JP2020503933A - 被験者の脈圧変動を決定するための装置、システムおよび方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、被験者の脈圧変動を決定するための装置、システムおよび方法に関する。被験者の脈圧変動をより信頼できる仕方で決定することを可能にするために、装置は：被験者の血行動態信号を表わす入力信号を取得するよう構成された信号入力（１１）と；入力信号を処理し、脈圧変動を計算するよう構成されたプロセッサ（１２）と；計算された脈圧変動を出力するよう構成された信号出力（１３）とを有する。脈圧変動は、入力信号からパルス高さ信号を導出し、パルス高さ信号からパルス高さベースラインおよび傾向除去されたパルス高さ信号を導出し、傾向除去されたパルス高さ信号の極値の間の差とパルス高さベースライン信号のそれぞれの値との間の比として、傾向除去されたパルス高さ信号およびパルス高さベースラインから脈圧変動を計算することによって計算される。

Description

本発明は、被験者の脈圧変動を決定するための装置、システムおよび方法に関する。

最適な循環血液量状態は、手術室（OR）および集中治療室（ICU）の患者にとって重要である。一方では、血液量減少は組織への不十分な酸素送達につながることがある。他方では、血液量過多は組織浮腫および酸素送達変化を誘起しうる。最適な循環血液量を目指す血行動態の最適化は、術後転帰を改善し、手術コストを低減できることが示されている。

残念ながら、循環血液量状態を直接評価することはできない。体液量状態の間接的評価としては、輸液反応性が用いられてきた。輸液反応性は、患者の心拍出量、よって血行動態が輸液によって増大させられることができるかどうかという問いに答える。もしそうでなければ、過剰な輸液負荷が合併症を引き起こすことがありうる。輸液反応性を評価するために、静的指標および動的指標が提案されている。

中心静脈圧（CVP: central venous pressure）または左心室拡張終期面積のような静的指標は、輸液反応性を評価するためには不十分な性能を有することが実証されている。

心肺相互作用に依拠する動的指標は、機械的人工換気を受ける患者についてのよりよい予測因子であることが示されている。その根拠は、機械的人工換気が胸腔内圧（すなわち、心筋に対する外圧）の周期的変化を誘起するということである。胸腔内圧の周期的変化は、心臓の前負荷（心臓内の拡張終期血液量）の周期的変化を誘起することがある。前負荷の周期的変化は、心臓の一回拍出量の周期的変化を誘起することができ、これは血圧波形またはフォトプレチスモグラフィー波形のような血行動態波形のパルス高さの周期的変化として現われる。胸腔内圧の周期的変化が、一回拍出量の十分に強い周期的変化をもたらす場合、患者は輸液反応性であると予測される。胸腔内圧の周期的変化が、一回拍出量の十分に強い周期的変化をもたらさない場合は、患者は輸液反応性ではないと予測される。

脈圧変動（PPV: pulse pressure variations）（パルス高さ変動としても知られる）は、血行動態波形のパルス高さの周期的変化を定量化するよう設計される。PPVはもともと動脈血圧信号に対して定義され、後にフォトプレチスモグラフィー信号に拡張される。PPV(%)＝100×{(PH_max−PH_min)/([PH_max＋PH_min]/2)}であり、ここで、PHは動脈血圧信号またはフォトプレチスモグラフィー信号における心臓パルスのパルス高さをいう。陽圧換気中は、パルス高さは吸気とともに増加し、呼気とともに減少する。PPVは、敗血症に関係した急性循環不全があり機械的人工換気を受ける患者のためおよび冠動脈バイパス移植を受けた患者のために有用であることが示されている。一般に、PPVの適用は入院期間を短縮することが証明されている。

