JP2024508872A - 脈波信号を分析して血圧の指標及び／又は血圧変化を決定する方法、装置及びコンピュータプログラム製品 - Google Patents

Abstract

一態様によれば、被験者から得られた脈波信号ＰＷＳを分析して被験者の血圧の指標又は血圧の変化を決定するためのコンピュータ実施方法が提供される。ＰＷＳは、第１の期間における被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含む。当該方法は、（ｉ）ＰＷＳを分析して、第１の期間における第１の時点に関する第１の平均心周期波形及び第１の期間における第２の時点に関する第２の平均心周期波形を決定するステップ１１１；（ｉｉ）第１の平均心周期波形から第２の平均心周期波形への形態変化を表す差分信号を決定するステップ１１３；（ｉｉｉ）該差分信号から形態変化の絶対値を決定するステップ１１５；（ｉｖ）該形態変化の方向を決定するステップ１１７；及び（ｖ）該形態変化の絶対値及び方向を組み合わせることにより相対血圧変化を決定するステップ１１９を有する。

Description

本開示は、被験者から得られる、被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含む脈波信号に関する。より詳細には、本開示は、脈波信号を分析して被験者の血圧の指標及び／又は血圧変化を決定するための方法、装置及びコンピュータプログラム製品に関する。

血圧（ＢＰ）は、人／被験者の健康の重要な指標である。米国では、成人人口の約３０％が高血圧であると推定されている。高血圧は、明らかな外見上の症状がない一般的な健康問題である。一般的に血圧は加齢とともに上昇し、晩年に高血圧になるリスクは相当なものである。持続的な高血圧は、脳卒中、心不全、死亡率の増加の主要な危険因子の１つである。被験者の状態は、ライフスタイルの変更、健康的な食事の選択及び投薬により改善できる。特に、ハイリスク患者にとって、通常の日常生活活動を妨げないシステムによる継続的な２４時間血圧モニタリングは非常に重要である。血圧の継続的なモニタリングは、病院等の医療環境、例えば手術室（ＯＲ）又は集中治療室（ＩＣＵ）における患者にとっても有用である。低血圧は、重要な臓器への酸素供給の低下につながり得、臓器損傷を生じさせ得る。過度に高い血圧は、特に脳手術における外科的手順の間及び後に防止されるべき出血を生じさせ得る。

幾つかのケースでは、血圧の絶対測定値を取得することができ、他のケースでは、血圧の相対測定値、例えば血圧の変化の測定値を取得することができる。特に、血圧は短い時間窓（ウィンドウ）にわたり（例えば数分程度の）変化し得、これらの変化は更なる医療検査及び恐らくは医療介入治療に関連し得る。

血圧及び／又は血圧の変化を測定するために利用できる多数の異なる技術が存在する。これらの技術の幾つかは血圧自体を測定する一方、他の技術は被験者の他の生理学的特徴を測定し、例えば生理学的特徴の変化又は値を血圧の変化又は値に関連付けることにより、これらを血圧の代用として使用する。血圧を直接測定する技術の幾つかは、被験者の動脈への侵襲的アクセス、又は膨張可能なカフ等の嵩張る／不便な機器の使用を必要とする。しかしながら、血圧の代用として使用される生理学的特性の幾つかは、被験者の身体に取り付けられる簡単な及び／又は目立たないセンサを使用して測定できる。

眼圧測定は、外部に配置される力又は圧力センサを使用して、動脈に圧力が加えられる際の動脈の拡張（すなわち、動脈の拡張を表す波形）を測定する。他の例として、１以上の光電脈波計（ＰＰＧ）センサを身体の一部上に配置して、複数の心臓周期（心周期）の間の当該身体部分における血流量の変化を表す１以上のＰＰＧ信号を取得することもできる。これらの技術の両者とも、被験者から該被験者の複数の心周期をカバーする脈波信号（ＰＷＳ）を取得する。この脈波波形／信号を分析して、代用的血圧測定値として使用される１以上の生理学的特性を決定することができる。

代用的血圧測定値として使用できる１つの生理学的特性は、脈波速度（ＰＷＶ）である。心臓が鼓動すると、大動脈及び他の動脈系の血液を介して脈波が生成される。該脈波の速度（脈波速度と呼ばれる）は、血液（液体）特性及び一部の動脈特性（直径及び順応性等）により影響を受ける。これらの血液特性及び動脈特性は血圧にも影響され、したがって、ＰＷＶの変化は血圧の変化に関連付けることができる。

ＰＷＶを測定するための幾つかの技術は、２点又はデュアルスポット手法を使用する。これには、２つの信号を同時にキャプチャするために２つのセンサ（例えば、ＰＰＧセンサ）が必要とされる。第１のセンサからの信号は、例えば心臓に近い近位位置における脈波の開始を検出するために使用される。第２の信号からの信号は、遠位位置、例えば患者の指の動脈における脈波の到着を検出するために使用される。

しかしながら、測定機器による被験者の不便さを最小限に抑えるために、ＰＷＶを測定するための単点（シングルスポット）技術が開発されている。これらの技術は、動脈樹における脈波反射を利用する。大動脈から例えば指へと進行する直接的な脈波が存在する一方、最初に大動脈から腎分岐部に進行し、次いで該腎分岐部から指に進行する間接的な脈波が存在する。このようにして、間接（反射）脈波は直接脈波よりも遅く指位置に到達する。直接脈波及び間接脈波の到着時間が指で測定される場合、これら到着時間を差し引くと、大動脈弓から腎分岐部まで及びその戻りで進行するのに要する時間が得られる。反射脈波のこの余分な伝播距離の知見（又は近似）により、反射波の脈波速度を下記の式（１）により推定でき：

ここで、Ｌ_ｈｒは大動脈弓と腎分岐部との間の距離、ＰＲＴはいわゆる脈波反射時間で、直接脈波の開始（登り斜面）から間接脈波の開始（登り斜面）までの時間として定義される。ＰＲＴを計算するために必要とされる時間ｔ_ｃ及びｔ_ａは、例えばＰＰＧ波形の時間に関する二重微分を介して得られるＰＰＧ測定値のいわゆる「加速度波形」を介して決定できる。

典型的に、加速度波形は、図１に示されるように、５つの「基準点」又は「参照点」からなると仮定される。図１の（ａ）は、重複切痕が示された１秒期間をカバーする例示的なＰＰＧ信号を示している。図１の（ｂ）は図１の（ａ）のＰＰＧ信号の時間に関する一次微分を示し、図１の（ｃ）は図１の（ａ）のＰＰＧ信号の時間に関する二次微分を示す。一次微分はｖ－ＰＰＧで示され、二次微分（加速度波形）はａ－ＰＰＧで示される。上記５つの基準点が、加速度波形（図１の（ｃ））に示されている。ａ点は直接脈波の開始を印し、ｂ点は直接脈波の終了を印している。ｅ点は収縮期の終了（大動脈弁の閉鎖）を印し、本開示の目的で、ｃ点が反射波の開始を印す一方、ｄ点が反射波の終了を印すものと仮定される。

図２は、シングルスポットＰＰＧ測定及び式（１）によるＰＷＶの導出の一例を示している。図２の（ａ）のグラフは、ＩＣＵ患者の５時間にわたる平均動脈圧（ＭＡＰ）をｍｍＨｇで示している。図２の（ｂ）のグラフは、式（１）に従ってＰＰＧ信号から計算されたＰＷＶをｍ／ｓで示し、２Ｌｈｒ（心臓から腎分岐部までの距離の２倍）を７５ｃｍと推定している。

図２では、シングルスポット測定からのＭＡＰと脈波速度との間に強い肯定的相関関係が存在することがわかる。しかしながら、該脈波速度測定の堅牢性に疑問があり得る。特に２点測定手法から導出される脈波速度と比較した場合、脈波速度値には多数の外れ値が存在するからである。

シングルスポット脈波速度測定の問題の一部は、反射脈波の基準点を検出することが必ずしも容易ではないことである。このことは、図１の（ｃ）のａ－ＰＰＧプロットからわかる。このＰＰＧ信号の二次微分を計算すると、元のＰＰＧ信号における量子化及びノイズにより非常に劣悪な信号になる。改善された基準点検出を得るために、信号平滑化（時間的な又は複数の心周期にわたる）を適用することができる。このような平滑化の後に、基準点をロバストに検出することが可能となる。しかしながら、ｃ点及びｄ 点（これらは反射波に関連する）を良好に検出するには、基準点をロバストに検出できる前に、かなりの平滑化を適用する必要がある。過度に多い時間的平滑化は高周波基準点の喪失につながる一方、複数の心周期にわたる過度に多い平均化は時間的に変化する条件下で問題が発生する。

ＰＷＶに基づいて代用的血圧測定値を取得する１つの方法は、前述したＰＲＴに基づく手法と同様の方法で、平均化された心周期波形においてｃ点又はｃ波を検出すると共に、ａ点とｃ点との間の時間を測定することである。しかしながら、ｃ点は常に明確な極大値として現れるとは限らない。このことは、しばしば、動脈が硬化した高齢者に当てはまる。したがって、代用的血圧測定のロバストさ及び信頼性を改善するには、平均化された心周期波形において基準点を検出する必要性を回避することが有益であり得る。したがって、平均化された心周期波形からの被験者の血圧の指標又は血圧の変化の決定を改善する必要がある。

本明細書に記載される技術は、平均心周期波形の形態変化から代用的血圧測定値を計算するための代替方法を定義することにより、代用的血圧測定値の計算における収縮後期基準点の検出の使用を回避する。

第１の特定の態様によれば、被験者から得られる脈波信号ＰＷＳを分析して該被験者の血圧の指標又は血圧の変化を決定するためのコンピュータ実施方法が提供される。前記ＰＷＳは、第１の期間における被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含む。当該方法は、（ｉ）ＰＷＳを分析して、第１の期間内の第１の時点に関する第１の平均心周期波形及び第１の期間内の第２の時点に関する第２の平均心周期波形を決定するステップ；（ｉｉ）第１の平均心周期波形から第２の平均心周期波形への形態変化を表す差分信号を決定するステップ；（ｉｉｉ）差分信号から形態変化の絶対値を決定するステップ；（ｉｖ）形態変化の方向を決定するステップ；及び（ｖ）形態変化の絶対値及び方向を組み合わせることにより相対血圧変化を決定するステップ；を有する。このように、当該方法は、被験者の血圧の指標又は血圧の変化を、平均化された心周期波形から、典型的に基準点の検出が非常に困難であり従って間違うことになる心周期の収縮期後期において基準点を検出することを要せずに決定できるようにする。

幾つかの実施形態において、ステップ（ｉｖ）は差分信号から形態変化の方向を決定するステップを含む。これらの実施形態は、形態変化の方向を決定するために別のセンサ又は測定信号が必要とされないという利点を有する。

