JP2018534023A - 心弾動図（ｂｃｇ波）の複数の基準点の間で測定された時間差から大動脈の脈拍の伝搬時間（大動脈ｐｔｔ）を見積もる方法と装置。 - Google Patents
心弾動図（ｂｃｇ波）の複数の基準点の間で測定された時間差から大動脈の脈拍の伝搬時間（大動脈ｐｔｔ）を見積もる方法と装置。 Download PDFInfo
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Abstract
【課題】心弾動図（ＢＣＧ波）の複数の基準点の間で測定された時間差から大動脈の脈拍伝搬時間（ＰＴＴ）を予測する方法を提供する。
【解決手段】 前記ＢＣＧ波の第１と第２の基準点の間の時間差を測定し、前記時間差からＰＴＴを予測する。前記ＰＴＴは、検出された前記第１と第２の基準点の間の時間差に直接対応する、又は前記ＰＴＴは、前記ＰＴＴと、ＢＣＧ波の前記第１と第２の基準点の間の時間差との間の関係を用いて得られ、前記関係は、ＰＴＴを得る他の方法で前記時間差の校正することにより得られる。
【選択図】 図１
Description
本発明は、肉体を利用して生理パラメータを測定するシステムに関し、特に、心弾動図（ＢＣＧ波）上で測定された複数の基準点の間の時間差から大動脈の心拍／脈拍の伝搬時間（大動脈ＰＴＴ）を見積もる方法と装置に関する。
心臓から動脈系への血液放出により生成される脈拍の伝搬時間（以下「ＰＴＴ」と称する）は、心臓血管系の状態を診断するのに非常に重要なパラメータである。ＰＴＴは、心拍波が心臓に近い部位に到着した時間と心臓から離れた部位へ到着した時間との間の時間差と定義される。大動脈のＰＴＴを用いると動脈の弾性度がわかる。これは、心臓血管疾患のリスクを予測する盛んに受け入れられつつある指標である。動脈の弾性度は、例えば、動脈硬化症等の心臓血管のリスク・ファクタの存在に関連する。将来の心臓血管疾患（心筋梗塞 心臓発作、心臓への血管移植 大動脈疾患）のリスクを予測するのに適していることは、広く確認されている。これに関しては非特許文献１を参照されたい。
動脈の弾性度は、血液脈拍波の伝搬速度（脈拍波速度）から、次のMoens-Korteweg の式を用いて得られる。
脈拍波速度＝（Ｅｈ／２πｐ）１／２
Ｅは動脈の弾性係数、ｈは動脈の壁の厚さ、ｒは動脈の半径、ｐは血液密度である。
脈拍波速度＝（Ｅｈ／２πｐ）１／２
Ｅは動脈の弾性係数、ｈは動脈の壁の厚さ、ｒは動脈の半径、ｐは血液密度である。
特許文献１：米国特許出願公開第２０１３−０３１０７００号明細書
非特許文献１：C. Vlachopoulos, K. Aznaouridis, and C. Stefanadis, “Prediction of Cardiovascular Events and All-cause Mortality With Arterial Stiffness: a Systematic Review and Meta-analysis,” Journal American College Cardiology, vol. 55, no. 13, pp. 1318?27, Mar. 2010.
非特許文献２： L. M. Van Bortel, S. Laurent, P. Boutouyrie, P. Chowienczyk, J. K. Cruickshank, et al., “Expert Consensus Document on the Measurement of Aortic Stiffness in Daily Practice Using Carotid-femoral Pulse Wave Velocity,” Journal Hypertension, vol. 30, no. 3, pp. 445?448, Mar. 2012.
非特許文献３：D. Buxi, J. M. Redoute, and M. R. Yuce, “A Survey on Signals and Systems in Ambulatory Blood Pressure Monitoring Using Pulse Transit Time,” Physiological Measurements, DOI 10.1088/0967-3334/36/3/R1.