ABP（arterial blood pressure［動脈血圧］）波についてのさまざまなPPVアルゴリズムが科学文献に見出される。アルゴリズムの最もストレートな実装は、もとの定義の文字通りの実装である。脈圧曲線を導出するための新しい方法および初期PPV値を後処理するための新しい方法を実装することにより、いくつかの改善がなされている。非特許文献１は、固定した窓長を有し、初期PPV値の強力な後処理を有するアルゴリズムを記述している。
Derichard et al.、Automated pulse pressure and stroke volume variations from radial artery: evaluation during major abdominal surgery、British Journal of Anaesthesia, 103(5), 678-684

既知のアルゴリズムにはさまざまな欠点がある。血行動態の変化（たとえば、血管作動薬の注射、変力薬の注射、急速な失血、手術中の血管クランプの適用／除去、疼痛刺激）のエピソード中、計算されたPPV値はしばしば、輸液反応性に類似しない仕方で偽りの上昇をする。さらに、不規則な心拍（たとえば心室性期外収縮または不整脈）は、計算されたPPV値に大きく影響する。さらに、安定した心リズムの状態で血行動態の変化がない場合でも、PPV値の計算は本来的にノイズが多い。

偽りの上昇または低下をしたPPV値は臨床医に誤解を与え、輸液負荷に関する誤った決定につながることがあり、その結果、血液量減少または血液量過多の患者となる。これらの状態は重篤な合併症につながることがある。

US2014/323876A1は、生理学的信号に基づいて輸液反応性を決定するための方法およびシステムを開示している。システムは、利得変化または過剰なベースライン変調を検出してもよい。いくつかの実施形態では、検出された利得変化または過剰なベースライン変調に基づいて、システムは、生理学的信号の一部分を無視し、生理学的信号の他の部分から決定された複数の振幅に基づいて、輸液反応性を示すパラメータを決定しうる。いくつかの実施形態では、検出された利得変化または過剰なベースライン変調に基づいて、システムは、輸液反応性を決定するか、または輸液反応性を決定することを差し控えることができる。

本発明の目的は、被験者の脈圧変動をより信頼できる仕方で決定するための装置、システムおよび方法を提供することである。

本発明の第一の側面では、被験者の脈圧変動を決定するための装置であって：
被験者の血行動態信号を表わす入力信号を取得するよう構成された信号入力と；
入力信号を処理し、脈圧変動を計算することを、
・入力信号からパルス高さ信号を導出し、
・パルス高さ信号からパルス高さベースラインおよび傾向除去されたパルス高さ信号を導出し、
・傾向除去されたパルス高さ信号およびパルス高さベースラインから脈圧変動を、傾向除去されたパルス高さ信号の極値の間の差とパルス高さベースライン信号のそれぞれの値との間の比として計算する
ことによって実行するよう構成されたプロセッサと；
計算された脈圧変動を出力するように構成された信号出力とを有する、
装置が提示される。

本発明のさらなる側面では、被験者の脈圧変動を決定するためのシステムであって：
・被験者の血行動態信号を表わす入力信号を収集するように構成された信号収集ユニットと；
・収集された入力信号に基づいて被験者の脈圧変動を決定するための本明細書に開示された装置と；
・計算された脈圧変動を発するよう構成された信号発行ユニットとを有する
システムが提示される。

本発明のさらになる諸側面では、対応する方法、コンピュータ・プログラムがコンピュータ上で実行されるときに、コンピュータに本明細書に開示された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、ならびにプロセッサによって実行されるときに本明細書に開示された方法を実行させるコンピュータ・プログラム・プロダクトを記憶している非一時的なコンピュータ可読記録媒体が提供される。

本発明の好ましい実施形態は、従属請求項において定義される。特許請求される方法、システム、コンピュータ・プログラムおよび媒体は、特に従属クレームにおいて定義され、本明細書に開示されるように、特許請求される装置と同様のおよび／または同一の好ましい実施形態を有することが理解されるものとする。

本発明は、PH信号の導出後および初期PPV値の計算前に後処理ステップを導入することにより、既知のアルゴリズムの問題を解決するか、あるいは少なくとも軽減するという発想に基づく。こうして、既知のアルゴリズムの欠点は、少なくとも部分的に克服される。