代替実施形態において、ステップ（ｉｖ）は、第１の期間の間の被験者の脈波到着時間（ＰＡＴ）信号を分析して、第１の時点から第２の時点への相対ＰＡＴ変化を決定するステップ；及び形態変化の方向を該相対ＰＡＴ変化の方向として決定するステップ；を含む。

幾つかの実施形態において、ステップ（ｖ）は、形態変化の絶対値及び方向を乗算して相対血圧変化を決定するステップを含む。

幾つかの実施形態において、ステップ（ｉ）は、ＰＷＳを分析して、複数の心周期及び識別された各心周期の各々の基準点を識別するステップを含む。

幾つかの実施形態において、当該方法は、（ｖｉ）相対血圧変化を時間に関して積分して被験者の血圧の推定値を決定するステップを更に有する。

幾つかの実施形態において、ステップ（ｖｉ）は、血圧の推定値を、前記絶対値、形態変化の方向、及び相対血圧変化の質の第１の尺度を使用して決定するステップを有する。

これらの実施形態において、ステップ（ｖｉ）は、相対血圧変化の質の第１の尺度を、第１及び第２の平均心周期波形のＰＷＳにおける複数の心周期に対する適合度を計算することにより決定するステップを更に有する。

幾つかの実施形態において、前記差分信号は、第１の平均心周期波形及び第２の平均心周期波形に関して各基準点に対して測定される複数の遅延時間値に対する各差分サンプルを含み、特定の遅延時間値に対する差分サンプルは、該特定の遅延時間値における第１の平均心周期波形と、該特定の遅延時間値における第２の平均心周期波形との間の差分である。

これらの実施形態において、前記基準点は被験者の脈波の始まりであり、前記複数の遅延時間値は基準点から０ミリ秒後から３００ミリ秒後までの遅延時間値であり得る。これらの実施形態において、ステップ（ｉｉｉ）は、形態変化の絶対値を複数の遅延時間値に関する差分サンプルの大きさの和として決定するステップを含み得る。これらの実施形態において、ステップ（ｉｖ）は、複数の遅延時間値の部分組に関して差分サンプルの和を決定するステップ；及び形態変化の方向を該差分サンプルの和の符号として決定するステップ；を有し得る。これらの実施形態において、前記基準点は被験者の脈波の始まりであり得、複数の遅延時間値の部分組は該基準点の後の遅延時間値であり得る。これらの実施形態において、複数の遅延時間値の部分組は、基準点から７５ミリ秒後から１５０ミリ秒後までの遅延時間値であり得る。これらの遅延時間値は、ＰＷＳのうちの反射波により影響を受ける部分である。これらの実施形態において、遅延時間値の各々は、被験者の心周期の持続時間以下であり得る。

幾つかの実施形態において、ＰＷＳは、光電脈波、ＰＰＧ信号である。

第２の特定の態様によれば、被験者から得られる脈波信号ＰＷＳを分析して該被験者の血圧の指標又は血圧の変化を決定するための装置が提供される。上記ＰＷＳは、第１の期間における被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含む。当該装置は：（ｉ）ＰＷＳを分析して、第１の期間内の第１の時点に関する第１の平均心周期波形及び第１の期間内の第２の時点に関する第２の平均心周期波形を決定し；（ｉｉ）第１の平均心周期波形から第２の平均心周期波形への形態変化を表す差分信号を決定し；（ｉｉｉ）該差分信号から形態変化の絶対値を決定し；（ｉｖ）形態変化の方向を決定し；及び（ｖ）形態変化の絶対値及び方向を組み合わせることにより相対血圧変化を決定する。このように、当該装置は、被験者の血圧の指標又は血圧の変化を、平均化された心周期波形から、典型的に基準点の検出が非常に困難であり従って間違うことになる心周期の収縮期後期において基準点を検出することを要せずに決定できるようにする。

処理ユニットが前述した第１の態様の実施形態のいずれかに従って動作するように構成される当該装置の種々の実施形態が想定される。

幾つかの実施形態において、当該装置は、被験者からＰＷＳを取得するための脈波センサを更に備える。代替実施形態において、当該装置は脈波センサからＰＷＳを受信するように構成される。

第３の態様によれば、コンピュータ可読コードが組み込まれたコンピュータ可読媒体を有するコンピュータプログラム製品が提供され、前記コンピュータ可読コードは、適切なコンピュータ又は処理ユニットによる実行時に、該コンピュータ又は処理ユニットに第１の態様による方法又はその何らかの実施形態を実行させる。これら及び他の態様は、後述される実施形態から明らかとなり、それら実施形態を参照して説明されるであろう。

例示的な実施形態は、以下の図面を参照して単なる例示として後述される。

図１の（ａ）はＰＰＧ信号の１秒区間を示し、同図の（ｂ）及び（ｃ）は該ＰＰＧ信号の一次微分及び二次微分を各々示す。 図２の（ａ）は５時間にわたる平均動脈圧の測定値を示し、図２の（ｂ）は同じ期間に関するシングルスポットＰＰＧ測定値及び式（１）によるＰＷＶ導出の例を示す。 図３は、種々の例示的な実施形態による装置のブロック図である。 図４は、被験者から得られた脈波信号を分析して平均心周期波形を決定する方法を示すフローチャートである。 図５の（ａ）はＰＰＧ信号の１秒区間を示し、図５の（ｂ）及び（ｃ）はＰＰＧ信号の一次微分及び二次微分を各々示す。 図６の（ａ）は１分の時間ウィンドウにおける動脈血圧のグラフを示し、図６の（ｂ）は６０秒の時間ウィンドウにおける脈波信号の二次微分のグラフを示す。 図７は、互いに重ねられた、脈波信号の２次微分値において識別された複数の波形を示すグラフである。 図８は、図７に示された複数の波形の０次平均を示すグラフである。 図９は、共通の基準点からの特定の遅延時間値における脈波信号の二次微分において識別された複数の波形の値、及び表示された値に対する３つのｎ次多項式の適合を示すグラフである。 図１０は、６０秒の時間ウィンドウの間の幾つかの時点に関する一次平均波形を示すグラフである。 図１１は、被験者から得られた脈波信号を分析して血圧の指標又は血圧の変化を決定するための方法を示すフローチャートである。 図１２は、複数の被験者についての相対血圧変化と差分信号との間の相関を示すグラフである。 図１３は、被験者の絶対ＭＡＰ及びＭＡＰ変化の推定値を基準ＭＡＰ測定値に対して示す一対のグラフである。 図１４は、種々の実施形態による脈波信号を分析する際の種々の動作を示す機能ブロック図である。 図１５は、種々の代替実施形態による脈波信号を分析する際の種々の動作を示す機能ブロック図である。

本明細書に記載の技術は、平均心周期波形の形態変化から代用血圧測定値を計算する代替方法を定義することにより、代用血圧測定値の計算における基準点検出の使用を回避する。特に、相対的な血圧変化を、２つの平均心周期波形に跨がる形態変化の絶対値及び該形態変化の方向から決定できる。記載される技術は、単一のセンサが被験者に取り付けられる、いわゆるシングルスポット測定技術に特に有用である。

脈波信号（ＰＷＳ）は、被験者の身体上の測定点における脈拍変化／脈波に関する情報を含む。ＰＷＳは、例えば、ＰＰＧ信号又は眼圧測定法を使用して得られる脈波信号であり得る。

図３は、本明細書に記載の技術の種々の実施形態による、ＰＷＳを分析して相対的な血圧変化を決定するための装置３０のブロック図である。図３には、被験者の身体上の単一点において圧力波を測定し、ＰＷＳを出力するために使用される脈波センサ３２が示されている。脈波センサ３２は、ＰＰＧセンサ、眼圧測定ベースのセンサ、又は任意のタイプの圧力センサ、例えばＮＸＰ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒｓ社のＭＰＸＶ６１１５シリーズの集積シリコン圧力センサを使用して被験者の（上）腕に幾らかの被着圧力で被着され得る流体型センサパッドであり得る。幾つかの実施形態において、脈波センサ３２は装置３０の一部であるか又は装置３０と一体であり得る。他の実施形態において、装置３０は脈波センサ３２に直接的に（例えば有線で）又は間接的に（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、ＷｉＦｉ、セルラ通信プロトコル等の無線通信技術を使用して）接続することができる。代替実施形態において、装置３０は脈波センサ３２に接続されなくてもよく、代わりに、装置３０はサーバ若しくはデータベース等の他のデバイス又は装置からＰＷＳを取得することができる。

既知のように、ＰＰＧセンサ３２は、被験者の身体上、例えば、腕、脚、耳たぶ、指等に配置することができ、身体の当該部分を通過する血液量に関する出力信号（「ＰＰＧ信号」）を供給することができる。身体の当該部分を通過する血液量は、該身体部分における血液の圧力に関係する。ＰＰＧセンサ３２は、通常、光センサ及び１以上の光源を備える。ＰＰＧセンサ３２により出力されるＰＰＧ信号は、光センサからの生の測定信号であり得る（例えば、ＰＰＧ信号は経時的な光強度を表す信号であり得る）。他の例として、ＰＰＧセンサ３２は、例えばノイズを低減し及び／又は動きアーチファクトを補償するために、光強度信号の何らかの前処理を実行してもよいが、このような前処理は本明細書に記載される技術の実装には必要ではないことが理解されるであろう。

装置３０は、サーバ、デスクトップコンピュータ、ラップトップ、タブレットコンピュータ、スマートフォン、スマートウォッチ等のコンピューティング装置の形態若しくはその一部、又は被験者／患者の種々の生理学的特徴を監視（及びオプションとして表示）するために使用される患者監視装置（例えば、臨床環境において患者のベッド脇に配置される監視装置）等の臨床環境で通常見られるタイプの装置であり得る。

装置３０は、該装置３０の動作を制御し、ＰＷＳを分析するために本明細書に記載される方法を実行又は実施するように構成され得る処理ユニット３４を含む。処理ユニット３４は、本明細書に記載される種々の機能を果たすために、ソフトウェア及び／又はハードウェアを用いて種々の方法で実装できる。処理ユニット３４は、必要とされる機能を果たすために、及び／又は必要とされる機能を果たすために処理ユニット３４の構成要素を制御するようにソフトウェア又はコンピュータプログラムコードを使用してプログラムすることができる１以上のマイクロプロセッサ又はデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を備え得る。処理ユニット３４は、幾つかの機能（例えば、増幅器、前置増幅器、アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）及び／又はデジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ））を果たすための専用ハードウェアと、他の機能を果たすためのプロセッサ（例えば、１以上のプログラムされたマイクロプロセッサ、コントローラ、ＤＳＰ及び関連回路）との組み合わせとして実装できる。本開示の種々の実施形態で使用され得る構成要素の例は、これらに限定されるものではないが、通常のマイクロプロセッサ、ＤＳＰ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、ニューラルネットワークを実装するためのハードウェア、及び／又はいわゆる人工知能（ＡＩ）ハードウェアアクセラレータ（すなわち、メインプロセッサと併用できるＡＩアプリケーション用に特別に設計されたプロセッサ又は他のハードウェア）を含む。

