そのような発生は、例えば、生理学的信号におけるノイズ又は動きアーチファクトに起因し得る。入力部３１から出力部３２までの信号経路の上の差し込み図において示されるように、特徴信号２３においてピークＰ２に続くピークＰ３は、ピーク３がデバウンスされた特徴信号３３においてもはや存在しないように除去される。図７の下側のグラフにおいて、曲線３３は、Ｐｘによって示されている約３．３秒での余分の偽遷移のこのような除去又は廃棄を示す。すなわち、図７の下側のグラフにおけるデバウンスされた特徴信号３３は、生理学的信号１１におけるディップの発生のみを示し、所定の時間窓内で更なるディップは続かない。

再度図５におけるデバウンサ３０の例となる実施形態を参照すると、デバウンサ３０はスイッチ６１を有する。スイッチが閉じられる場合は、入力信号は出力部へ転送され、そうでない場合は、入力は捨てられる。デバウンサ３０は、アップカウンタとして実装される周期時間カウンタ６２と、ダウンカウンタとして実装されるデバウンスカウンタ６３とを更に有する。周期時間カウンタ６２は、デバウンスされた特徴信号３３での論理ハイによってリセット入力部を介してリセットされる。代替的に、周期時間カウンタ６２のリセット入力部は、特徴信号によって直接にリセットされるよう構成され得る。周期時間カウンタ６２は、生理学的信号のサンプリング周波数ｆｓでクロック信号を受信するクロック入力部を更に有する。このように、クロック制御された周期時間カウンタ６２は、カウンタをインクリメントし、リセット入力部での２つの信号の間の時間を決定し、結果を時間インターバル信号３５として出力部３４で供給する。周期時間カウンタ６２のカウンタ値は、デバウンス窓の長さを決定するデバウンス窓要素６４へ更に供給される。任意に、リミッタ６５は、デバウンス窓が所与の最小及び最大範囲内にあるかどうかを決定するようデバウンス窓要素６４の出力を受け取り、そして、制限されたデバウンス窓を負荷入力としてデバウンスカウンタ６３へ供給する。よって、負荷入力は、デバウンスカウンタ６３がその“負荷”入力部でデバウンスされた特徴信号からの論理ハイ信号を受信すると初期化され得る値であることができる。デバウンスカウンタ６３は、この実施形態ではサンプリング周波数ｆｓであるクロック信号のための入力部を更に有する。ｆｓ入力部でクロック信号を受信すると、デバウンスカウンタ６３は、カウントダウンし、ゼロに達するとスイッチ６１を閉じる。このように、他の発生に対して所定の（すなわち、デバウンスカウンタ６３の負荷値及びクロック周波数ｆｓによって予め決定された）時間窓で起こる特徴信号２３における指標とならない発生は捨てられ、よって、デバウンスされた特徴信号３３を供給するよう特徴信号から除去される。

このように、この実施形態におけるデバウンサ３０は適応デバウンサであり、デバウンス窓は、２つの遷移、すなわち、特徴信号又はデバウンスされた特徴信号における特徴の発生の間の期間に依存する。すなわち、適応デバウンサ３０は、２つの連続したピーク又はディップの間の期間を決定し、更には、それらの最大値又は最小値の発生についての時間スタンプを生成する。周期時間カウンタ６２によって測定された前の周期時間に基づき、現在のデバウンス時間窓は、入来する新たな遷移パルスを区別するよう設定される。前の周期時間の分数はデバウンス窓を設定するために使用される。実際に、この値は、心拍数パルス検出のためには約０．５であり、呼吸のためにはこれは０．３に設定される。デバウンス窓が長ければ長いほど、例えば、周期時間の０．５に近ければ近いほど、デバウンサ３０は、偽の又は好ましくない遷移を除去することにおいて、より弁別的又は敏感になる。

図７の下側のグラフは、デバウンスされた特徴信号３３を示し、Ｐｘに示されている３．３秒で起こる信号２９の遷移は捨てられている。

図８は、生理学的信号１１を処理するデバイス１０の代替の実施形態を示す。図１において示され且つそれを参照して記載された要素に加えて、この実施形態に従うデバイス１０は、ベースライン除去ユニット７０、分類ユニット７１及び／又は評価ユニット７３を更に有する。分類ユニット及び評価ユニットは、任意に、図８に示されるように１つのブロックとして実装され得る。