PPVの決定は、手術室またはICUの患者の血液量減少および血液量過多を防ぐために重要である。PPV計算についての根底にある問題は、パルス高さの一貫した変化、心臓と換気サイクルの間の変化する位相、および不規則な拍動が、PPV計算を複雑にし、信頼できない値を生じ、潜在的には臨床医に誤解させるということである。本発明によれば、ベースラインがPH信号から抽出され、PPVを計算するための平均PH信号として使用され、ベースライン変化の影響を抑制し、こうして、PPV値の偽りの上昇または低下を生じさせることを回避する。このように、本発明は、動的なシナリオにおける血液量状態を決定する際の臨床決定支援と、過剰処置を防ぐという潜在的恩恵とをもたらす。

好ましい実施形態によれば、傾向除去されたパルス高さ信号は、パルス高さ信号からパルス高さベースラインを差し引くことによって導出される。これは、有用な傾向除去されたパルス高さ信号を得るための計算上安価な方法を提供する。

被験者の換気周波数に関する情報を得るにはさまざまな選択肢がある。一つの選択肢は、前記信号入力が被験者の換気周波数を得るよう構成されるというものである。もう一つの選択肢は、プロセッサが、入力信号から入力信号ベースラインを抽出し、入力信号ベースラインから、特に動脈血圧ベースラインから換気周波数を推定することによって、被験者の換気周波数を決定するよう構成されるというものである。さらにもう一つの選択肢は、プロセッサが、傾向除去されたパルス高さ信号から換気周波数を抽出することによって、被験者の換気周波数を決定するよう構成されるというものである。これらさまざまな選択肢は、異なる計算パワーを必要とし、たとえば換気周波数を取得するためのセンサーが利用可能であるか否かといった状況に応じて選択されてもよい。

本発明は、血圧ベースラインがフォトプレチスモグラフィー（PPG）信号からのベースラインよりもアーチファクトの影響を受けにくいという知見を使用することができる。PPGベースラインにおける優勢な周波数は、しばしば末梢血管作動性振動に起因する換気周波数とは異なる。対照的に、血圧は胸郭の中心血圧によって決まるので、血圧ベースラインは末梢血管作動性振動の影響を受けにくい。

もう一つの実施形態では、プロセッサは、被験者の換気周波数のまわりの帯域通過フィルタ、特に、適応的なまたは所定の中心周波数および／または帯域幅、好ましくは換気周波数に基づいて設定された中心周波数および／または帯域幅を有する帯域通過フィルタを使って、傾向除去されたパルス高さ信号をフィルタリングするよう構成される。帯域通過フィルタは、たとえば、ピーク・フィルタであってもよい。この実施形態では、後続の処理は、心臓サイクルと換気サイクルとの間の変化する位相および不規則な拍動の影響を抑制するために、換気によって誘起される成分のみに焦点を当てる。

前記信号入力はさらに、入力信号として、動脈血圧信号、フォトプレチスモグラフィー信号、血流信号、ドップラー超音波信号、レーザー・ドップラー信号、スペックル・コントラスト信号、心弾図信号、加速度計信号、無線周波数インダクタンス信号、または被験者から取得された生体インピーダンス信号を含む信号群から選択される信号を得るよう構成されてもよい。

プロセッサは、好ましくは、所定の窓長または被験者の換気周波数から決定される窓長を有する、特に少なくとも一つの換気サイクルまたは一つの換気サイクルの整数倍の窓長を有する計算窓において、傾向除去されたパルス高さ信号またはフィルタリングされた傾向除去されたパルス高さ信号から脈圧変動を計算するよう構成されてもよい。よって、たとえば血行動態信号のベースラインから決定される決定された換気（＝呼吸頻度）は、初期PPV値の計算の適応的な窓長を設定するために使用されてもよい。