処理ユニット３４はメモリユニット３６に接続され、該メモリユニットは装置３０の動作を制御する際、及び／又は本明細書に記載の方法を実行若しくは実施する際に該処理ユニット３４により使用されるデータ、情報及び／又は信号を記憶できる。幾つかの実装形態において、メモリユニット３６は、処理ユニット３４が本明細書に記載の方法を含む１つ以上の機能を実施できるように、該処理ユニット３４により実行可能なコンピュータ可読コードを記憶する。特定の実施形態において、該プログラムコードは、スマートウォッチ、スマートフォン、タブレット、ラップトップ又はコンピュータ用のアプリケーションの形式であり得る。メモリユニット３６は、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、スタティックＲＡＭ（ＳＲＡＭ）、ダイナミックＲＡＭ（ＤＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、プログラマブルＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能ＰＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）及び電気的消去可能ＰＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ（登録商標））等の揮発性及び不揮発性コンピュータメモリを含むキャッシュ又はシステムメモリのような任意の種類の非一時的なマシン可読媒体を備えることができる一方、該メモリユニット３６は、メモリチップ、光ディスク（例えば、コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタルバーサタイルディスク（ＤＶＤ）又はＢｌｕ－Ｒａｙディスク）、ハードディスク、テープストレージソリューション、又はメモリスティック、ソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）、メモリカード等のソリッドステートデバイスの形態で実装できる。

幾つかの実施形態において、装置３０はユーザインターフェース３８を備え、該ユーザインターフェースは装置３０のユーザが情報、データ及び／又はコマンドを装置３０に入力できるようにする、及び／又は装置３０が情報又は情報を該装置３０のユーザに出力できるようにする１以上の構成要素を含む。ユーザインターフェース３８により出力できる情報は、決定された相対血圧変化の指示情報、及び幾つかの実施形態では被験者の絶対血圧の指示情報を含み得る。ユーザインターフェース３８は、これらに限定されるものではないが、キーボード、キーパッド、１以上のボタン、スイッチ又はダイヤル、マウス、トラックパッド、タッチスクリーン、スタイラス、カメラ、マイクロフォン等を含む任意の適切な入力要素を備えることができ、及び／又は該ユーザインターフェース３８は、これらに限定されるものではないが、表示スクリーン、１以上のライト又は光素子、１以上のスピーカ、振動素子等を含む任意の適切な出力要素を備えることができる。

図３には示されていないが、装置３０は被験者の生理学的特徴を測定するための１以上の追加のセンサを備えることができ、又は処理ユニット３４は１以上の追加のセンサから測定信号を受信するように構成することができる。幾つかの実施形態では、心臓の電気的活動を測定するために、心電図（ＥＣＧ）センサの形態の追加のセンサが設けられる。

装置３０の実際の構成は、図３に示す構成要素に対して追加の構成要素を含み得ることが理解されるであろう。例えば、装置３０は、バッテリ等の電源、又は該装置３０が主電源に接続されることを可能にするための構成要素も含み得る。装置３０は、脈波センサ３２（脈波センサ３２が装置３０から分離されている実施形態における）、サーバ、データベース、ユーザ装置及び／又は他のセンサを含む他の装置とのデータ接続及び／又はデータ交換を可能にするためのインターフェース回路も含み得る。

上述したように、本明細書に記載の技術は、２つの平均心周期波形に跨がる形態変化の絶対値及び該形態変化の方向から相対血圧変化を決定できるようにする。これら２つの平均心周期波形は、特定の期間における被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含むＰＷＳの二次微分から決定できる。時間に関するＰＷＳの二次微分は、本明細書では２ＰＷＳで表される。平均心周期波形は、ＰＷＳによりカバーされる期間内の各時点における平均心周期波形を表す。このように、最初のステップは、ＰＷＳから平均心周期波形を決定することである。ＰＷＳから平均心周期波形を決定する技術は、以下の段落で説明される。

［平均心周期波形の決定］
複数の心周期にわたる平均化が、結果としての平均におけるノイズを低減又は除去するために使用されて、心周期波形の反射脈波及び／又は他の特性の改善された分析を可能にする。被験者の身体の測定点における脈拍変化／脈波に関する情報を含むＰＷＳに関し、平滑化されるべき各心周期の基準点がＰＷＳ内で識別される。識別されるべき基準点は、好ましくは、脈波の最初の上り斜面（すなわち、脈波の始まり）に関連するものであって、反射の影響のないものであるべきであり、従って、安定した基準点（すなわち、血圧変化に依存しないもの）であるべきである。しかしながら、必要ならば、異なる基準点を使用できることも理解されるであろう。次いで、平均心周期波形を計算するために、基準点のさまざまな発生の時間及び振幅が使用される。

幾つかの実施形態では、例えば国際特許出願公開第２０１５／０４４０１０号に記載されているように、時間ウィンドウにわたる全ての心周期波形の通常の平均化が使用される。すなわち、個々の心周期波形を各々の識別された基準点で整列させた後、識別された基準点からの各「遅延時間」における２ＰＷＳの振幅値が平均化（例えば、平均が計算され得る）されて、平均心周期波形を形成する。

しかしながら、上述した「通常の平均化」は、時間とともに変化する状況、すなわち、血圧が平均化プロセスによりカバーされる期間中に変化する場合を許容しない。このように、より好ましいアプローチでは、平均化を平均化手順における各遅延に関する（線形な）時間的変化を許容するように拡張する平均化技術を使用できる（当該遅延又は遅延時間は、各心周期の識別された基準点に対する時間、例えば、各心周期に関する識別されたａ基準点に対する時間である）。この平均化技術は、“Ｍｅｔｈｏｄ，ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｐｒｏｇｒａｍ ｐｒｏｄｕｃｔ ｆｏｒ ａｎａｌｙｓｉｎｇ ａ ｐｕｌｓｅ ｗａｖｅ ｓｉｇｎａｌ”なる名称の、Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ ＮＶにより２０２０年１２月１５日に出願されたヨーロッパ特許出願第２０２１４２６８．３号に記載されている。

図４のフローチャートは、被験者から得られたＰＷＳを分析して平均心周期波形を決定するための例示的な方法を示す。幾つかの実装形態においては、装置３０内の処理ユニット３４を、図４の方法を実施するように構成できる。他の実装形態においては、コンピュータ又は処理装置３４が実行する際に該コンピュータ又は処理ユニット３４に図４の方法を実行させるコンピュータ可読コードを設けることができる。

ＰＷＳは、被験者の単一の測定点に配置された脈波センサ３２から受信され、該ＰＷＳは、被験者の複数の心周期（すなわち、心拍）の脈波測定値を表す。図４の方法は、以下ではＰＰＧ信号の形態のＰＷＳに関して説明されるが、当該方法は他の形態のＰＷＳにも適用できることが理解されるであろう。幾つかの実装形態において、図４の方法は、ＰＷＳに対し被験者から受信又は測定される際に定期的又は連続的に実行することができる。幾つかの実装形態において、図４の方法は、より長いＰＷＳのウィンドウ部分、例えば、１時間の期間をカバーするＰＷＳの１分のウィンドウに対して動作できる。しかしながら、当該方法は、任意の数の心周期をカバーする任意の所望の長さを有するＰＷＳにも適用できると理解されたい。以下の説明において、ＰＷＳに対して実行される動作又はステップへの言及は、これらの動作又はステップを、関心のあるＰＷＳの部分、例えば１分の期間に対応する部分に対して実行することに関連する。

この方法の第１のステップであるステップ４０では、ＰＷＳが分析されて心周期が識別され、各心周期に対して対応する基準点が識別される。該基準点は、後続のステップにおいて心周期を「整列させ」て、平均値が決定されることを可能にするために使用できる点である。

図１を参照して前述したように、「加速度波形」（時間に関するＰＷＳの二次微分）における各心周期は５つの「基準点」又は「参照点」を含むと考えることができる。ａ基準点は、脈波（すなわち、心臓の鼓動により引き起こされる血液の脈動）の始まりである直接脈波の始まりを示す一方、ｂ点は直接脈波の終りを示す。ｅ点は収縮期の終了（大動脈弁の閉鎖）を示し、本開示の目的で、ｃ点は反射波の始まりを示す一方、ｄ点は反射波の終りを示すものと仮定される。好ましくは、ステップ４０において、各心周期の基準点は、収縮期の開始と見ることができる脈波の（脈波の直接部分）始まり、すなわち基準点ａとする。しかしながら、他の実施形態では、これら基準点のうちの他のもの又は実際に図１の（ｃ）に示される基準点ａ～ｅとは異なる基準点をステップ４０で識別できると理解されるであろう。

以下の説明において、時間に関するＰＷＳの一次微分に対応する信号は「１ＰＷＳ」と表記される一方、時間に関するＰＷＳの２次微分に対応する信号は「２ＰＷＳ」と表記される。ＰＰＧ信号の特定の例に関して説明される場合、１ＰＷＳは「速度波形」（ｖ－ＰＰＧ）とも称され、２ＰＷＳは「加速度波形」（ａ－ＰＰＧ）とも称される。

ステップ４０の幾つかの実施形態は、２ＰＷＳで表される各心周期内の極大値を検出することにより脈波の開始の検出を行う。しかしながら、図１の（ｃ）において、二重微分されたＰＰＧ信号は、元のＰＰＧ信号のノイズ又は量子化により、低品質のものであり得ることがわかる。

したがって、より好ましい実装形態では、脈波の始まりは２段階プロセスを使用して検出される。図５の（ａ）は、図１の（ａ）に示したＰＰＧ信号の同じ１秒区間を示している。図５の（ｂ）は時間に関するＰＰＧ信号の１次微分（ｖ－ＰＰＧ）を示し、図５の（ｃ）は時間に関するＰＰＧ信号の２次微分（ａ－ＰＰＧ）を示している。図５の（ａ）には、２つの心周期の脈波の始まりが５０とラベル付けされた点により示されており、この実施形態の目的は、これらの点を識別することである。第１の段階では、ピーク検出が時間に関するＰＷＳの一次微分（１ＰＷＳ）に対して実行される。図５の（ｂ）では、ｖ－ＰＰＧ信号のピークが、元のＰＰＧ波形（図の５（ａ）に示される）における最も急な斜面に概ね対応していることがわかる。ｖ－ＰＰＧ信号において検出されたピークの時間位置は５２とラベル付けされている。