非特許文献４：O. T. Inan, P. F. Migeotte, K.-S. Park, M. Etemadi, K. Tavakolian, et al., “Ballistocardiography and Seismocardiography: a Review of Recent Advances,” IEEE Journal of Biomedical Health and Informatics, DOI 10.1109/JBHI.2014.2361732,
非特許文献１：C. Vlachopoulos, K. Aznaouridis, and C. Stefanadis, “Prediction of Cardiovascular Events and All-cause Mortality With Arterial Stiffness: a Systematic Review and Meta-analysis,” Journal American College Cardiology, vol. 55, no. 13, pp. 1318?27, Mar. 2010.
非特許文献２： L. M. Van Bortel, S. Laurent, P. Boutouyrie, P. Chowienczyk, J. K. Cruickshank, et al., “Expert Consensus Document on the Measurement of Aortic Stiffness in Daily Practice Using Carotid-femoral Pulse Wave Velocity,” Journal Hypertension, vol. 30, no. 3, pp. 445?448, Mar. 2012.
非特許文献３：D. Buxi, J. M. Redoute, and M. R. Yuce, “A Survey on Signals and Systems in Ambulatory Blood Pressure Monitoring Using Pulse Transit Time,” Physiological Measurements, DOI 10.1088/0967-3334/36/3/R1.
非特許文献４：O. T. Inan, P. F. Migeotte, K.-S. Park, M. Etemadi, K. Tavakolian, et al., “Ballistocardiography and Seismocardiography: a Review of Recent Advances,” IEEE Journal of Biomedical Health and Informatics, DOI 10.1109/JBHI.2014.2361732,
大動脈内の脈拍波速度の測定値は最大の診療関連事項である。その理由は、大動脈とその分岐血管は、動脈の剛性／硬度から影響を受ける病理生理学の影響の大部分の原因となる。その結果、大動脈の脈拍波速度は、観測対象者の動脈の硬さの状態を示す良い指標である。大動脈の脈拍波速度は、複数の疫学研究の心臓血管症の高い予測を示す。これに関しては非特許文献２を参照されたい。
一般的な非侵襲性の測定方法においては、動脈内の脈拍波速度（以下「ＰＷＶ」とも称する）は、次式により動脈内のＰＴＴである。
ＰＷＶ＝Ｄ／ＰＴＴ
ここでＤは観察対象部位の根元部（心臓に近い部位）と先端部（心臓から遠い部位）の間の距離である。大動脈においては脈拍波速度は頸動脈部位と大腿部部位の間で測定される。頸動脈部位は胸鎖乳様突起性筋肉の前方端の中央領域にあり、大腿部部位は鼠径部ヒダの中央領域にある。このような部位の動脈は、皮膚の表面にあり皮膚に直接接触できるセンサーを用いて容易にアクセス可能である。これらの間のＰＴＴは、大動脈ＰＴＴを適切に反映するが、それは大動脈と大動脈−腸骨の伝搬の大部分を含むからである。