もう一つの実施形態では、プロセッサは、計算窓における最大値と最小値との間の差、または傾向除去されたパルス高さ信号の上限閾値と下限閾値との間の差を計算することによって、計算窓における脈圧変動値を計算するように構成され、前記上限閾値は75〜99%の範囲にあり、下限閾値は1〜25%の範囲にある。これにより、計算の精度がさらに向上する。

脈圧変動は、傾向除去されたパルス高さ信号の極値の間の差とパルス高さベースライン信号のそれぞれの値（たとえば、平均または中央値）との間の比として計算される。

プロセッサはさらに、計算された脈圧変動値を、パルス高さベースラインのそれぞれの値で割ることによって、脈圧変動を計算するよう構成されてもよい。

さらに、ある実施形態では、プロセッサは、補間、特にスプライン補間、および低域通過フィルタリングによって、入力信号からパルス高さ信号を導出するよう構成されてもよい。

本発明のこれらおよび他の側面は、以下に記載される実施形態から明白になり、それらを参照して明快にされる。
本発明に基づく被験者の脈圧変動を決定するためのシステムおよび装置のある実施形態の概略図である。 本発明に基づく被験者の脈圧変動を決定する方法の第一の実施形態のフローチャートである。 本発明に基づく被験者の脈圧変動を決定する方法の第二の実施形態のフローチャートである。 本発明に基づく換気周波数推定方法のある実施形態のフローチャートである。 本発明に基づくパルス高さ信号をフィルタリングする方法のある実施形態のフローチャートである。 本発明に基づく方法で使用されるさまざまな信号を示す図である。 本発明に基づく方法の効果を示すさまざまなさらなる信号を示す図である。 本発明に基づく方法における適応的なフィルタリングの効果を示すさまざまなさらなる図である。

本発明の詳細を図面を参照して説明する前に、本発明に関係する一般的な考えについて論じておく。

既知のアルゴリズムが先に述べた問題を軽減しようとする方法は、パルス高さ（PH）信号の導出、初期PPV値の計算、および初期PPV値の後処理のステップを含む。既知のアルゴリズムは、計算されたPPV値にかなりの後処理を適用することによって問題を軽減するが、これは新たな問題と欠点を誘起する。後処理は、長い時間窓にわたる平均化に関わり、これはアルゴリズムのレイテンシーを増加させ、これは非常に望ましくない。さらに、最初に計算されたPPV値の後処理はしばしば十分ではなく、いまだ偽りの高い値が生成される。

問題および欠点の技術的な根本原因は以下のとおりである。
ｉ）血行動態変化のエピソードの間、PH信号のベースラインは急速に増大または低下することがある。これらの変化が既知のアルゴリズムによって捉えられ、結果としてPPV値が上昇する。しかしながら、PH信号のこうした急速な増加または減少は、前負荷によって誘起されるものではなく（陽圧換気とは無関係）、よって、これらの変動は、輸液反応性を表わさない。
ｉｉ）不規則な心拍は、パルスの高さを大きく変動させる。この変動は、輸液反応性に関係しない。このノイズの多い信号のため、初期に計算されたPPV値は偽りの上昇を示す。
ｉｉｉ）心リズムが安定し、血行動態変化がない間でさえ、既知のアルゴリズムは、ノイズの多いパルス高さを計算する。心臓サイクルと換気サイクルとの間の正確な位相が、計算されたパルス高さを決定するからである。この位相は時間とともに急速に変化するので、計算されたパルス高さも時間とともに変化する。これらの変化も輸液反応性に関係しない。