１ＰＷＳにおいて最大速度ピーク５２を検出した後、第２段階で、狭められた（局部的）探索ウィンドウが最大速度ピーク５２の各々のタイミングに基づいて２ＰＷＳ（例えば、図５の（ｃ）に示すａ－ＰＰＧ）に適用され、２ＰＷＳ上のこれらの狭められた探索ウィンドウ内の最大ピークが検出される。当該狭められた探索ウィンドウは、３０～１００ミリ秒の持続時間を有し得る。これらの最大ピークは、所望のａ基準点、すなわち、ＰＷＳ信号における登り斜面に対応する脈波の開始点に対応する。図５の（ｃ）に示すａ‐ＰＰＧ波形において、狭められた探索ウィンドウは、検出された速度ピーク５２のタイミングで終了する水平ライン５４により示されている。ａ－ＰＰＧ波形上のこれらの狭められた探索ウィンドウ内で識別された最大ピークは、５６とラベル付けされており、所望のａ基準点に対応する。

２ＰＷＳは劣って量子化された信号の場合に雑音的であり得るので、２ＰＷＳにおいてピークを検出する前に何らかの平滑化を実行することが有益であり得る。この平滑化は、ＰＷＳに微分の前に適用でき、１ＰＷＳにピーク検出が実行される前に適用でき、又は２ＰＷＳにピーク検出が実行される前に適用できる。幾つかの実装形態において、平滑化は、フィルタリング、例えばＳａｖｉｔｚｋｙ－Ｇｏｌａｙフィルタリングを使用して達成できる。該平滑化プロセス及び平滑化されたＰＷＳ／１ＰＷＳを微分して２ＰＷＳを決定した結果は、図５の（ｃ）における平滑化されたラインで見られる。

図５の（ｃ）では、最初の心周期に関してｂ、ｃ、ｄ及びｅ波の最大値／最小値も示されている。ｃ及びｄ波は（この最良の状況であっても）非常に小さく、通常はロバストに検出することが非常に困難であることがわかる。このことはａ基準点の検出が優先することを示しているが、前述したように、ステップ４０において他の基準点の検出を目標とすることも可能であろう。以下では、複数の心周期について検出されたａ基準点が、平均心周期波形を決定すべく複数の心周期の平均化を実行するために使用される。

次いで、ステップ４２、４４及び４６においては、ＰＷＳに平均化技術が適用されて、該ＰＷＳ内の１以上のタイミング点に関して平均心周期波形を決定する。ステップ４２、４４及び４６は、以下に図６の（ｂ）に示される例示的な２ＰＷＳ（ａ‐ＰＰＧの形態である）を参照して説明される。図６の（ｂ）における２ＰＷＳは、特定の被験者に対して１分の期間をカバーするＰＰＧ信号から導出される。この１分の期間は、被験者の７４の心周期をカバーする。ａ‐ＰＰＧ波形における各心周期に関してステップ４０で識別された各基準点が、図６の（ｂ）に印されている。図６の（ａ）は、図６の（ｂ）におけるａ－ＰＰＧ信号が関係するのと同じ被験者及び同じ期間に関する動脈血圧（ＡＢＰ－細いライン）及び平均動脈圧（ＭＡＰ－太いライン線）の測定値を示している。ＡＢＰ測定値は図６の（ｂ）におけるａ－ＰＰＧ波形に対する前後関係を提供するために図６の（ａ）に示されており、ＡＢＰ測定値は、通常、シングルスポットＰＰＧ測定値が取得されている被験者には利用できないことが理解されるであろう。図６の（ａ）では、２０秒と４０秒との間に４０ｍｍＨｇ程度の平均動脈圧の増加が存在することが分かる。ａ－ＰＰＧ波形（図６の（ｂ））には、３０秒周辺に幾らかの目に見える変化が存在し（例えば、０～３０秒のａ基準点の高い呼吸変調及び３０～６０秒のａ基準点の低い呼吸変調）、本明細書に記載の平均化技術を使用して、６０秒のウィンドウにわたり及び／又はその全体を通してａ－ＰＰＧ波形の形態の変化を識別及び／又は分析することができる。

ａ‐ＰＰＧの形態が６０秒の期間にわたってどのように変化するかを示すために、図７は図６の（ｂ）のａ‐ＰＰＧ波形からの７つの心周期を互いに重ね合わせて示すグラフである。図７に含まれる７つの心周期は図６の（ｂ）では１から７とラベル付けされており、これらは１分の時間ウィンドウ内で相対的に均等な間隔とされている。これらの７つの心周期は、単に心周期がどのように変化するかを示すために、図６の（ｂ）で識別された心周期から任意に選択されたものであることに注意されたい。図７において、７つの選択された心周期のａ－ＰＰＧ波形は、各ａ－ＰＰＧ波形のａ基準点が時間ｔ＝０に位置合わせされて重ね合わされ、各ａ－ＰＰＧ波形は、ｔ＝０において各ａ－ＰＰＧ波形の振幅が同一（振幅＝１）となる一方、他の時間ではａ－ＰＰＧ波形が通常は－１～１の範囲となる振幅を有するように、正規化されている。図７に示される７つの波形は、本明細書では「正規化された」ａ－ＰＰＧ波形と呼ばれる。すなわち、これら波形は、共通の時点（例えば、この例における各心周期の基準点「ａ」）の周辺でａ－ＰＰＧ波形の振幅が該基準点において整合されるように正規化されている。

図７では、血圧の変化により、全部の形態（ａ基準点以降の）が時間の経過とともに変化していることがわかる。また、部分的に二次微分計算におけるノイズにより、当該波形を個別に識別又は分析することが非常に困難であることもわかる。

図７の例に示されるように、当該脈波の形態は常に変化するものであり得るので、複数の波形に平均化を単に適用することは、反射脈波の分析に関連する高周波情報を喪失させるであろう。したがって、線形変化を考慮できる平均化方法が必要である。本明細書に開示される平均化技術は、国際特許出願公開第ＷＯ２０１５／０４４０１０号の技術に基づくもので、線形変化に対応するように拡張されている。

当該アルゴリズムを以下で説明するために、ベクトルｘは、サイズＮ_ｘの時間ウィンドウ内のａ－ＰＰＧデータとして定義される。波形選択ｘの基準点（以下の実例ではピーク位置、ａ基準点である）は長さＮ_ｐを持つベクトルｐとして掲載され、ここで、Ｎ_ｐは心周期数／識別された基準の数である。図６及び図７の例において、Ｎ_ｐは７４である。検出されたピーク位置における波形値はｘ（ｐ）_ｊにより示され、ここで、ｊ＝０、…、Ｎ_ｐ－１は各心周期におけるピークのインデックスである。ピーク位置からの値は、後に短いフォーマットで：

として示され、ここで、ｊ＝０，…，Ｎ_ｐ－１はピークのインデックスである。

当該平均化プロセスの次のステップは、Ｎ_ｐの隣接するサンプル（初期ピーク（ａ基準点））に対して左及び右方向）を分析し、初期ピークレベルと比較した平均変化（減少）を計算することである。ピークと同様に、ピーク位置に対して隣接する位置は、短いフォーマットで：

と定義され、ここで、Δ_ｋはピーク位置に対する遅延指数であり、これは正又は負の値のいずれかであり得る。

１分のウィンドウ内にあるピーク位置に対する全ての隣接位置について、平均レベル変化（低下）が：

と計算され、ここで、Ｎは領域［０…Ｎ_ｘ－１］内にある平均化される値の数に等しい。このことは、当該平均化手順におけるＮは必ずしもピーク数Ｎ_ｐに等しくはなく、値（ｐ）_ｊ＋Δ_ｋの幾つかが長さＮ_ｘのウィンドウ外であるかに依存して１又は２小さくなるであろうということを意味する。

モデルの計算は、反復又は繰り返しと呼ばれる、Δ_ｋの幾つかの負及び正の値に対して実行される。該平均モデルにおける全ての平均値は個別に計算され得る。心周期の収縮期における平均モデル値のみが対象であるので、Δ_ｋの負の値及び正の値の限界を適用できる。Δ_ｋの負の値については、収縮期の開始の一部である負の値のみを含めることができる。ピーク位置は収縮期のこの開始に非常に近いので、Δ_ｋの負の値は、例えば－０．１秒に相当するように限定できる。Δ_ｋの正の値の場合、収縮期の残りの部分である遅延が含まれる。Δ_ｋの典型的な正の最大値は、例えば０．４秒に相当するように選択できる。かくして、平均正規化波形ｗは、全ての遅延インデックスΔ_ｋに対して：

と計算でき、ここで、ψΔ_ｋは式（４）により計算されたものである。

図８は、図７に示された正規化されたａ‐ＰＰＧ波形からの７つの心周期上に重ねられた平均正規化波形（太線８０）を示す。実際には、上記プロセスからの平均正規化波形８０は、時間ｔ＝０から各遅延時間値（Δ_ｋ）における各正規化された心周期の平均 （平均値）をとることにより得られる。例えば、時間ｔ＝＋１００ｍｓにおける平均波形８０の値は、時間ｔ＝＋１００ｍｓにおける個々の正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値の平均（平均値）（すなわち、各心周期に関して識別されたａ基準点に対して時間及び振幅に関して正規化された）により与えられる。この平均波形８０は、正規化されたａ－ＰＰＧ心周期に対する０次多項式適合としても描くことができる。

しかしながら、図８に示されるように、この１分間ウィンドウ全体にわたる平均は、該１分間ウィンドウ全体における正規化された心周期の全てに良好に適合する（当てはまる）ものではない。波形の形態が時間とともに変化しているからである。

したがって、上記平均化手順は、遅延時間Δ_ｋにおけるＮ_ｐの値の０次平均を単に計算するのではなく、遅延時間Δ_ｋにおけるＮ_ｐの値の１次以上の多項式フィット（適合）を計算することにより、時間変化する状況に対応するよう一般化される。次数ｎ（ｎは０ 以上である）を有する該多項式フィットは、ｘ軸上に時間、ｙ軸上にレベル低下値を有するので、平均化された（又は曲線フィッティングされた）レベル低下も０より大きな多項式次数に対して時間依存性を有するであろう。遅延時間Δ_ｋの各々について、ｍ＋１（ｍ≦ｎ）の多項式曲線フィット係数を計算することができる。これらの係数ａ_０、…、ａ_ｍは、以下のように最小二乗的に最小化を得るように計算でき：