ベースライン除去ユニット７０は、生理学的信号１１とベースライン信号１２との間の差を計算し、ベースラインを除かれた生理学的信号１３を供給するよう構成される。ベースラインを除かれた生理学的信号１３は、再び、生理学的信号を処理する後続のデバイスのための生理学的信号となることができる点が留意されるべきである。これは、図２の下側のグラフにおける曲線１１ｂによって表されており、曲線１１ｂは、図２の上側のグラフにおける生理学的信号１１とベースライン信号１２ａとの間の差である。

実施形態において、分類ユニット７１は、ベースライン信号１２の大きさに基づき品質メトリック７２を決定するよう構成される。代替的に、分類ユニット７１は、特徴信号２３又はデバウンスされた特徴信号３３を受信し、それに基づき品質メトリック７２を決定するよう構成される。更には、代替的に、分類ユニット７１は、時間インターバル信号３５からの２つの時間インターバルの間の差に基づき品質メトリック７２を決定するよう構成される。例えば、２つの心拍間隔の間の差又はデルタが評価され得る。このデルタは、連続的に増大又は低減する心拍数がゆっくりと変化する傾きを有することから、むしろ一定のままであるべきである。例えば、心拍数は、通常は、１秒内に毎分６０拍（ｂｐｍ）から１２０ｂｐｍへジャンプせず、この値に向かって増大する。健康な対象に関して、２０ｂｐｍの許容可能なデルタ値の閾値が現実的である。なお、患者固有の閾値が設定されてよい。デルタ値は、対象の回復の際にも評価され得る。それによって、回復の速度も特定され得る。更には、大きいデルタ値は、動きアーチファクト又は測定エラーを示すことができる。

実施形態において、評価ユニット７３は、ベースライン信号１２に及び／又は特徴信号２３における若しくはデバウンスされた特徴信号３３における特徴の２つの発生の間の時間インターバルに基づきバイタルサイン信号７４を決定するよう構成される。例えば、心拍数は、時間インターバル信号３５から決定され得る。この評価の利点は、心拍間隔が特徴ごとに利用可能であることから、非常に低いレイテンシである。よって、平均心拍数に代えて、瞬時心拍数が拍動ごとに供給され得る。更には、ベースライン信号１２又はベースラインを除かれた生理学的信号１３が評価され得る。評価ユニット７３は、任意に、特徴ごとの解析を従来の窓化された信号処理と組み合わせるよう構成され得る点が留意されるべきである。例えば、瞬時心拍数は、特徴信号３３における特徴の２つの発生の間の時間インターバルから特徴ごとに決定され、一方、呼吸数は、ベースライン信号１２から周波数領域解析によって決定される。

図９は、生理学的信号１１として得られるフォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）信号の４つの例となるグラフを示す。文献（例えば、Addison et al.，：“Developing an algorithm for pulse oximetry derived respiratory rate （RRoxi）: a healthy volunteer study”，Journal of Clinical Monitoring and Computing (2012)）から、呼吸は、図９（ｂ）乃至（ｄ）で表されているように、３つの異なる方法でＰＰＧ信号を変調し得ることが知られている。

図９（ａ）は、生理学的信号１１として、変調されていない心臓パルス波形を示す。図９（ｂ）は、心臓パルスがベースラインの上に乗っているベースライン変調を示す。ベースラインは破線として示されている。図９（ｃ）は、心臓パルスの振幅が呼吸サイクルにわたって変化するところのＰＰＧ信号の振幅変調を表す。図９（ｄ）は、心拍間隔（ＩＢＩ）が呼吸サイクルにわたって変化するところの呼吸性洞性不整脈（ＲＳＡ；respiratory sinus arrhythmia）を表す。図１０を参照して例示されるように、それらの現象のうちの１つ以上を評価することによって呼吸数を決定することが可能である。当然、心拍数も決定され得る。

図１０は、生理学的信号を処理する複数のデバイスの有利な連結を示し、デバイス１０ａ〜１０ｅの夫々は、原理上、図１又は８に従う、生理学的信号を処理するデバイス１０に対応する。システム１は、入力として生理学的信号１１を受信する。当業者は、全ての出力が望まれているわけでない場合に、関係があるブロックを選択する。

図１０に示される例となる実施形態は、ロバストな心拍及び脈拍変動検出のためのスキームとともに、呼吸数を検出する方法を示す。適用例は、心房細動検出、病院の一般病棟における又は脈拍検出における呼吸検出、及び心肺機能蘇生（ＣＰＲ）発生時の支援である。システムは、図１又は８に関して記載された基本デバイスを複数有する。信号処理は、時間領域において行われ、全ての入力の大きさ又は入力スケーリングについてロバストであり、低いレイテンシ時間を有する。