これらの問題および欠点は、本発明に基づく装置、システムおよび方法の実施形態によって、以下の仕方で回避されるか、あるいは少なくとも軽減されることができる。
ａ）本発明によれば、パルス高さ信号のベースラインが抽出される。ベースライン信号が抽出されるため、PH信号の変化（ただし換気レートよりも遅い、すなわち0.1Hz未満）はもはや存在せず、よって、計算された初期PPV値を乱さない。PH信号のベースラインの情報は、PPV値の計算において別個に再利用される必要がある。つまり、このステップは、ベースラインを取り除くものとみなされるべきではなく、後の使用のためにベースラインを抽出するとみなされるべきである。
ｂ）本発明のある実施形態によれば、信号が初期PPV値を計算するために使用される前に、帯域フィルタ、特に適応帯域通過フィルタ、たとえばピーク（狭帯域通過）フィルタがPH信号に対して適用される。このようにして、換気周波数とは異なる周波数で発生する不規則性（たとえば、PH信号の外れ値を引き起こす不規則な拍動など）があったとしても、PH信号から除去される。
ｃ）欠点ｉｉｉ）も、ある実施形態において提供される適応帯域通過フィルタを適用することによって解決される。

PH信号のこの後処理が適用されるので、PPV値の後処理を適用する必要がなく、これは、輸液反応性の変化に応答して提示されるアルゴリズムをより速くする。

ここで図面を参照するに、図１は、本発明に基づく被験者の脈圧変動を決定するためのシステム１および装置１０のある実施形態の概略図を示す。図２は、対応する方法１００のフローチャートを示す。システム１は、被験者の血行動態信号を表わす入力信号を収集する（ステップS1）よう構成された信号収集ユニット２１を有する。信号収集ユニット２１は、たとえば、ABP信号を提供する動脈ライン、または入力信号としてPPG信号を提供するフォトプレチスモグラフィー・センサーであってもよい。一般に、信号収集ユニット２１についての他の選択肢は、血流信号、ドップラー超音波信号、レーザー・ドップラー信号、スペックル・コントラスト信号、心弾図信号、加速度計信号、高周波インダクタンス信号、または生体インピーダンス信号を取得するための要素を含む。

システム１はさらに、収集された入力信号に基づいて被験者の脈圧変動を決定する（ステップS2〜S4）装置１０を有する。装置１０は、たとえば、開示される方法を実装するためにソフトウェアが実行されているプロセッサ、コンピュータまたは任意の電子装置でありうる。

システム１はさらに、コンピュータまたはユーザー装置、たとえば医師のスマートフォンまたは患者モニターのディスプレイであってもよい、計算された脈圧変動信号を発する（ステップS5）よう構成された信号発信ユニット２２を有する。

装置１０は、ある実施形態では、入力信号を処理し、入力信号からパルス高さ（PH）信号を導出し（ステップS2）、パルス高さ信号からパルス高さベースラインおよび傾向除去されたパルス高さ信号を導出し（ステップS3）、傾向除去された信号およびパルス高さベースラインから脈圧変動を計算する（ステップS4）ことによって、脈圧変動を計算するように構成されたプロセッサを有する。プロセッサの代わりに、装置は、これらのステップを実行するためのそれぞれのユニットまたは回路、たとえば、ステップS2を実行するための第一のユニット１１、ステップS3を実行するための第二のユニット１２およびステップS4を実行するための第三のユニット１３を有していてもよい。

図３は、本発明に基づく被験者の脈圧変動を決定するための方法２００の第二の実施形態のフローチャートを示している。入力信号からベースラインを抽出し（S1）、入力信号のパルス高さから連続的なPH信号を導出（S2）した後、PH信号からベースラインが抽出される（S31）。次いで、ベースラインをPH信号から引いて、傾向除去されたPH信号を得る（S32）。換気周波数は、入力信号のベースラインからの推定（S33）または傾向除去されたPH信号からの推定（S34）を通して、さまざまな方法で得ることができる。別の代替では、換気周波数は、被験者の胸部に配置された換気周波数センサー、たとえば呼吸センサー（加速度計など）から、さらなる入力として得られてもよい。さらに別の代替では、換気装置に示される換気周波数は、自動または手動で直接、プロセッサに入力されてもよい。