ＰＷＶ＝Ｄ／ＰＴＴ
ここでＤは観察対象部位の根元部（心臓に近い部位）と先端部（心臓から遠い部位）の間の距離である。大動脈においては脈拍波速度は頸動脈部位と大腿部部位の間で測定される。頸動脈部位は胸鎖乳様突起性筋肉の前方端の中央領域にあり、大腿部部位は鼠径部ヒダの中央領域にある。このような部位の動脈は、皮膚の表面にあり皮膚に直接接触できるセンサーを用いて容易にアクセス可能である。これらの間のＰＴＴは、大動脈ＰＴＴを適切に反映するが、それは大動脈と大動脈−腸骨の伝搬の大部分を含むからである。
動脈の弾性から測定できる別のパラメータは血圧である。弾性係数は次式により平均血圧Ｐの変動に関連する。
Ｅ＝Ｅ０ｅＫＰ
ここで、Ｅ０は基準となる動脈の平均血圧における動脈の弾性係数であり、Ｋは動脈に依存する定数であり、その範囲（valor）は０．０１６−０．０１８ｍｍＨｇ−１の間である。動脈血圧の変動とその絶対値は、大動脈又は他の動脈のＰＴＴ測定値から様々な校正方法（式）を用いて見積もられる。その一例は非特許文献３に記載されている。
Ｅ＝Ｅ０ｅＫＰ
ここで、Ｅ０は基準となる動脈の平均血圧における動脈の弾性係数であり、Ｋは動脈に依存する定数であり、その範囲（valor）は０．０１６−０．０１８ｍｍＨｇ−１の間である。動脈血圧の変動とその絶対値は、大動脈又は他の動脈のＰＴＴ測定値から様々な校正方法（式）を用いて見積もられる。その一例は非特許文献３に記載されている。
大動脈ＰＴＴを測定する通常の手順は、頸動脈部位と大腿部部位の準備（露出し、清潔にし、センサーを貼り付け、ケーブルに接続すること）と、脈拍波の到着時間の検知である。この検知は、脈拍波の到着による局部体積変化を検出する光体積曲線（PhotoPlethysmoGraph以下「ＰＰＧ」と称する）又はインピーダンス体積曲線（Inpedance PlethysmoGraph以下「ＩＰＧ」と称する）の手段、又は表面にある動脈がその近くのセンサーに力をかけることにより発生する圧力を測定する動脈トモメータの手段により行われる。センサーは、脈拍波がセンサーが貼られた場所へ到着するのを検出するが、その貼り付けには技巧を要し、時間がかかり、観測対象者にとって不快である。更にセンサーを長時間貼り付けておくと、観測対象者を不快にさせ、測定時の動きに起因する生理学的影響の為、長時間にわたり測定することは、勧められない。
観測対象者の準備が少なくてすみかつ大動脈における心臓血管の機械的な動きに関する情報を得る別の簡便な方法は、ＢＣＧの基準点タイミングを決定することである。これは、人体の重心の変動を、各心臓の心拍における血液の吐出と動脈ツリーを流れる脈拍波のその後の伝搬の結果としての移動、速度、加速度の観点から、反映している。ＢＣＧ波は様々なシステムから得られる。その一例のシステムは、日常使用するもの例えば体重計、椅子、ベッド、服、靴、靴下等に埋め込まれたセンサーで実現される。これについては、非特許文献４を参照されたい。このようなシステムにおいては、測定はより速く気楽になり、観測対象者に何の問題ももたらさない。その理由は、脈拍波の到着を検出するためにセンサーを特定の部位に貼ることもないからである。日常部品（体重計、椅子、ベッド、衣服）に埋め込まれたセンサーで自然に接触するのは人体である。
従来、ＢＣＧ波の基準点のタイミングを用いて、脈拍波が心臓近傍の部位（根元部）に達する時間を、ＢＣＧと大動脈への心臓吐出の開始との間の関係により、決定していた。例えば、特許文献１においては、体重計１に内蔵されたシステムから得られたＢＣＧ波の基準点を、大動脈ＰＴＴを測定する根元部タイミング基準として用いることが提案されている。この従来方法は、脈拍波が先端部に到着するのを検出するために更にセンサーを必要とする。