改善されたロバスト性のために、幾つかの任意の追加フィルタ、例えば、二次バターワースフィルタが適用され得る。追加のハイパスフィルタ（ＨＰＦ）及びバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）ブロックは、１Ｈｚの高いカットオフ周波数を有する。低いカットオフ周波数は、例えば、０．０５Ｈｚである。それらの任意の追加フィルタは、簡略化されてよく、不要でさえあってよい。周波数応答は、所望の用途、例えば、心拍数又は呼吸数検出に合わせられる。

システム１は、入力として生の生理学的信号１１を受信する。この文脈において、生理学的信号を処理するデバイス１０ａ〜１０ｅは“ベースライン抽出器”とも呼ばれる。第１のベースライン抽出器１０ａにおいて、特徴検出器は、信号のディップを検出するよう構成される。ベースライン抽出器１０ａの出力で供給されるベースライン信号１２ａは、図２の上側のグラフのベースライン信号１２ａに対応する。システム１は、ベースライン除去ユニット７０を更に有し、ベースライン信号１２ａは、図２の下側のグラフにおける１１ｂに対応するベースラインを除かれた生理学的信号１１ｂを得るよう、生の生理学的信号１１から減じられる。この信号は、第２のベースライン抽出器１０ｂのための入力となる。ベースライン抽出器１０ｂの第１の出力部は時間インターバル信号３５ｂを供給する。時間インターバル信号３５ｂは、連続した心臓の鼓動の心拍間隔（ＩＢＩ）を記述し、従って、瞬時心拍数を示す。ベースライン抽出器１０ｂの第２の出力部は、図２の下側のグラフにおけるベースライン信号１２ｂに対応するベースライン信号１２ｂを供給する。ベースライン信号１２ｂは、第１のバンドバスフィルタ７５を介して第３のベースライン抽出器１０ｃへ供給される。この第３のベースライン抽出器１０ｃは、フィルタ処理されたベースライン信号１２ｂ’の連続したピークの間の時間インターバル及び連続したディップの間の時間インターバルを評価し、ピーク及びディップの間の時間インターバルの平均を求め、結果を時間インターバル信号３５ｃとして供給する。この信号は、図９（ｃ）によって示されるような包絡線又は振幅に基づく呼吸を記述する（図１１の中央のグラフを参照）。呼吸ベルト（レスピバンド）３６により決定された呼吸数は、参照のために図１１の全てのグラフにおいて示されている。横軸は、秒における時間を表し、一方、縦軸は、毎分の呼吸における測定された呼吸数を表す。

ベースライン抽出器１０ｂの時間インターバル信号３５ｂは、更に、更なるベースライン抽出器１０ｅへ第２のバンドバスフィルタ７６を介して供給される。ベースライン抽出器１０ｅは、フィルタ処理された時間インターバル信号３５ｂ’を受信し、それから時間インターバル信号３５ｅを決定する。時間インターバル信号３５ｅは、図９（ｄ）に示されるような心拍変動又は周波数変調を評価することに基づく呼吸を記述する（図１１の下のグラフを参照）。

第１のベースライン抽出器１０ａの出力１２ａは、更に、他のベースライン抽出器１０ｄへハイパスフィルタ７７を介して供給される。フィルタ処理されたベースライン信号１２ａ’に基づき、ベースライン抽出器１０ｄは時間インターバル信号３５ｃを決定し、図９（ｂ）によって示されるようなベースラインに基づく呼吸を提供する（図１１の上のグラフを参照）。

最後に、本発明の態様（図１又は８）に従う同じデバイスアーキテクチャは、呼吸が生理学的ＰＰＧ信号１１を変調するための３つ全ての異なる方法を評価するために使用され得る。

抽出されたバイタルサインの品質は、例えば、呼吸数を推定するために、図１２を参照して表されるように、時間領域処理を周波数領域処理と組み合わせることによって、更に改善され得る。同じくこの概念を実現する他のフロー図が可能である。有利なことに、生理学的信号の包絡線の時間領域情報は、例えば、呼吸性洞性不整脈（ＲＳＡ）に起因して、周波数変調の周波数領域情報と結合される。本発明者は、幾つかの状況において、幾つかの変調タイプについて、時間領域の呼吸間（breath-to-breath）の呼吸数は、実際の呼吸数を低く見積もることがあると気付いた。よって、結果を更に改善するよう、周波数領域の解析が、呼吸数を計算するために、時間領域の解析に加えて使用され得る。良好な状況において、それらの値は時間領域の解析と対応する。人間に関する経験及び測定から、主に、包絡線検出（図１１の中央のグラフ）は、安静時における２％よりも小さい二乗平均平方根（ＲＭＳ）心拍間隔（ＩＢＩ）誤差及び１分平均時間を伴って実時間の呼吸間呼吸数推定のために最もよく働くと決定される。呼吸間レベルにおいて、このように低レイテンシで、１．５呼吸に満たないＲＭＳ誤差が確認されている。