その後、傾向除去されたPH信号は、任意的に、前記換気周波数および望ましい帯域幅をもつ適応帯域通過フィルタ（たとえばピークフィルタ）を使ってフィルタリングされる（S35）。最後に、ベースラインおよびフィルタリングされたPH信号を使って初期PPVが計算され（S4）、得られたPPVが出力される（S5）。

図４は、ステップS33またはS34を実装するために使用されうる、本発明に基づく換気周波数推定のための方法３００のある実施形態のフローチャートを示している。第一ステップ（S60）では、入力信号のベースラインまたは傾向除去されたPH信号が得られる。第二ステップ（S61）では、得られた信号に対する高速フーリエ変換が、好ましくは先行する時間窓と（たとえば15秒）重複する最近の時間期間（たとえば最近の30秒）の時間窓において実行される。第三ステップ（S62）では、優勢なピーク（単数または複数）および換気周波数が同定される。第四ステップ（S63）では、同定された換気周波数が出力として発行される。

図５は、ステップS35を実装するために使用されうる、本発明に基づくパルス高さ信号をフィルタリングするための方法４００のある実施形態のフローチャートを示している。第一ステップ（S70）では、前記更新された換気周波数および所望の帯域幅が得られる。第二ステップ（S71）では、更新されたフィルタ・パラメータが取得されるまたは決定される。第三ステップ（S72）では、傾向除去されたPH信号が得られる。第四ステップ（S73）では、傾向除去されたPH信号がフィルタリングされる。第五ステップ（S74）では、フィルタリングされたPH信号が出力として発行される。

PH信号を導出する既知の方法は、線形補間およびガウス平滑化とそれに続く低域通過フィルタリングを利用する。本発明の実施形態によれば、スプライン補間とそれに続く低域通過フィルタリングが、心臓と換気サイクルの間の変化する位相に起因する、欠けているPH極値を再構築するために使用される。

次に、初期PPVを計算する前にPH信号の後処理が実行される。まず、ベースラインを抽出し、PH信号から分離する。こうして、ベースラインの変化はPPVの計算を複雑にしない。加えて、望まれない成分およびノイズは、適応帯域通過フィルタを使ってフィルタ除去されてもよい。フィルタの中心周波数は、入力信号（たとえばABPまたはPPG信号）のベースラインまたは傾向除去されたPH信号のいずれかから推定される。帯域幅は、たとえば、換気周波数の5%に選択されてもよい。あるいはまた、ユーザー構成設定（たとえば0.04Hz）に従うこともできる。このようなフィルタを使用することにより、処理は換気周波数に近い周波数成分に焦点を合わせる。

ベースライン抽出の恩恵が図６に示されており、本発明に基づく方法で使用される経時的なさまざまな信号の図を示している。図６は、入力信号の例として、ABP信号４０、PH信号４１、PH信号４１のベースライン４２、傾向除去PH信号４３、生のPPV信号４４およびベースライン抽出後のPPV信号４５を示す。ベースライン４２の変化は、PH信号４１における導出された最大および最小に現われる。この状況で計算されるPPVは、換気によって誘起されるだけでなく、ベースライン変化によっても誘起される。ベースラインを抽出した後、傾向除去されたPH信号４３は、PHの最大値と最小値の差、よって初期PPV信号４４を計算するために使用される。

心臓サイクルと換気サイクルの間の変動する位相の影響および不規則な拍動の影響の図解がそれぞれ図７および図８に与えられている。図７は、本発明に基づく方法の効果を示すさまざまなさらなる信号の図を示しており、図８は、本発明に基づく方法における適応フィルタリングの効果を示すさまざまなさらなる信号の図を示している。図７は、ABP信号４０、測定されたPH値４６、PH値４６の線形補間から得られたPH信号４７、およびPH値４６のスプライン補間から得られたPH信号４８を示している。図８は、別のABP信号５０、結果として得られるPH信号５１、PH信号５１のベースライン５２、傾向除去されたPH信号５３、フィルタリングされた傾向除去されたPH信号５４、生のPPV信号５５およびフィルタリングされた傾向除去されたPH信号５４から得られたPPV信号５６を示す。