ここで、

は：

なる線形フィッティングモデルである。

次に、多項式係数ａ_０、…、ａ_ｍに基づいて、平均レベル変化（低下）を、線形フィッティングモデル：

を介して：

と直接計算することができる。

ｎ＝０に対し、式（４）で与えられる平均レベル変化（低下）が得られ、式（５）を使用することで、国際特許出願公開第ＷＯ２０１５／０４４０１０号に記載され、図８に示されているような平均フィッティングモデルが得られることがわかり、これは、時間ウィンドウ（例えば、この例では１分のウィンドウ）内のサンプルインデックスに依存しないであろう。しかしながら、ｎ＞０の場合、該平均フィッティングモデルは時間ウィンドウ内のサンプルインデックスに依存するであろう。これが図９に示されており、該図は上記例における７４の心周期について識別されたα基準点に対して＋２００ミリ秒の遅延時間における正規化されたａ‐ＰＰＧ波形値を示している。該正規化されたａ－ＰＰＧ波形値はライン９０により示されている。図９は、遅延時間＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の０次平均（ライン９２、当該時間遅延における全ての値を平均する（平均値を導出する）だけの従来のアプローチに相当する）、時間遅延＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の１次平均（ライン９４）、及び遅延時間＋２００ｍｓにおける正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の２次平均（ライン９６）も示している。図９の各バージョン（すなわち、各適合モデル）は、一連の遅延時間値に対して決定される。

図１０は、ｎ＝１の場合の一連の遅延時間値に対する平均（時間変化）フィッティングモデルを使用した、図６の（ｂ）のａ－ＰＰＧ信号における幾つかの時点の平均正規化心周期波形を示している。このように、図１０は、一連の遅延時間（Δ_ｋ）値における正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の一次平均を決定することから得られる平均波形を示す。単なる例として、図１０は、時間ｔ＝０に関する平均波形（１０２とラベル付けされている）、時間ｔ＝１分に関する平均波形（１０４とラベル付けされている）、及び図６の（ｂ）において１～７とラベル付けされた波形に対応する時間の平均波形を示している。

＋２００ｍｓの遅延時間における図１０の平均心周期波形の値に対する図９の比較から、時間ｔ＝０に関する平均波形の＋２００ｍｓにおける値は０．３である（すなわち、一次多項式フィット９４は、ｔ＝０（又はインデックス０の心周期）に対して‐０．３の値を有する）一方、時間ｔ＝１分に関する平均波形の＋２００ｍｓにおける値は略０である（すなわち、１次多項式フィット９４は、ｔ＝１分（又はインデックス７３の心周期）に対して略０の値を有する）ことがわかる。

したがって、１分の時間ウィンドウ内の選択された時間に対する平均心周期波形は、遅延時間値の各々における各多項式フィットから導出できる。更に、１分のウィンドウ内の異なるタイミングにおける全ての中間平均結果（図６の（ｂ）における１から７とラベル付けされた正規化されたａ－ＰＰＧ波形に対応する時間に対する）も計算できることがわかる。したがって、次数ｎ?１を使用することにより、当該平均化手順において時間変化による変化は適応される。ｎは１以上の如何なる整数値とすることもできるが、ＰＷＳが相対的に短い期間にわたって分析され、波形内の基となる変化が単純な心周期を表すＰＷＳに対しては、実際にはｎ＝１で既に良好な結果が得られることに注意されたい。時間の経過に伴い一層大きな形態の変化があることが予想される場合は、ｎを１より大きい値に設定できる。

図４のステップ４２、４４及び４６は、上記平均化技術を次のように実行する。上記平均化技術に従って、ステップ４２、４４及び４６は「正規化された２ＰＷＳ」に対して動作する。正規化された２ＰＷＳは、ステップ４０で識別された各心周期に対応する２ＰＷＳの各部分を、当該心周期に関して識別された基準点における２ＰＷＳの振幅に関して個別に正規化することにより得られる。すなわち、ステップ４０で識別された特定の心周期に関して、当該心周期に対応する２ＰＷＳの振幅が、該心周期の識別された基準点における２ＰＷＳの振幅を中心に正規化される。

ステップ４２では、識別された基準点に対して測定される第１の遅延時間値Δ_ｋについて、正規化された２ＰＷＳの第１の組の値に対してｎ次多項式フィットが決定される。前述したように、ｎは１以上である。正規化された２ＰＷＳの第１の組の値は、識別された各心周期の基準点から第１の遅延時間値後に生じる２ＰＷＳの値を含む。すなわち、ステップ４２では、Ｘｍｓの時間遅延値に対して、第１組の値はステップ４０で識別された基準点の各々からＸｍｓとなる正規化された２ＰＷＳの値である。図９に示された例において、第１の組の値はライン９０に対応する。ステップ４２で決定されたｎ次多項式フィット（ｎ≧１）は、ｎ＝１の場合はライン９４に、ｎ＝２の場合はライン９６に対応する。

ステップ４４においては、ステップ４２が、１以上の更なる時間遅延値に対して１回以上繰り返される。このように、ステップ４４では、テップ４２の１回以上の更なる反復が１以上の更なる遅延時間値に対し実行されて、正規化された２ＰＷＳの各組の値に関する各々の更なるｎ次多項式フィット９４、９６を決定する。正規化された２ＰＷＳの各組の値の各々は、識別された各心周期の基準点から各々の更なる遅延時間値後に生じる正規化された２ＰＷＳの値を含む。このように、ステップ４４の結果、図９の１以上のバージョンが各々の遅延時間値に対して導出されるようになる。

ステップ４６に関連して後述されるように、ステップ４２が繰り返される回数は、ステップ４６で決定される平均心周期波形の時間分解能を決定する。ステップ４２が繰り返される回数が多いほど、結果として得られる平均心周期波形の平滑さ及び分解能は高くなる。幾つかの実施形態において、ステップ４２は、‐１００ミリ秒から＋４００ミリ秒の範囲の遅延時間値に対して繰り返され得る。遅延時間値の範囲の大きさの上限が被験者の心拍数によって課せられ得ることが理解されるであろう。遅延時間値の範囲は、１以下の心周期（心周期のうちの、結果として得られる平均心周期波形において反射脈波等の脈波特徴が観察されるのに十分なものではあるが）をカバーする必要がある。

次に、ステップ４６においては、第１の平均心周期波形が、ＰＷＳによりカバーされる期間内の第１の時点に対して形成される。第１の平均心周期波形は、第１の時点における複数のｎ次多項式フィット９４、９６の値から形成される。このように、ＰＷＳによりカバーされる期間内の時点Ｙについて、平均心周期波形は、ステップ４２で決定された第１の組の値に対するｎ次多項式フィット９４、９６の時点Ｙにおける値（すなわち、第１の時間遅延値に対するｎ次多項式フィット９４、９６の時点Ｙにおける値）、及びステップ４４で決定された更なるｎ次多項式フィット９４、９６の各々の時点Ｙにおける各値（すなわち、更なる時間遅延値に対するｎ次多項式フィット９４、９６の時点Ｙにおける値）から形成される。時点ｔ＝０及びｎ＝１の特定の例において、平均心周期波形は、各遅延時間値に対する一次多項式フィット９４の値から形成される。ステップ４６の結果、例えば、図１０に示されるような平均心周期波形１０２、１０４が得られる。

［血圧変化の決定］
前述したように、記載される技術は、代用的血圧測定値の計算における複数の基準点検出の使用を、平均心周期波形の形態変化から代用的血圧測定値を計算することにより回避する。特に、相対的血圧変化を、上述したように決定される２つの平均心周期波形の間の形態変化の絶対値、及び該形態変化の方向から決定することができる。

図１１のフローチャートは、被験者から得られたＰＷＳを分析して該被験者の血圧の指標又は血圧の変化を決定するための例示的な方法を示す。幾つかの実施形態において、前記装置３０の処理ユニット３４を、図１１の方法を実施するように構成できる。他の実施形態では、コンピュータ又は処理ユニット３４に該コンピュータ又は処理装置３４が実行した場合に図１１の方法を実行させるコンピュータ可読コードが提供され得る。

ステップ１１１は、ＰＷＳを分析して第１の期間内の第１の時点に関する第１の平均心周期波形及び第１の期間内の第２の時点に関する第２の平均心周期波形を決定する最初のステップを表す。ステップ１１１は、国際特許出願公開第ＷＯ２０１５／０４４０１０号に記載されているように、時間ウィンドウにわたる心周期波形の「通常の平均」を取ることにより実行できる。他の例として、より好ましい実施形態において、ステップ１１１は図４を参照して前述したように実行される。

これらの実施形態において、ステップ１１１は以下のサブステップを含むことができる。サブステップ（ｉ）では、ＰＷＳが分析されて、複数の心周期を識別すると共に、識別された心周期の各々の基準点を識別する。サブステップ（ｉｉ）では、２ＰＷＳがＰＷＳの時間に関する二次微分として決定される。サブステップ（ｉｉｉ）では、正規化された２ＰＷＳが、識別された各心周期に対応する２ＰＷＳの各部分について、２ＰＷＳの当該部分を当該心臓周期の識別された基準点における該２ＰＷＳの振幅に関して正規化することにより決定される。サブステップ（ｉｖ）では、第１の遅延時間値について、ｎ次多項式フィットが第１組の正規化された２ＰＷＳの値に関して決定される。該第１組の正規化された２ＰＷＳの値は、識別された各心周期の基準点から第１の遅延時間値後に生じる正規化された２ＰＷＳの値を含む。ｎは１以上である。サブステップ（ｖ）では、サブステップ（ｉｖ）の１以上の更なる反復が１以上の更なる遅延時間値に対して実行され、各組の正規化された２ＰＷＳの値に対する各々の更なるｎ次多項式フィットを決定する。各組の正規化された２ＰＷＳの値は、識別された各心周期の基準点から各々の更なる遅延時間値後に生じる正規化された２ＰＷＳの値を含む。最後に、サブステップ（ｖｉ）において、第１の期間内の第１の時点に関する第１の平均心周期波形が形成される。該第１の平均心周期波形は、第１の時点における複数のｎ次多項式フィットの値から形成される。第１の期間内の第２の時点に関する第２の平均心周期波形は、第２の時点における複数のｎ次多項式フィットの値から形成される。

このように、２つの平均心周期波形を、特定の期間における被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含むＰＷＳの二次微分（２ＰＷＳ）から決定できる。

ＰＷＳによりカバーされる特定の期間は、例えば１分であり得るが、該期間は例えば３０秒、２分、５分等の異なる期間を有することもできる。この特定の期間は、「フレーム」と呼ばれる。実際のアプリケーションにおいて、血圧測定値は時間の経過に伴い連続的に計算され得るので、ＰＷＳは時間の経過に伴い進行するフレームにわたって繰り返し分析され得、連続するフレームは部分的に重なり合うことができる（例えば、１分の持続時間のフレーム間での５０秒の重なり）。当該期間の開始時の平均心周期波形におけるサンプル（遅延）は：