呼吸数の過少見積もりを回避するよう、且つ、よりロバストな呼吸数抽出になるよう、図１２は、呼吸数の改善された推定を与えるフローチャートを示す。なお、この場合に、レイテンシは、先と同じく、周波数領域の解析のための窓サイズ（例えば、実際の用途において約３０秒）に関係がある。連続モニタリングのために、ほとんどの用途では、小さいレイテンシが許容される。しかし、命に関わる状況では、レイテンシ時間は可能な限り小さくなければならない。特に、蘇生（ＣＰＲ）の間の脈拍検出のために、低いレイテンシ時間は不可欠である。ここで開示されるシステムは、特徴ごとに測定を瞬時に与えることを、より遅い、しかし、幾つかの用途では、より正確な周波数領域の解析と組み合わせる。

図１０のシステムは、この場合にベースライン抽出器１０ａ〜１０ｃを有し、先と同じく、呼吸間で呼吸数を抽出するために使用される。デバイス１０ｃは、呼吸周期時間を記述するインターバル信号３５ｃを供給する。呼吸数抽出の場合に、その条件付きフィルタによるピーク検出器の時定数及び／又は適応デバウンサのデバウンス窓は、呼吸のための適切な値へと調整される。

再度図１２を参照すると、ステップＳ１１で、呼吸数は、図１０を参照して記載されたように、ベースライン抽出器１０ｃを用いて実時間において計算される。第２のステップＳ１２で、信号１２ｂ（更に図２を参照）のスペクトル密度又は周波数スペクトルが、例えば３０秒の時間フレームについて計算される。第３のステップＳ１３で、信号品質の良し悪しが判断される。プロセスは、良い信号品質についてステップＳ１４を続け、悪い信号品質についてステップＳ１５を続ける。ステップＳ１４で、最高ピーク周波数、すなわち、最も高い周波数を有するピークが抽出される。

次の判定ステップＳ１６で、ステップＳ１４で抽出された周波数は、ステップＳ１１で決定された呼吸数と比較される。抽出された周波数及び心拍数が対応する場合は、方法はステップＳ１７へ進み終了する。抽出された周波数及び心拍数が一致しない場合は、ステップＳ１４で決定された周波数は、ステップＳ１８で呼吸数として設定され、プロシージャはステップＳ１７で終了する。

好ましくない信号品質がステップＳ１３で決定された場合は、方法はステップＳ１５に進み、例えば３０秒の時間フレームについての心拍数のスペクトル密度が決定される。このスペクトルに基づき、最高ピーク周波数が抽出される。スペクトルは心拍数の変動を表す。抽出された最高ピーク周波数は、ステップＳ１９で呼吸数として設定される。プロセスは、先と同じくステップＳ１７で終了する。

図１３及び１４を参照すると、本発明者は、本発明に従うデバイス及びシステムに基づく心拍間隔（ＩＢＩ）時間測定又は脈拍変動が、ＥＣＧに基づく心拍変動（ＨＲＶ）測定と比較して極めて正確であり、心房細動（ＡＦ）のような心臓不整脈の検出のために使用され得ることに気付いた。発作性の又は“無症候性”の心房細動の検出は、心臓の健康リスク又は発作のための最も重要なリスク指標の１つである。従って、日常生活でのＡＦの目立たない検知が望まれている。本発明に従う方法及びアルゴリズムは、心房細動の患者に関してテストされ、対照としてＥＣＧと比較して、ＡＦ事象の間に１分平均で５％に満たない誤差をＲＭＳ値に与える。非ＡＦ事象の間では、誤差はより一層小さい。