図７から、連続的なPH信号を構築することにより、PH値の実際の最大値および最小値に、よりよく近づけることが分かる。さらに、図８では、適応帯域通過フィルタを使って、導出されたPH信号をフィルタリングすることにより、換気によって誘起される成分のみに焦点を合わせることによって、不規則な拍動の存在下で安定なPPV値を得る助けになる。

初期PPVを計算するために、異なるサイズの窓が使用されてもよい。窓のサイズは、少なくとも一つの換気サイクルをカバーするのに十分な長さの固定された窓長と、推定された換気サイクルとの間で選択することができる。固定された窓長は、デフォルト値、たとえば8秒に設定されてもよく、ユーザー構成設定に従ってもよい。PHの最大値と最小値の差は、傾向除去されたPH信号から導出される。公式において規格化のために使用されるPHの最大値と最小値の平均は、PH信号のベースラインに置き換えられる。

PPV値を後処理するために、3点平均フィルタ、5点メジアンフィルタ、準最適カルマン・フィルタ（suboptimal Kalman filter）、および15秒、30秒またはそれ以上にわたる平均化が既知の諸方法で使用されている。PPVにおけるリアルタイムの変化を隠蔽することを避けるために、本発明によって、PPV値の後処理を回避することが好ましい。それにもかかわらず、本発明はまた、たとえば3、4または5点のメジアンまたは平均フィルタの後処理ステップを用いて具現されることもできる。

本発明は、測定およびモニターのための装置、システムおよび方法に適用することができる。たとえば、血圧からPPV値を計算するモニターは、PPVアルゴリズムの安定性および信頼性を改善するために本発明を利用することができる。さらに、本発明は、医療用消耗品およびセンサーのための装置、システムおよび方法に適用することができる。たとえば、病院用の使い捨て品は、たとえばカプノグラフィー・システム、フォトプレチスモグラフィー・センサー（パルスオキシメーター）および換気マスクにおいて、本発明を利用することができる。

本発明は、図面および上記の説明において詳細に示され、説明されてきたが、かかる図示および説明は、制約するものではなく、例解または例示するものと考えられるべきである；本発明は、開示された実施形態に限定されない。開示された実施形態に対する他の変形例が、図面、開示、および添付の特許請求の範囲の吟味から、請求項に係る発明を実施する当業者によって理解され、実施されることができる。

請求項において、「有する／含む」という語は他の要素やステップを排除せず、また、不定冠詞「a」または「an」は複数を排除しない。単一の要素またはその他の単位が、請求項に記載されたいくつかの項目の機能を充足してもよい。特定の措置が相互に異なる従属請求項に記載されているというだけの事実が、これらの措置の組み合わせを有利に利用でき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、他のハードウェアと一緒にまたはその一部として供給される光記憶媒体または固体媒体のような好適な非一時的媒体上で記憶／頒布されてもよいが、インターネットまたは他の有線または無線通信システムを介してなど他の形で頒布されてもよい。

請求項において参照符号があったとしても、範囲を限定するものと解釈すべきではない。

Claims (14)