同一のＢＣＧ波／信号の根元部と先端部の時間情報を得ることにより、大動脈ＰＴＴをより迅速かつ苦痛無く（例え長時間でも）測定できる。これは、動脈の弾性度とそこから得られたパラメータを評価するのに有効である。この方法は、大動脈ＰＴＴに関連する他の健康指標を計算するのに、きわめて興味のあることである。例えば、心筋梗塞である。これは、心拍到着時間（ＰＡＴ）からＰＴＴを減算した予放出期間（ＰＥＰ）から得られる。
本発明は、大動脈ＰＴＴを予測する方法と装置を提供する。本発明の方法と装置は独立請求項に記載されており、複数の実施例は従属請求項に記載されている。用語「大動脈ＰＴＴ」は、頸動脈部位（胸鎖乳様突起性筋肉の前方端の中央領域にある）と大腿部部位（鼠径部ヒダの中央領域にある）との間のＰＴＴを意味する。
本発明の方法は、心弾動図（ＢＣＧ）波の複数の基準点の間で測定された時間差から大動脈ＰＴＴを見積もることである。この信号は、観測対象者の身体に接触する１個の要素に組み込まれたセンサー手段により得られる。ＢＣＧ波を使用することにより、更なる心拍用センサーを必要せず、これらのセンサーを動脈の脈拍波の到着を検出すべき特定の領域に貼り付けなけらばならない不便さを回避できる。
本発明の方法は、ＢＣＧ波は人体の重心の変動（心臓吐出／駆出と動脈心拍波の伝搬の重なりあった影響から得られる）を反映するという事実に基づく。そのため、心収縮に対しＢＣＧ波が最も早く到達する基準点は、心臓駆出にリンクする事象に最も関連すると予想され、他方、心収縮に関し信号の開始点から最も遠い（遅い）基準点は、心拍波が先端部に到達する事象により影響を受けると予想されている。大動脈は、最大量の血液が通る動脈であり、その方向は、縦方向（頭から足への軸に平行）であるので、縦方向のＢＣＧ波は、特に主動脈で起きる心拍波の伝搬から得られる機械的な（肉体の）動きに影響される。
その結果、大動脈ＰＴＴを予測する本発明の方法では、まずＢＣＧ波の２つの基準点を検出する。第１の基準点は心拍波が心臓に近い領域に達する時点に、第２の基準点はその後に心臓から第１の基準点より遠い領域に達する時点に関連する。これら２つの基準点の間の時間差を測定する。この時間差は、本発明の第１の方法では、大動脈ＰＴＴに直接対応する。本発明の第２の方法では、２つの基準点の間で測定された時間差から心拍の伝搬時間を得ることは、公知の方法により同時に得られた大動脈ＰＴＴを基準として用いて、ＢＣＧ波の時間差を校正することである。校正により得られた関係式とは、後続の測定において、ＢＣＧ波から専ら得られた（測定したままの）時間差から校正される。かくして第２の方法は、第１の方法より、測定に時間がかかり複雑な初期手順を必要とするが、精度は高い。
本発明の方法を適用すると、ＢＣＧ波のＩ波とＪ波は、組織的に見ると脈拍波が頸動脈部位と大腿部部位に到着する時点にそれぞれ一致する。これにより、本発明の第１の方法によれば、ＩＪ間隔は、特にそれから直接に大動脈ＰＴＴを得るの適している。本発明の第２の方法は、ＩＪ間隔の校正に基づき、大動脈ＰＴＴのより正確な測定値が望ましい場合に、適している。
他方で、他の適宜に選択された縦方向のＢＣＧ波の２つの基準点の間の測定された間隔は、大動脈ＰＴＴの変動に等しく敏感であると予想される。例えば、Ｉ波とＫ波の間の間隔、Ｊ波とＫ波の間の間隔である。別のＰＴＴに関する間隔の様々な持続時間は、大動脈ＰＴＴを得る第２の方法（考慮中の間隔と従来の方法で測定された大動脈ＰＴＴとの間の関係を校正することに基づく）を利用することになる。