図１３は、心臓除細動の前及び後、故に、ＡＦ事象の前及び後のＥＣＧ３７／ＰＰＧ３５ｂの記録を示す。横軸は秒における時間を表し、一方、縦軸は瞬時心拍数を表す。図は、ＥＣＧ３７により測定された心拍数と、ＡＦの間に本発明の態様に従ってＰＰＧ３５ｂにより測定された心拍数との類似を明らかに示す。図１３における下側の曲線は、図１０からのベースラインを除かれた生理学的信号１１ｂを示し、一方、上側の曲線は、瞬時心拍数を示す図１０からの時間インターバル信号３５ｂを示す。参照のために、ＥＣＧに基づく心拍数信号３７が表されている。

図１４は、ＥＣＧのＲ−Ｒインターバルに基づき決定された心拍変動３９と比較される、本発明に従うシステムにより決定された心拍変動３８に基づくＡＦの検出を示す。図１４の上側のグラフは、差し込み図なしで図１３のグラフを繰り返す。図１４の下側のグラフは、心拍数３５ｂ基づく心拍変動３８の第１の曲線と、図１３において曲線３７として示されたＥＣＧ３９のＲ−Ｒインターバルに基づく心拍変動の第２の曲線３９とを示す。曲線３８、３９における夫々の変動は、ＡＦ事象の検出を表すよう閾値と比較される。曲線８８は、ＡＦのＰＰＧに基づく検出を表し、一方、曲線８９は、ＥＣＧに基づくＡＦ検出を表す。

最後に、生理学的信号を処理するデバイス、方法及びシステムで、生理学的信号が低レイテンシで評価され得るデバイス、方法及びシステムが提供された。それによって、例えば、心拍数又は呼吸数のような、生理学的リズムの瞬時周波数の信頼できる正確な推定が可能となる。そのような推定は、多くのヘルスケア用途のために、特に、非常の時において、重要である。更には、日常生活において目立たない方法で適用され得るセンサの使用が実現可能になる。そのような環境において、センサは、相当量の潜在的に信頼できないデータを生成しうる。従って、それらの信号についての特徴間インターバルのロバストなフレキシブル推定が提案される。方法は、解析された波形の形態に関する如何なる予備的知識も必要とせず、よって、多種多様な生理学的信号及び測定モダリティに容易に適用され得る。本発明は、ここで例示されるようにフォトプレチスモグラフによる生理学的信号から実時間において心拍ごとの心拍数及び呼吸ごとの呼吸数を抽出することに制限されず、そのような生理学的情報が含まれる多くの更なる信号に適用され得る。更には、バイタルサインに関する情報に加えて、動きアーチファクトによる信号エラーを隠すためのベースライン補正及び品質メトリックも供給される。

当業者には明らかなように、本発明の態様は、ハードウェア要素、ハードウェアとソフトウェアとの組み合わせ、又は例えば多目的マイクロコントローラ若しくは他のプロセッシングデバイスで実行されるソフトウェアにおいて、実施され得る。

本発明は、図面及び前述の記載において詳細に図示及び記載されてきたが、そのような図示及び記載は、制限ではなく説明又は例示と見なされるべきである。本発明は、開示されている実施形態に制限されない。開示されている実施形態に対する他の変形例は、図面、本開示及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求される発明を実施する際に当業者によって理解、達成され得る。

特許請求の範囲において、語「有する（comprising）」は、他の要素又はステップを除外するものではなく、要素の単称（すなわち、不定冠詞a又はanの使用）は、複数個を除外するものではない。単一の要素又は他のユニットは、特許請求の範囲において挙げられている幾つかの項目の機能を満たしてよい。ある手段が相互に異なる従属請求項において挙げられているという単なる事実は、それらの手段の組み合わせが有利に使用され得ないことを示すものではない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアの部分とともに又はそれとともに供される光記憶媒体又はソリッドステート媒体のような適切な非一時的媒体において記憶／分配されてよいが、他の形態においても、例えば、インターネット又は他の有線若しくは無線の電気通信システムを介して、分配されてよい。

特許請求の範囲における如何なる参照符号も、適用範囲を制限するものとして解釈されるべきではない。

本発明の更なる利点は、対応する実施のフットプリントが非常に小さいことである。すなわち、それほど多くのメモリは使用されず、例えば乗算のような少ない計算しか必要とされない点で、非常に効率的である。
本発明に従うデバイスは、生理学的信号とベースライン信号との間の差を計算し、ベースラインを除かれた生理学的信号を供給するよう構成されるベースライン除去ユニットを更に有する。ベースライン信号は、特徴ごとに計算され得、よって、低レイテンシで利用可能である点が留意されるべきである。従って、更なる処理のためのベースラインを除かれた信号は、低レイテンシで供給され得る。この実施形態の更なる利点は、内在する生理学的信号の信号形状又は形態が外乱を補正するときに保たれ得ることである。特許文献２は、例えば、補正のためのフィルタ段の使用を提案している。しかし、そのようなフィルタリングは、不必要な寄与を相殺するのみならず、信号形状にも作用し得る。更には、そのようなフィルタは、生理学的信号に期待される周波数範囲内にある周波数成分を有するアーチファクトを抑制することができない。ベースラインを除かれた生理学的信号は、ベースラインにおける外乱を、それらの特定の周波数に関わらず補正される。