と示され、ここで、「０」は特定の期間（フレーム）における最初の心周期のインデックスであり、「ｎ」は平均化手順の次数であり、「Δ_ｋ」は単一サイクル波形における遅延時間である。変数κはフレームインデックスである。同様に、１分の平均化ウィンドウの終了時での平均心周期波形におけるサンプル（遅延）は：

と示され、ここで、Ｎ_ｐ－１は最後の心周期（Ｎ_ｐ＝７４）のインデックスに等しい。

このように、式（９）及び（１０）によれば、第１の平均心周期波形はＰＷＳによりカバーされる期間内の最初の心周期を対象とすることができ、第２の平均心周期波形はＰＷＳによりカバーされる期間内の最後の心周期を対象とすることができる。しかしながら、第１の平均心周期波形及び第２の平均心周期波形のいずれか又は両方が、当該期間における異なる心周期に対応することも可能である。他の例として、ステップ４６で決定されたように、ＰＷＳによりカバーされる期間内の第１の時点における第１の平均心拍波形のみを計算することも可能である。幾つかの実施形態においては、第２の平均心周期波形が、ＰＷＳによりカバーされる期間内の第２の時点に関して形成され得る。該第２の平均心周期波形は、ステップ４６で決定された第１の平均心周期波形と同じ方法で形成することができる。一例として、第１の時点及び第２の時点のうちの一方はＰＷＳの開始時点におけるもの又はその近傍のものとすることができ、第１の時点及び第２の時点の他方は、式（９）及び（１０）におけるのと同様に、ＰＷＳの終了時点における又はその近傍のものとすることができる。他の実施形態では、１以上の更なる平均心周期波形を、ＰＷＳによりカバーされる期間内の各々の時点に対して決定することができる。

ステップ１１３では、第１の平均心周期波形及び第２の平均心周期波形から差分信号が決定される。該差分信号は、第１の平均心周期波形から第２の平均心周期波形への形態の変化を表す。

特に、図４を参照して前述した平均心周期波形を決定するアプローチは平均（二次微分）波形が長い時間ウィンドウ内で決定されることを可能にし、この平均波形の時間的に変化する変化を、この長いウィンドウにわたりモデル化することができる。平均波形のこの時間依存的特性により、この長いウィンドウにわたる波形の平均変化を計算できる。これは、以下のように、単純な減算により実行でき：

ここで、

は長い平均化ウィンドウ内のインデックス０の最初の心周期から該長い平均化ウィンドウ内のインデックス（Ｎ_ｐ－１）の最後の心周期までの遅延Δ_ｋに対するの形態の平均変化である。

幾つかの実施形態において、ステップ１１３から得られる差分信号は、第１の平均心周期波形及び第２の平均心周期波形の各々の基準点に関して測定された複数の遅延時間値に対する各差分サンプルを含む。上記基準点は被験者の脈波の開始、すなわち、図１に示された「ａ」基準点であり得る。特定の遅延時間値に対する差分サンプルは、該特定の遅延時間値における第１の平均心周期波形（の振幅）と、該特定の遅延時間値における第２の平均心周期波形（の振幅）との間の差分であり得る。

血圧の代用的尺度にとって基礎となるものは、式（１１）により計算される形態変化である。したがって、この形態変化を、この尺度における遅延Δ_ｋの各々に関して、当該期間にわたる基準血圧変化と相関付ける（及び分析する）ことができる。

血圧に関する「黄金」基準として、被験者から静脈内的に取得されたＡＢＰ信号が、５分ウィンドウ内の線形回帰を計算することにより５分ウィンドウ内のＭＡＰの（線形）傾向を計算するために使用される。該ＭＡＰは、例えば０．０２５Ｈｚのカットオフ周波数を有する二次バターワースローパスフィルタを使用してＡＢＰデータの平均を計算することにより計算できる。ΔＭＡＰ値は、平均化ウィンドウ内でのＭＡＰの変化量を反映する線形トレンドパラメータに基づいて計算できる。この場合、相対的なＢＰ変化は：

と計算でき、ここで、ΔＭＡＰ（κ）はＭＡＰの変化（ｍｍＨｇでの）であり、ＭＡＰ（κ）は平均化ウィンドウ内での平均ＭＡＰ（これも、ｍｍＨｇでの）であり、ΔＭＡＰ（κ）は平均化ウィンドウ内のデータを用いたカーブフィット手順を使用して取得される。

式（１１）からの形態の変化（差分信号）は、次いで、式（１２）で与えられる基準血圧変化ΔＲ_{ＭＡＰ（κ）}と相関させることができる（各遅延及び２０秒ずれによる各スライディングウィンドウ毎に）。次に、相関係数ｒ_△ｋを、以下のようにインデックスΔｋの遅延毎に計算できる：

相関係数ｒ_△ｋの計算は、各遅延Δ_ｋに対して実行できる。ΔＲＭＡＰ（κ）及び

の平均値は補償されることを要さない。これらの様式は、差分計算を介して計算されているので、既にオフセットがないと想定できるからである。

この相関の結果は、図１２に２９人の異なる被験者の各々について示されており、平均は太い黒の曲線として示されている。このように、図１２は相関係数を各被験者に関して個別のラインとして示している。図１２の各ラインは、特定の被験者について、相対血圧変化（直接のＡＢＰ測定から導出された）と、異なる遅延時間Δ_ｋに関する該被験者の各差分信号との間の相関を示す。図１２からわかるように、個々の被験者は相関関係の非常に異なる結果を示している。一方で、類似点も存在する。第１の類似点は、基準点（０ミリ秒の遅延時間）において相関関係は不十分にしか定義されていないことである。この理由は、この遅延時間では如何なる形態変化もあり得ないためである。該基準点は常に１の値に等しいからである（定義上）。第２の類似点は、０ミリ秒の基準点に近い遅延はＭＡＰの変化と負に相関されることである。このことは、通常、ＭＡＰが増加すると、ａ－ＰＰＧ信号のａ波が狭くなるということを意味する。このことは図１０の例でも見ることができ、ａ波は１分のウィンドウの過程で狭くなっている（特に、－１００ミリ秒から０ミリ秒まで）。このことは幾つかの心臓の特性、例えば心臓の収縮性に関係し得る。一回拍出量（心拍出量による）はＭＡＰに直接関係することが分かっているからである。第３の類似点は、収縮期中期（例えば、７５ミリ秒から２００ミリ秒まで）において形態変化の値がＭＡＰ変化と正に相関することである。このことは、増加するＭＡＰ値に対して指の位置（これらの被験者に対してＰＷＳセンサ３２が配置される）に早く到着する動脈樹内の反射に起因し得る。また、ｂ波振幅の増加は、増加する血圧に対して増加する（すなわち、負の値のｂ点は、負の程度が減少するか又は正にさえなる）ことが知られている。このｂ点の値の増加は、おそらく、反射波の早い戻りに起因する。最後の類似点は、収縮期後期において形態変化の値は再びＭＡＰ変化と負に相関するという一般的な傾向があることである。このことは、反射波のタイミングのずれに関係し得る。血圧の増加に対して反射波が早く到着した場合、反射波が通過した後の早期に発生するａ－ＰＰＧ波形の低下も存在するであろう。

図１１に戻ると、ステップ１１３において差分信号を決定した後、ステップ１１５において該差分信号から形態変化の絶対値が決定される。幾つかの実施形態において、該絶対値は、複数の遅延時間値、例えば０ミリ秒から３００ミリ秒までの遅延時間値に関する差分サンプルの大きさの和として決定され得る。

図１２から、遅延の範囲全体（すなわち、脈波の開始、「ａ」基準点に対して－１００ミリ秒から３００ミリ秒まで）に対して血圧の影響があると思われるため、当該組κは、これら全ての遅延を含むと定義される。このように、組κは心周期の全収縮期に対応する遅延を含むことができる。フレームκ内での形態変化の絶対値は：

と計算でき、ここで、κは当該形態変化が計算されるべき遅延時間の範囲（例えば、－１００ミリ秒から３００ミリ秒まで）である。

遅延κによって指定される持続時間により式（１４）において形態変化を正規化する代わりに、幾つかの実施形態では、脈波の正確な形態も考慮に入れる異なる正規化を実行することができる。正規化された形態変化は：

と計算でき、ここで、正規化値Ψ（κ）は：

のように計算される。

式（１５）の正規化値では、平均波のエネルギーが使用され、ウィンドウ内のトレンド情報は破棄される。更に、値ΔΨ（κ）及びΨ（κ）は両方とも正の値とされる。したがって、結果として得られる正規化された絶対形態変化：

も正の値となる。

次に、ステップ１１７において、形態変化の方向が決定される。式（１５）及びステップ１１５の形態変化の尺度は正の値であるので、血圧変化の方向は検出できず、該相対血圧代用尺度の拡張が：

のように導入され、ここで、

は符号の推定、すなわち当該形態変化の方向の指示情報である。

幾つかの実施形態において、形態変化の方向は、ステップ１１７において、第１の期間における被験者の脈波到着時間（ＰＡＴ）信号を分析して、第１の時点から第２の時点までの相対的ＰＡＴ変化を決定することにより決定される。当該形態変化の方向は、該相対的ＰＡＴ変化の方向として決定される。既知のように、ＰＡＴは、ＥＣＧ信号上のＲピークから、手首又は指等の末梢身体位置における当該脈波の到着までの時間間隔として測定される。このように、被験者に関するＰＡＴを取得するために、ＰＷＳセンサ３２が末梢身体位置に配置されると共に、心臓の電気的活動を測定するためにＥＣＧセンサが設けられる。ＥＣＧセンサからのＥＣＧ信号及びＰＷＳ信号が分析されて、被験者に関するＰＡＴが決定される。

代替実施形態において、形態変化の方向は、ステップ１１７において前記差分信号を使用して決定される。特に、当該変化の方向は、ステップ１１７において複数の遅延時間値の部分組についての差分サンプルの和を決定すると共に、形態変化の方向を該差分サンプルの和の符号として決定することにより決定することができる。幾つかの実施形態において、上記複数の遅延時間値の部分組は、脈波の開始（すなわち、「ａ」点）後の７５ミリ秒から１５０ミリ秒までの遅延時間値とすることができる。これについては以下に更に説明する。

図１２を参照すれば、７５ミリ秒から１５０ミリ秒までの範囲の遅延時間に対しては強い正の相関関係があることが分かっているので、符号

は：

により推定することができ、ここで、Ｌは当該符号推定のために考慮される遅延時間の組である。反射波により明らかに影響を受ける遅延時間、すなわち７５～１５０ｍｓの範囲の遅延時間を使用することが有効である。形態変化の量は動的血管特性に依然として依存するので、尺度