専門家は、ＢＣＧ波と心拍が動脈ツリーの特定の部位に達する到着時間との間の時間的関連性を用い、ＢＣＧ信号／記録上の所定の心臓の心拍に属する基準点を視覚で特定し、それらの間の時間差を測定していた。しかし本発明の最適な実施は、本発明の装置を用いて行われる。この本発明の装置は、ＢＣＧ波（信号）の第１と第２の基準点を自動的に検出する信号を処理する第１手段と、前記２つの基準点間の時間差を計算しそれから大動脈ＰＴＴを得る第２手段と、前記大動脈ＰＴＴをユーザにディスプレイ又は他の装置を介して通知／通信する第３手段とを有する。ＢＣＧ信号からＩ波とＪ波の間を検出しそれらの間のの時間差を測定するアルゴリズムは、非特許文献５に記載されている。他のアルゴリズは、追加的な心臓血管信号により、ＢＣＧ波のみを利用する代わりに、Ｉ波とＪ波を特定するより確実なタイミング基準を提供する。例えば、非特許文献４によれば、Ｊ波は、心電図のＲ波の後のある時間差におけるＢＣＧ信号の最大値と特定される。この方法は、ＢＣＧ波よりもＳＮ比が良い他の心臓血管から容易に再現可能である。更にこの方法は、身体の先端部から得られる。例えば、ＰＰＧ、局所的に測定され即ち目標部位に配置されるＩＰＧ、又は２つの肢の間で測定されるＩＰＧである。
本発明の利点は、大動脈ＰＴＴは、ＢＣＧ波の基準点のみを用いて得られる点である。その結果、本発明の方法による測定が、従来のそれよりも簡便かつ素早く行うことができ、長期にわたる測定においても不快ではない。これに対し従来の測定は、前記の時間差を測定するのに必要とされる２つの基準点の少なくとも１つを得るために様々な心臓血管信号を必要としかつセンサーをＰＴＴを測定すべき部位に貼り付ける必要があった。
図１の本発明の一実施例によれば、体重計１に組み込まれた本発明のシステムは、心臓から大動脈への血液の吐出に起因する機械的（肉体的）動きを表す縦方向（身長方向）の心弾動図（ＢＣＧ）波形を、センサー２とアナログ信号処理装置３から得る。このセンサー２は体重計１に組み込まれたストレン・ゲージからなる。
本発明のシステムの出力点で得られたＢＣＧ波から、大動脈の脈拍伝搬時間を測定する方法は、最初にデジタル信号処理システム４により、ＢＣＧ波内の２つの第１と第２の基準点を検出することである。第１の基準点は、大動脈脈拍波が体の中心に近い領域に到達した時点（この実施例においては波形の最小点Ｉに対応し）に関連し、第２の基準点は、大動脈脈拍波が体の中心から離れた領域に到達した時点（この実施例においては波形の最大点Ｊに対応し）に関連する。次にデジタル信号処理システム４が、これらの基準点の測定値を検出し、それらの間の時間差（この実施例においては波形の最大点Ｊと最小点Ｉとの間の時間差に対応しＩＪ間隔と称する）を測定する。このＩＪ間隔は、第１の方法では、大動脈ＰＴＴに対応する。最後に、通信モジュール５が、観測対象者の測定された大動脈ＰＴＴをＬＣＤモニターに通信する。
図２は、体重計１に内蔵された本発明のシステムから得られた１回の心臓の心拍に属するＢＣＧ波の記録の例であるＩ波とＪ波とＩＪ間隔を示す。図３は、同一観測対象者から得られたＥＣＧ波形とＢＣＧ波形とを示す。これらの波形は、頸動脈部位と大腿部部位にそれぞれ配置されたＰＰＧセンサーから得られたものである。大動脈ＰＴＴは、それぞれを特定の場所に配置した２つのセンサーから測定されたものである。そこでは血圧の脈拍も通常どうり測定された。同図は、波の最小値Ｉと頸動脈部位６における動脈脈拍との脚部との間の対応と、波の最大値Ｊと大腿部７における動脈脈拍との脚部との対応を示す。その結果大動脈ＰＴＴは、２つの基準点からこの実施例で説明した方法で得られる。
図４は、この実施例から得られたＢＣＧ波のＩＪ間隔記録と、頸動脈部位と大腿部部位にそれぞれ配置された２つのＰＰＧセンサーを用いて測定された大動脈ＰＴＴ記録とを同時に示す。これら２つの記録は、観測対象者の呼吸に起因する血圧変動による動脈の硬さを修正するためにゆっくりと呼吸をする時の、ＩＪ間隔と大動脈ＰＴＴとの対応を示す。図５は、様々な観測対象者がゆっくりと呼吸をする時、ＩＪ間隔と頸動脈−大腿部のＰＴＴの対の４０７回の測定値の線形回帰解析とブラント−アルトマン解析を表し、更に両方のパラメータの間の対応を表す。ＩＪ間隔の時間差は大動脈ＰＴＴの時間差に類似し、呼吸に起因する血圧変動の傾向は同じため、この実施例では大動脈ＰＴＴは、ＩＪ間隔と見積もることができる。時間差の間の差（図５では平均は−５．１ｍｓで標準偏差は１３．２ｍｓ）は、測定に内在する不確実性による。