1. 被験者の脈圧変動を決定するための装置であって：
   被験者の血行動態信号を表わす入力信号を取得するよう構成された信号入力と；
   前記入力信号を処理し、脈圧変動を計算することを、
   ・前記入力信号からパルス高さ信号を導出し、
   ・前記パルス高さ信号からパルス高さベースラインおよび傾向除去されたパルス高さ信号を導出し、
   ・前記傾向除去されたパルス高さ信号および前記パルス高さベースラインから脈圧変動を、前記傾向除去されたパルス高さ信号の極値の間の差と前記パルス高さベースライン信号のそれぞれの値との間の比として計算する
   ことによって実行するよう構成されたプロセッサと；
   計算された脈圧変動を出力するように構成された信号出力とを有する、
   装置。
2. 前記傾向除去されたパルス高さ信号は、前記パルス高さ信号から前記パルス高さベースラインを減算することによって導出される、
   請求項１記載の装置。
3. 前記信号入力が、被験者の前記換気周波数を取得するよう構成されている、
   請求項１記載の装置。
4. 前記プロセッサが、前記入力信号から入力信号ベースラインを抽出し、前記入力信号ベースラインから、特に動脈血圧ベースラインから前記換気周波数を推定することによって、被験者の換気周波数を決定するよう構成される、
   請求項１記載の装置。
5. 前記プロセッサが、前記傾向除去されたパルス高さ信号から換気周波数を抽出することによって、被験者の換気周波数を決定するよう構成される、
   請求項１記載の装置。
6. 前記プロセッサが、被験者の換気周波数のまわりの帯域通過フィルタ、特に、適応的なまたは所定の中心周波数および／または帯域幅、好ましくは前記換気周波数に基づいて設定された中心周波数および／または帯域幅を有する帯域通過フィルタを使って、前記傾向除去されたパルス高さ信号をフィルタリングするよう構成される、
   請求項１記載の装置。
7. 前記信号入力が、入力信号として、動脈血圧信号、フォトプレチスモグラフィー信号、血流信号、ドップラー超音波信号、レーザー・ドップラー信号、スペックル・コントラスト信号、心弾図信号、加速度計信号、無線周波数インダクタンス信号、または被験者から取得された生体インピーダンス信号を含む信号群から選択される信号を得るよう構成される、
   請求項１記載の装置。
8. 前記プロセッサは、所定の窓長または被験者の換気周波数から決定される窓長を有する、特に少なくとも一つの換気サイクルまたは一つの換気サイクルの整数倍の窓長を有する計算窓において、前記傾向除去されたパルス高さ信号または前記フィルタリングされた傾向除去されたパルス高さ信号から脈圧変動を計算するよう構成される、
   請求項１または６記載の装置。
9. 前記プロセッサは、計算窓における最大値と最小値との間の差、または前記傾向除去されたパルス高さ信号の上限閾値と下限閾値との間の差を計算することによって、計算窓における脈圧変動値を計算するように構成され、前記上限閾値は75〜99%の範囲にあり、下限閾値は1〜25%の範囲にある、
   請求項８記載の装置。
10. 前記プロセッサは、計算された脈圧変動値を、前記パルス高さベースラインのそれぞれの値で割ることによって、脈圧変動を計算するよう構成される、
    請求項８記載の装置。
11. 前記プロセッサは、補間、特にスプライン補間もしくは線形補間、および低域通過フィルタリングによって、前記入力信号から前記パルス高さ信号を導出するよう構成される、
    請求項１記載の装置。
12. 被験者の脈圧変動を決定するためのシステムであって：
    ・被験者の血行動態信号を表わす入力信号を収集するように構成された信号収集ユニットと；
    ・収集された入力信号に基づいて被験者の脈圧変動を決定するための請求項１記載の装置と；
    ・計算された脈圧変動を発するよう構成された信号発行ユニットとを有する、
    システム。
13. 被験者の脈圧変動を決定するための方法であって：
    ・被験者の血行動態信号を表わす入力信号を取得し；
    ・前記入力信号からパルス高さ信号を導出し；
    ・前記パルス高さ信号からパルス高さベースラインおよび傾向除去されたパルス高さ信号を導出し；
    ・前記傾向除去されたパルス高さ信号および前記パルス高さベースラインから脈圧変動を、前記傾向除去されたパルス高さ信号の極値の間の差と前記パルス高さベースライン信号のそれぞれの値との間の比として計算し；
    ・計算された脈圧変動を出力することを含む、
    方法。
14. コンピュータ・プログラムであって、該コンピュータ・プログラムがコンピュータ上で実行されるときに、コンピュータに請求項１３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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