は較正された代用血圧尺度ではないことに注意する必要がある。

最後に、ステップ１１９において、テップ１１５で決定された形態変化の絶対値と、ステップ１１７で決定された該形態変化の方向とを組み合わせることにより相対血圧変化が決定される。絶対値及び変化の方向（符号）を式（１７）に従って組み合わせて、相対的な血圧変化を決定できる。すなわち、形態変化の絶対値と方向とを乗算して、相対血圧変化を決定することができる。

［絶対血圧の決定］
他の実施形態においては、絶対血圧値を相対血圧変化から決定することができる。特に、ステップ１１９で決定された相対血圧変化を時間に関して積分し、被験者の血圧の推定値（すなわち、絶対血圧値）を決定できる。

該絶対血圧の推定値における積分ドリフトを回避又は低減するために、規則的な時点で、絶対血圧の較正を血圧の他の測定値、例えばオシロメトリック測定技術を使用して取得されたものを使用して実行できる。オシロメトリック測定の間では、初期オシロメトリック値に合計された相対血圧変化の積分が、代用的絶対血圧測定値を提供する。

このように、較正血圧測定値が例えばオシロメトリック測定技術を使用して得られる時点で、絶対血圧代用値

は、κ＝ｃの時点における較正（例えば、オシロメトリック）血圧測定値に設定され：

ここで、ＭＡＰ（κ）は較正血圧測定値である。

次に、インデックスκ＞ｃの次のフレームを使用して反復積分が実行され、

の新しい値：

を推定し、ここで、係数Ｂ／Ｎ_ｘは、当該積分をＢ個のサンプルのオーバーラップを伴うＮ_ｘのウィンドウ長を使用して平均化手法から独立にさせるための正規化である。

は相対的なＭＡＰ変化（Ｎｘのサンプルのウィンドウ内の）であり、

に従ってステップ１１９で決定された代用的相対血圧変化を使用して取得される。

この結果、

が得られる。

理解されるように、品質指数ＱＩ（κ）は、式（１７）を介して計算された相対血圧変化の質の尺度を示す重み係数である。該ＱＵは０から１の範囲内の値を有する。相対血圧変化の質が劣る場合、ＱＩ（κ）の値はゼロに近くなり、この劣った質により積分が乱されることはないであろう。好ましい実施形態として、この質の尺度は、ＰＷＳにおける複数の心周期波形に対する第１及び第２の平均心拍波形（式（９）及び式（１０）により計算される）の「適合度」から計算できる。例えば、該品質尺度は：

と計算でき、ここで、

は：

と計算され、ここで、γは積分の抑制に対する品質指数値の感度を決定するパラメータである。γの値が小さいほど、感度が低くなり、積分手順に対する品質指数値の影響が小さくなる。γ＝２が良好な結果をもたらすことがわかった。式（２３）により定義される品質の尺度は、０≦ＱＩ（κ）≦１により制限される。

式（２２）では、代用絶対血圧測定値が、形態の変化及び品質指数を利用することによるＭＡＰ変化推定値の連続的積分及び基準点使用することにより再帰的に計算されることが分かる。当該品質指数は、誤って推定された変化の積分を回避するために使用できる。より具体的には、式（２１）において、該品質指数は積分に対する重み係数として使用される。より劣る品質指数に対して、積分値に対する形態変化の寄与は一層小さくなる。

図１３は、この絶対代用ＭＡＰ推定の例示的な結果を、被験者の基準ＭＡＰ測定値と一緒に示す。図１３の（ａ）は、推定された絶対代用ＭＡＰ及び基準の絶対代用ＭＡＰを約２７０分の期間にわたり示す。図１３の（ｂ）は、推定された及び基準の相対代用ＭＡＰ（すなわち、ＭＡＰ変化）を同じ期間にわたり示す。推定された絶対及び相対代用ＭＡＰは図１３の（ａ）及び（ｂ）では各々「Ｓｕｒ」とラベル付けされる一方、基準ＭＡＰ及びＭＡＰ変化測定値は図１３の（ａ）及び（ｂ）において各々「Ｒｅｆ」とラベル付けされている。絶対代用推定の場合、ｔ＝０分において単一の較正のみを適用でき、その場合、当該値は７０ｍｍＨｇ較正血圧に設定される。図１３の（ｂ）には、図１３の（ａ）の代用ＭＡＰ推定値の微分により得られた（相対）ＭＡＰ変化（ｍｍＨｇ／分での）も示されている。ここでも、代用ＭＡＰ変化を基準ＭＡＰ変化と比較することができる。この代用値の微分により得られる相対変化は、変化率

と密接に関係する。

図１４は、種々の例示的な実施形態による、ＰＷＳを分析する際の種々の動作を示す機能ブロック図である。図１４に示す種々の動作及び機能は、図３に示した処理ユニット３４により実現できる。この例示的な図示の実施形態において、ＰＷＳはＰＰＧ信号１４０１である。ＰＰＧ信号１４０１はシリアル／パラレル（Ｓ／Ｐ）コンバータ１４０２に入力され、該コンバータはＰＰＧ信号１４０１をＮ_ｘサンプルの１以上のウィンドウに分離又は分割する。該ＰＰＧ信号のウィンドウは、重なり合っても良く、又は連続していても良い。ウィンドウ処理されたＰＰＧ信号は微分計算ブロック１４０３により受信され、該ブロックは時間に関するＰＰＧ信号の二次微分値（２ＰＰＧ）を決定する。

２ＰＰＧは平均化ブロック１４０４に入力される。平均化ブロック１４０４は、２ＰＰＧから第１及び第２の平均心周期波形を決定するための本明細書に記載の技術のいずれかを実施することができる。平均化ブロック１４０４が図４を参照して前述した方法を実施する実施形態では、多項式フィット（「カーブフィット」）に対するｎの所望の値が平均化ブロック１４０４に入力される。他の例として、ｎの所望の値は、予め決定され又は平均化ブロック１４０４にプリセットされ得る。平均化ブロック１４０４は、ウィンドウ化されたＰＰＧ信号における特定の時点についての第１の平均心周期波形、及びウィンドウ化されたＰＰＧ信号における他の特定の時点についての第２の平均心周期波形を出力する。更に、平均化ブロック１４０４は品質の尺度（例えば、「品質指数」）も出力し、該品質尺度は絶対血圧を計算する積分ブロック１４１０に入力される。図１４において、平均化ブロック１４０４は、ｔ＝０及びｔ＝‐Ｎ_ｘ（例えば、ｔ＝０の１分前）の平均心周期波形を出力するものとして示されている。

上記平均心周期波形はデルタブロック１４０５に入力され、該デルタブロックは第１及び第２の平均心周期波形から差分信号（形態の変化を表す）を決定する。デルタブロック１４０５は、図１１のステップ１１３を参照して前述したように動作することができる。当該デルタ信号又は差分信号は、絶対形態変化ブロック１４０６及び符号推定ブロック１４０７に出力される。

絶対形態変化ブロック１４０６は、上記差分信号から形態変化の絶対値を決定する。絶対形態変化ブロック１４０６は、図１１のステップ１１５を参照して前述したように動作し得る。

符号推定ブロック１４０７は、上記差分信号から形態変化の方向を決定する。この変化の方向は、血圧の変化の方向に対応する。符号推定ブロック１４０７は、図１１のステップ１１７を参照して前述したように動作し得る。

絶対形態変化ブロック１４０６及び符号推定ブロック１４０７の出力は乗算ブロック１４０８に供給され、該乗算ブロックは形態変化の絶対値と該変化の方向とを乗算して、代用相対血圧変化測定値１４０９を決定する。代用相対血圧変化測定値１４０９は、ユーザ、例えば医療提供者、医師又は被験者自身に出力することができる。

絶対血圧が決定されるべき実施形態においては、代用相対血圧変化測定値１４０９が積分ブロック１４１０に入力され、該積分ブロックは相対血圧変化測定値１４０９を時間に関して積分する。平均化ブロック１４０４において計算された前記品質の尺度が該積分の重み係数として使用され、相対血圧変化測定値の積分を、これら測定値の品質が低い場合に抑制する。例えばオシロメトリック測定技術を使用して取得される１以上の基準血圧測定値１４１１が、相対血圧変化測定値１４０９の積分を較正するために使用される。積分ブロック１４１０の出力は、代用絶対血圧測定値１４１２である。該絶対血圧変化測定値１４１２は、ユーザ、例えば医療提供者、医師又は被験者自身に出力することができる。

図１５は、種々の代替の例示的実施形態による、ＰＷＳを分析する際の種々の動作を示す機能ブロック図である。これらの実施形態では、前記差分信号から形態変化の方向を推定するのではなく、代わりに、被験者のＰＡＴ信号から形態変化の方向（すなわち、符号推定）が決定される。図１５に示す種々の動作及び機能は、図３に示した処理ユニット３４により実現することができる。図１４の実施形態に示された動作及び機能と共通する図１５の動作及び機能は、同じ参照番号を使用している。図１４におけるのと同様に、この例示的な実施形態において、ＰＷＳはＰＰＧ信号１４０１である。

ＰＰＧ信号１４０１はＳ／Ｐコンバータ１４０２に入力され、該コンバータはＰＰＧ信号１４０１をＮ_ｘのサンプルの１以上のウィンドウに分離又は分割する。該ＰＰＧ信号のウィンドウは、重なり合っても又は連続していてもよい。ウィンドウ処理されたＰＰＧ信号は微分計算ブロック１４０３により受信され、該ブロックは時間に関するＰＰＧ信号の二次微分値（２ＰＰＧ）を決定する。

上記２ＰＰＧは、平均化ブロック１４０４に入力される。平均化ブロック１４０４は、本明細書に記載の技術のいずれかを実施して、２ＰＰＧから第１及び第２の平均心周期波形を決定することができる。平均化ブロック１４０４が図４を参照して前述した方法を実施する実施形態では、多項式フィット（「カーブフィット」）に対するｎの所望の値が該平均化ブロック１４０４に入力される。他の例として、ｎの所望の値は、予め決定され又は平均化ブロック１４０４にプリセットされ得る。平均化ブロック１４０４は、ウィンドウ化されたＰＰＧ信号における特定の時点に関する第１の平均心周期波形、及び該ウィンドウ化されたＰＰＧ信号における他の特定の時点に関する第２の平均心周期波形を出力する。図１５において、平均化ブロック１４０４は、ｔ＝０及びｔ＝‐Ｎ_ｘ（例えば、ｔ＝０の１分前）に関する平均心周期波形を出力するものとして示されている。更に、平均化ブロック１４０４は当該品質の尺度（例えば、「品質指数」）も出力し、該尺度は絶対血圧を計算する積分ブロック１４１０に入力される。