大動脈ＰＴＴの予測の精度を上げるために、本発明の第２実施例では、ＩＪ間隔と、校正により以前に決定された大動脈ＰＴＴとの関係を利用する。この実施例においては、ＩＪ間隔と大動脈ＰＴＴとの間の線形回帰（linear regression）が計算される。これらは目標群又はその代表の両方の間隔の同時測定から得られたものである。後続の測定で得られた回帰ラインの等式によりＩＪ間隔のみから大動脈ＰＴＴのより正確な見積もりが得られる。
図６は、別の実施例のデータを示し、同データからＰＴＴは、最小値Ｉと別の最小値Ｋとの間の間隔（即ちＩＫ間隔）からも見積もることができることを示す。その結果を、ゆっくりと呼吸をする同一の観測対象者から同時に測定された頸動脈部位−大腿部部位のＰＴＴと共に示す。図４のＩＪ間隔と同様に、ＩＫ間隔は、ゆっくりと呼吸をすることにより引き起こされる頸動脈部位−大腿部部位のＰＴＴ変動を反映するが、その期間はＩＪ期間より長いために、長くなっている。その結果、この実施例においては、頸動脈部位−大腿部部位のＰＴＴは、ＩＫ期間を他の手段により測定された頸動脈部位−大腿部部位のＰＴＴに関し校正することにより、得られる。
本発明を３つの実施例で十分説明した。従って、当業者は、その構成部品、構成材料、ＢＣＧ波を測定するに使用されるセンサーの選択、このＢＣＧ波の基準点を特定する方法を、本発明の技術思想を離れることなく適宜変更できる。
以上の説明は、本発明の一実施例に関するもので、この技術分野の当業者であれば、本発明の種々の変形例を考え得るが、それらはいずれも本発明の技術的範囲に包含される。特許請求の範囲の構成要素の後に記載した括弧内の番号は、図面の部品番号に対応し、発明の容易なる理解の為に付したものであり、発明を限定的に解釈するためのものではない。また同一番号でも明細書と特許請求の範囲の部品名は必ずしも同一ではない。これは上記した理由による。「少なくとも１つ或いは複数」、「と／又は」は、それらの内の１つに限定されない。例えば「Ａ，Ｂ，Ｃの内の少なくとも１つ」は「Ａ」、「Ｂ」、「Ｃ」単独のみならず「Ａ，Ｂ或いはＢ，Ｃ更には又Ａ，Ｂ，Ｃ」のように複数のもの、ＡとＢの組合せＡとＢとＣの組合せでもよい。「Ａ，Ｂと／又はＣ」は、Ａ，Ｂ，Ｃ単独のみならず、ＡとＢの２つ、或いはＡとＢとＣの全部を含んでもよい。本明細書において「Ａを含む」「Ａを有する」は、Ａ以外のものを含んでもよい。特に記載のない限り、装置又は手段の数は、単数か複数かを問わない。
ＢＣＧ：心弾動図
ＰＴＴ：脈拍伝搬時間
ＰＰＧ：光体積曲線
ＩＰＧ：インピーダンス体積曲線
１：体重計
２：センサー
３：アナログ信号処理装置
４：デジタル信号処理システム
５：通信モジュール
６：頸動脈部位
７：大腿部
ＰＴＴ：脈拍伝搬時間
ＰＰＧ：光体積曲線
ＩＰＧ：インピーダンス体積曲線
１：体重計
２：センサー
３：アナログ信号処理装置
４：デジタル信号処理システム
５：通信モジュール
６：頸動脈部位
７：大腿部
Claims (15)
- 心弾動図の複数の基準点の間で測定された時間差から大動脈の脈拍伝搬時間を予測する方法において、
（ａ）デジタル信号処理システムで、心弾動図（以下「ＢＣＧ波」と称する）の第１の基準点を検出するステップと、
（ｂ）デジタル信号処理システムで、前記ＢＣＧ波の第２の基準点を検出するステップと、
前記第２の基準点は、前記第１の基準点と同一の心臓の心拍に属し、前記第１の基準点より遅く、
（ｃ）コンピュータ・システムで、前記第１と第２の基準点の間の時間差を測定するステップと、
（ｄ）前記時間差から大動脈の脈拍伝搬時間（以下「大動脈ＰＴＴ」と称する）を予測するステップと