Claims (15)

1. 生理学的信号を処理するデバイスであって、
   受信された生理学的信号の波形特徴の発生を検出し、前記生理学的信号は生理学的プロセスを記述し、前記生理学的信号の前記波形特徴の前記検出された発生を記述する特徴信号を供給する特徴検出器と、
   他の発生に対して所定の時間窓内で起こる指標とならない発生を前記特徴信号から除去し、デバウンスされた特徴信号を供給するデバウンサと、
   前記波形特徴の所望の発生での前記生理学的信号を示す値を導き出すことによってベースライン信号を決定し、前記所望の発生は前記デバウンスされた特徴信号によって示され、前記所望の発生の間に前記ベースライン信号を挿入する補間器と
   を有するデバイス。
2. 前記特徴検出器は、ピーク、ディップ、所定の閾値を超える値、極大又は極小、所定のエネルギのピーク／ディップ、前記生理学的信号の傾きのうちの少なくとも１つの発生を検出するよう構成される、
   請求項１に記載のデバイス。
3. 前記デバウンサ及び／又は前記補間器は、実時間において出力信号を供給するよう構成される、
   請求項１に記載のデバイス。
4. 前記デバウンサは、前記特徴信号における又は前記デバウンスされた特徴信号における特徴の２つの発生の間の時間インターバルを決定するよう更に構成される、
   請求項１に記載のデバイス。
5. 前記デバウンサは、適応デバウンサであり、
   前記時間窓の長さは、２つの特徴の間の時間インターバルに応じて適応可能である、
   請求項４に記載のデバイス。
6. 前記時間窓の長さは、２つの連続した特徴の間の時間インターバルの半分よりも短い、
   請求項５に記載のデバイス。
7. 前記特徴検出器は、前記生理学的信号を該生理学的信号から導出される遅延信号と比較する遅延要素を有するピーク検出器である、
   請求項１に記載のデバイス。
8. 前記特徴検出器は、フィルタ及びスイッチを有するピーク検出器である、
   請求項１に記載のデバイス。
9. 前記生理学的信号と前記ベースライン信号との間の差を計算し、ベースラインを除かれた生理学的信号を供給するよう構成されるベースライン除去ユニットを更に有する
   請求項１に記載のデバイス。
10. 前記ベースライン信号及び／又は前記特徴信号に基づき品質メトリックを決定するよう構成される分類ユニットを更に有する
    請求項１に記載のデバイス。
11. ２つの時間インターバルの間の差に基づき品質メトリックを決定するよう構成される分類ユニットを更に有する
    請求項４に記載のデバイス。
12. 前記ベースライン信号に及び／又は前記特徴信号における若しくは前記デバウンスされた特徴信号における特徴の２つの発生の間の時間インターバルに基づきバイタルサイン信号を決定するよう構成される評価ユニットを更に有する
    請求項１に記載のデバイス。
13. 生理学的信号を処理するシステムであって、
    請求項１に記載のデバイスである第１及び第２のデバイスの連結を有し、
    前記第２のデバイスの特徴検出器の入力は、前記第１のデバイスの出力へ接続される、
    システム。
14. 生理学的信号を処理する方法であって、
    受信された生理学的信号の波形特徴の発生を検出し、前記生理学的信号は生理学的プロセスを記述し、前記生理学的信号の前記波形特徴の前記検出された発生を記述する特徴信号を供給するステップと、
    他の発生に対して所定の時間窓内で起こる指標とならない発生を前記特徴信号から除去し、デバウンスされた特徴信号を供給するステップと、
    前記波形特徴の所望の発生での前記生理学的信号を示す値を導き出すことによってベースライン信号を決定し、前記所望の発生は前記デバウンスされた特徴信号によって示され、前記所望の発生の間に前記ベースライン信号を挿入するステップと
    を有する方法。
15. コンピュータで実行される場合に、該コンピュータに、請求項１４に記載の方法のステップを実行させるプログラムコード手段を有するコンピュータプログラム。

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