上記平均心周期波形はデルタブロック１４０５に入力され、該デルタブロック１４０５は第１及び第２の平均心周期波形から差分信号（形態の変化を表す）を決定する。デルタブロック１４０５は、図１１のステップ１１３を参照して前述したように動作し得る。該デルタ又は差分信号は絶対形態変化ブロック１４０６に出力される。

絶対形態変化ブロック１４０６は、前記差分信号から形態変化の絶対値を決定する。絶対形態変化ブロック１４０６は、図１１のステップ１１５を参照して前述したように動作することができる。絶対形態変化ブロック１４０６の出力は乗算ブロック１４０８に供給される。

前述したように、形態変化の方向（すなわち、符号の推定）は被験者のＰＡＴ信号から決定される。このように、ＥＣＧ信号１５０１がＳ／Ｐコンバータ１５０２に入力され、該コンバータはＥＣＧ信号１５０１を、ＰＰＧ信号１４０１の場合と同様に、Ｎ_ｘのサンプルの１以上のウィンドウに分離又は分割する。すなわち、同じウィンドウがＰＰＧ信号１４０１及びＥＣＧ信号１５０１に適用され、形態変化の方向が同じ期間について計算されるようにする。

ウィンドウ化されたＥＣＧ信号は、Ｓ／Ｐコンバータ１４０２からのウィンドウ化されたＰＰＧ信号と一緒にＰＡＴブロック１５０３に入力され、ＰＡＴ信号が決定される。ＰＡＴ信号は、経時的な被験者のＰＡＴを示し、ウィンドウ内の各心周期のＰＡＴを含む。特定の心周期のＰＡＴは、ＥＣＧ信号１５０１におけるＲピークから該脈波がＰＰＧ信号１４０１で到着するまでの時間により与えられる。

ＰＡＴブロック１５０３の出力はカーブフィットブロック１５０４に入力され、該カーブフィットブロックは：

により与えられる相対的なＰＡＴ変化（相対ＰＡＴ変化）を計算し、ここで、該相対ＰＡＴ変化は、式（１２）におけるのと同様の方法で、当該ウィンドウ内の全てのＰＡＴ値を使用し、ΔＰＡＴ（κ）を計算するためにＰＡＴ値に対してカーブフィット手順を使用し、及びＰＡＴ（κ）を計算するために通常の平均を使用して計算される。

相対ＰＡＴ変化を計算した後、この情報は前述した相対形態変化尺度と組み合わせることができる。実験によれば、血圧が大幅に変化する事象が検出されるようになる場合には、相対形態変化尺度がＰＡＴ変化尺度に勝ることがわかる。しかしながら、変化の方向（符号推定により与えられる）は、形態に基づく方法と比較してＰＡＴの方が優れている。したがって、有利には、絶対変化はＰＰＧの形態変化を利用することにより計算され得る一方、変化の方向はＰＡＴ測定値を利用し、

の符号を調べることにより計算され得るものとする。

符号ブロック１５０５は、上記ＰＡＴブロックで計算された

の値に基づいて符号（‐１又は１のいずれか）を決定する。

の場合は正の符号（すなわち、血圧が上昇している）となる一方、

の場合は負の符号（すなわち、血圧が低下している）となる。

乗算ブロック１４０８は、形態変化の絶対値と符号ブロック１５０５からの変化の方向とを乗算して、代用相対血圧変化測定値１４０９を決定する。該代用相対血圧変化測定値１４０９は、ユーザ、例えば、介護提供者、医師又は対象者自身に出力することができる。

絶対血圧が決定されるべき実施形態においては、代用相対血圧変化測定値１４０９が積分ブロック１４１０に入力され、該積分ブロックは相対血圧変化測定値１４０９を時間に関して積分する。平均化ブロック１４０４で計算された品質の尺度が該積分に対する重み係数として使用され、相対血圧変化測定値の積分を、これら測定値の品質が低い場合は抑制する。相対血圧変化測定値１４０９の該積分を較正するために、例えばオシロメトリック測定技術を使用して取得される１以上の基準血圧測定値１４１１が使用される。積分ブロック１４１０の出力は、代用絶対血圧測定値１４１２である。該絶対血圧変化測定値１４１２は、ユーザ、例えば医療提供者、医師又は被験者自身に出力され得る。

図１５に示される実施形態は、脈波到着時間（ＰＡＴ）を計算するために追加の信号／センサを必要とし、ＥＣＧ信号は、正確なＰＡＴ測定を可能にするために、ＰＰＧ信号と例えば大凡ミリ秒の精度内で同期して捕捉されることを要することが理解されるであろう。この要件は、特に装置３０が家庭環境で使用されねばならない場合に、実際には必ずしも容易に満たせるものではなく、上記追加のセンサは装置３０の使い易さを低下させ得るので、図１４に示された実施形態の方が、図１５の実施形態よりも好ましい。

したがって、被験者の血圧変化又は血圧の改善された推定のための技術が提供されるものである。

開示された実施形態の変形は、当業者によれば、本明細書に記載の原理及び技術を実施するに際して、本図面、開示及び添付請求項の精査から理解され、実現され得るものである。請求項において、「有する（含む）」という文言は他の要素又はステップを排除するものではなく、単数形は複数を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットは、請求項に記載される幾つかの項目の機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載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、又は他のハードウェアの一部として供給される光記憶媒体又はソリッドステート媒体等の適切な媒体により記憶又は配布することができるのみならず、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介して等のように、他の形態で配布することもできる。請求項におけるいかなる参照符号も、当該範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 被験者から得られる脈波信号を分析して該被験者の血圧の指標又は血圧の変化を決定するためのコンピュータ実施方法であって、前記脈波信号は第１の期間における前記被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含み、当該コンピュータ実施方法が、
   （ｉ）前記脈波信号を分析して、前記第１の期間内の第１の時点に関する第１の平均心周期波形及び前記第１の期間内の第２の時点に関する第２の平均心周期波形を決定するステップと、
   （ｉｉ）前記第１の平均心周期波形から前記第２の平均心周期波形への形態変化を表す差分信号を決定するステップと、
   （ｉｉｉ）前記差分信号から前記形態変化の絶対値を決定するステップと、
   （ｉｖ）前記形態変化の方向を決定するステップと、
   （ｖ）前記形態変化の前記絶対値及び前記方向を組み合わせることにより相対血圧変化を決定するステップと
   を有する、コンピュータ実施方法。
2. 当該コンピュータ実施方法が、
   （ｖｉ）前記相対血圧変化を時間に関して積分して、前記被験者の血圧の推定値を決定するステップ
   を更に有する、請求項１に記載のコンピュータ実施方法。
3. 前記ステップ（ｖｉ）が、前記血圧の推定値を、前記絶対値、前記形態変化の方向、及び前記相対血圧変化の質の第１の尺度を使用して決定するステップを有する、請求項２に記載のコンピュータ実施方法。
4. 前記ステップ（ｖｉ）が、前記相対血圧変化の質の第１の尺度を、前記第１及び第２の平均心周期波形の前記脈波信号における前記複数の心周期に対する適合度を計算することにより決定するステップを更に有する、請求項３に記載のコンピュータ実施方法。
5. 前記差分信号は、前記第１の平均心周期波形及び前記第２の平均心周期波形に関して各基準点に対して測定される複数の遅延時間値に対する各差分サンプルを含み、特定の遅延時間値に対する差分サンプルは、該特定の遅延時間値における前記第１の平均心周期波形と、該特定の遅延時間値における前記第２の平均心周期波形との間の差分である、請求項１から４の何れか一項に記載のコンピュータ実施方法。
6. 前記基準点は前記被験者の脈波の始まりであり、前記複数の遅延時間値は前記基準点から０ミリ秒後から３００ミリ秒後までの遅延時間値である、請求項５に記載のコンピュータ実施方法。
7. 前記ステップ（ｉｖ）が、
   前記複数の遅延時間値の部分組に関して前記差分サンプルの和を決定するステップと、
   前記形態変化の方向を前記差分サンプルの和の符号として決定するステップと
   を有する、請求項５又は６に記載のコンピュータ実施方法。
8. 前記基準点は前記被験者の脈波の始まりであり、前記複数の遅延時間値の部分組が前記基準点の後の遅延時間値である、請求項７に記載のコンピュータ実施方法。
9. 被験者から得られる脈波信号を分析して該被験者の血圧の指標又は血圧の変化を決定するための装置であって、前記脈波信号は第１の期間における前記被験者の複数の心周期に関する脈波測定値を含み、当該装置が、
   （ｉ）前記脈波信号を分析して、前記第１の期間内の第１の時点に関する第１の平均心周期波形及び前記第１の期間内の第２の時点に関する第２の平均心周期波形を決定し、
   （ｉｉ）前記第１の平均心周期波形から前記第２の平均心周期波形への形態変化を表す差分信号を決定し、
   （ｉｉｉ）前記差分信号から前記形態変化の絶対値を決定し、
   （ｉｖ）前記形態変化の方向を決定し、
   （ｖ）前記形態変化の前記絶対値及び前記方向を組み合わせることにより相対血圧変化を決定する、
   装置。
10. 当該装置が、更に、
    （ｖｉ）前記相対血圧変化を時間に関して積分して、前記被験者の血圧の推定値を決定する、
    請求項９に記載の装置。
11. 前記（ｖｉ）の動作が、前記血圧の推定値を前記絶対値、前記形態変化の方向、及び前記相対血圧変化の質の第１の尺度を使用して決定する動作を含む、請求項１０に記載の装置。
12. 前記（ｖｉ）の動作が、前記相対血圧変化の質の第１の尺度を、前記第１及び第２の平均心周期波形の前記脈波信号における前記複数の心周期に対する適合度を計算することにより決定する動作を更に含む、請求項１１に記載の装置。
13. 前記差分信号は、前記第１の平均心周期波形及び前記第２の平均心周期波形に関して各基準点に対して測定される複数の遅延時間値に対する各差分サンプルを含み、特定の遅延時間値に対する差分サンプルは、該特定の遅延時間値における前記第１の平均心周期波形と、該特定の遅延時間値における前記第２の平均心周期波形との間の差分である、請求項９から１２の何れか一項に記載の装置。
14. 前記基準点は前記被験者の脈波の始まりであり、前記複数の遅延時間値は前記基準点から０ミリ秒後から３００ミリ秒後までの遅延時間値である、請求項１３に記載の装置。
15. コンピュータ可読コードが組み込まれたコンピュータ可読媒体を有するコンピュータプログラムであって、前記コンピュータ可読コードが、適切なコンピュータ又は処理ユニットによる実行時に、該コンピュータ又は処理ユニットに請求項１から８の何れか一項に記載のコンピュータ実施方法を実行させる、コンピュータプログラム。

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