を有し、
前記予測された大動脈ＰＴＴは、前記ＢＣＧ波の前記第１と第２の基準点の間の時間差に直接対応する、又は、
前記予測された大動脈ＰＴＴは、前記予測された大動脈ＰＴＴと前記ＢＣＧ波の第１と第２の基準点の間の時間差との間の所定の関係式を用いて得られる、前記所定の関係式は、大動脈ＰＴＴを得る他の方法で前記時間差を校正する
ことを特徴とする大動脈の脈拍伝搬時間を測定する方法。 - 前記ステップ（ａ）（ｂ）は、前記ＢＣＧ波のみを用いて行われる
ことを特徴とする請求項１記載の方法。 - 前記２つの基準点は、補助心臓血管信号から同定される
ことを特徴とする請求項１記載の方法。 - 前記心臓の心拍は、心電図のＲピークから検出され、
前記ＢＣＧ波の２つの基準点は、同一の心臓の心拍に対応する前記心電図のＲピークから所定の時間差内で検出される
ことを特徴とする請求項３記載の方法。 - 前記心臓の心拍は、心電図の脈拍波の脚部又はインピーダンス体積曲線から検出され、
前記ＢＣＧ波の２つの基準点は、心臓の同一心拍内の前記脈拍波の脚部から所定の時間差内で検出される
ことを特徴とする請求項３記載の方法。 - 前記ＢＣＧ波の検出された基準点は、Ｉ波とＪ波に属する
ことを特徴とする請求項１−５のいずれか１項に記載の方法。 - 前記ＢＣＧ波の検出された基準点は、Ｉ波とＫ波に属する
ことを特徴とする請求項請求項１−５のいずれか１項に記載の方法。 - 前記ＢＣＧ波の検出された基準点は、Ｊ波とＫ波に属する
ことを特徴とする請求項請求項１−５のいずれか１項に記載の方法。 - 前記２つの基準点の間の時間差は、Ｉ波の最小値とＪ波の最大値の間で測定される
ことを特徴とする請求項１−６のいずれか１項に記載の方法。 - 前記２つの基準点の間の時間差は、Ｉ波の最小値とＫ波の最小値の間で測定される
ことを特徴とする請求項１−５，７のいずれか１項に記載の方法。 - 前記２つの基準点の間の時間差は、Ｊ波の最大値とＫ波の最小値の間で測定される
ことを特徴とする請求項１−５，８のいずれか１項に記載の方法。 - 前記校正は、ＢＣＧ波の前記第１と第２の基準点の間の時間差と前記他の方法で得られた大動脈ＰＴＴの間で、光体積曲線（ＰＰＧ）から得られたの線形回帰（linear regression）の実行を含む
ことを特徴とする請求項１記載の方法。 - 心弾動図（ＢＣＧ）の複数の基準点の間で測定された時間差から大動脈の脈拍伝搬時間を予測する装置において、
（ａ）心臓の単一心拍信号内の心弾動図（以下「ＢＣＧ波」と称する）の２つの基準点を自動検出するデジタル信号処理システムと、
（ｂ）前記２つの基準点の間の時間差を計算し、計算された時間差から大動脈の脈拍伝搬時間（以下「大動脈ＰＴＴ」と称する）を予測するコンピュータ・システムと、
前記予測された大動脈ＰＴＴは、前記ＢＣＧ波の前記第１と第２の基準点の間の時間差に直接対応する、又は、
前記予測された大動脈ＰＴＴは、前記予測された大動脈ＰＴＴと前記ＢＣＧ波の第１と第２の基準点の間の時間差との間の所定の関係式を用いて得られ、前記所定の関係式は大動脈ＰＴＴを得る他の方法で前記時間差を校正することにより得られる
（ｃ）前記大動脈ＰＴＴを他の装置に通信する通信システムと
を有する
ことを特徴とする大動脈の脈拍伝搬時間を予測する装置。 - 前記時間差から大動脈ＰＴＴを得る第２のコンピュータ・システム
を更に有する
ことを特徴とする請求項１３記載の装置。 - 補助心臓血管信号の入力手段と、
前記補助心臓血管信号の基準点後のＢＣＧ信号内の極値を決定する手段と
を更に有し、
前記補助心臓血管信号は、インピーダンス体積曲線（ＩＰＧ）、光体積曲線（ＰＰＧ）、心電図のいずれかである
ことを特徴とする請求項１３又は１４記載の装置。
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