JP6669409B2 - 血圧値を測定するための方法、機器及びコンピュータプログラム - Google Patents

Description

本発明は、血圧値を測定するための方法、機器及びコンピュータプログラムに関する。

血圧は、循環する血液によって血管の壁にかかる圧力である。人の血圧は、大抵は、収縮血圧（心拍周期中の動脈内の最大圧力）、拡張期血圧（心拍周期中の動脈内の最小圧力）又は脈圧（収縮期血圧値と拡張期血圧値との間の差）の用語で表される。

収縮期血圧値、拡張期血圧値及び脈圧値は、身体の特定の状態又は健康状態を検査し、及び／又は病気を見つけ出すために使用される。

しかしながら、収縮血圧値、拡張期血圧値又は脈圧値を測定することは、侵襲性のセンサ（動脈内に設置されるセンサ）を通じて血圧信号を測定することを必要とする。

最近では、血圧値を侵襲性の血圧信号の代わりに脈動信号に基づいて測定することが試みられている。脈動信号には、非侵襲性に測定することが容易である利点がある。例えば民生用電子機器に埋め込まれる光電式指尖容積脈波計（ＰＰＧ：ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｍ）のような、ウェアラブル機器で使用され得る低品質のセンサの商用化のために、これらの試みは一層増大している。

図１は、心臓の鼓動に対する脈動信号１の例を示す。脈動信号１は、動脈内で伝播する進行圧力波によって生成される先行脈動信号２と、動脈内で反射する圧力波によって生成される後続圧力波３との重ね合わせである。

従来では、血圧値は、このような脈動信号の形及び波形を分析することによって取得される。残念ながら、脈動信号は、血圧信号に関連する信号であるものの、実際の血圧信号ではない。当該脈動信号の振幅及び形の歪みが、血圧値の測定に対して大きい誤差を引き起こすことが分かっている。特に、脈動信号のＤＰ（拡張期血圧）の値、ＳＰ（収縮血圧）の値、Ｐ１（収縮の最初の中央ピーク）の値及びＥＳＰ（収縮の終了時の圧力）が、元となる血圧信号のＤＰ値、ＳＰ値、Ｐ１値及びＥＳＰ値に対する振幅とタイミングとに一致しない。

しかしながら、侵襲性の血圧信号の代わりに脈動信号を使用することの大きな利点のために、血圧値を脈動信号から取得するための幾つかの試みが、従来の技術に開示されている。

米国特許第５１４０９９０号明細書は、生理学的モデルにしたがって光電脈波信号の振幅を血圧値にマッピングすることを開示する。

特開２０００−２１７７９６は、光電脈波信号の二次微分から取得された幾つかの特徴を血圧値にマッピングすることを開示する。

米国特許第７２３８１５９号明細書は、血圧値に関連する値を光電脈波波形に適合された数学モデルのパラメータから計算することを開示する。

米国特許第７３２６１８０号明細書は、血圧値とパルス波モニターから計算された特徴との比較を開示する。当該比較は、患者の循環器系を評価するために実行される。

米国特許出願公開第２０１１／０１９６２４４号明細書は、血圧を、光電脈波信号を処理することによって測定するための機器を開示する。当該光電脈波信号は、ＡＲＭＡフィルタとランダムフォレストのオペレータとによって処理される。

米国特許第８３９８５５６号明細書は、血圧値を光電脈波波形の一部の面積に基づく特徴から計算することを開示する。

中国特許第１０４１１６５０３号明細書は、パルスデータを取集するステップと、当該パルスデータから特性パラメータを抽出するステップとから成る非侵襲性の連続血圧測定方法を開示する。この場合、当該特性パラメータは、主波の振幅、大動脈の減圧点、重拍切痕の振幅、重拍脈波の振幅、左心室の急激な拍出期、左心室の収縮、左心室の弛緩期、及び脈動周期とから成る。

米国特許第２００５２２８２９８号明細書は、ユーザーの手首に装着されている手首モジュール内に配置された人感センサを使用して、ユーザーの手首が安静状態であるときに、当該ユーザーの複数のバイタルサインを測定できる監視装置を開示する。

欧州特許０９５６８１３号明細書は、動脈内の血圧を非侵襲性に評価するための装置を開示する。

米国特許２００９３２６３９３号明細書は、血圧を非侵襲性に連続して測定するための方法を開示する。この場合、光電脈波信号が受信され、当該光電脈波信号中のパルスの位置が確認される。

米国特許２０１５０５５７５５４号明細書は、血圧を監視するための方法及び装置を開示する。この場合、当該装置は、一人以上の患者のパラメータを示す１つ以上の信号を受信するための命令を記憶するためのメモリを有する。

米国特許２０１４０７３９５１号明細書は、被験者から光電式容積脈波信号のような生理学的な信号を処理し得る生理学的に監視するシステムを開示する。

しかしながら、全てのこれらの血圧値に関する特徴は、電子ドリフト、皮膚の色、センサースキン・インタフェース（ｓｅｎｓｏｒ−ｓｋｉｎ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）に起因して利得変動に対して十分に正確でなく、血圧を十分正確に測定しない。

米国特許第５１４０９９０号明細書 特開２０００−２１７７９６ 米国特許第７２３８１５９号明細書 米国特許第７３２６１８０号明細書 米国特許出願公開第２０１１／０１９６２４４号明細書 米国特許第８３９８５５６号明細書 中国特許第１０４１１６５０３号明細書 米国特許第２００５２２８２９８号明細書 欧州特許０９５６８１３号明細書 米国特許２００９３２６３９３号明細書 米国特許２０１５０５５７５５４号明細書 米国特許２０１４０７３９５１号明細書

Ｎｉｃｈｏｌｓ ｅｔ ａｌ，"ＭｃＤｏｎａｌｄ’ｓ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ ｉｎ ａｒｔｅｒｉｅｓ"，Ｏｘｆｏｒｄ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ ２００５， ＩＳＢＮ ０ ３４０ ８０９４１ ８

本発明の課題は、血圧に対する確実で且つ正確な値を生成する血圧値を脈動信号から測定（決定）するための方法、機器及びコンピュータプログラムを提供することにある。

この課題は、
ユーザーの脈動信号を提供することと、
第１特徴と第２特徴とを前記脈動信号に基づいて測定することと、
血圧値を前記第１特徴と前記第２特徴と関数パラメータとに依存する血圧関数に基づいて計算することと、とから成り血圧値を測定するための方法であって、
前記第１特徴は、１つのパルス内の期間から成る時間に関連する特徴であり、前記第２特徴は、規格化された振幅に関連する特徴であり、振幅に関連する特徴でないことによって解決される。

血圧値を計算するための、１つのパルス内の期間から成る時間に関連する特徴と規格化された振幅に関連する特徴とを組み合わせたものであって、振幅に関連する特徴を組み合わせないものが、当該血圧値に対する正確で且つ確実な測定を提供する。

血圧の単一関数における当該時間に関する特徴と振幅に関する特徴との組み合わせは、高信頼の血圧値を提供することが分かった。両特徴に含まれる情報が、独立していて且つ相補的であるという事実に起因して、この組み合わせは、脈動信号（脈波信号）を使用して血圧値を測定するための既知の方法の実績よりも勝る。さらに、（振幅に関連する特徴の代わりに）規格化された振幅に関連する特徴を使用すると、当該血圧値は、電子ドリフト、皮膚の色及びセンサースキン・インタフェースからさらに一層影響を受けず、低コストの民生用電子装置において本発明の方法の実行を容易にする。別の利点は、ここに開示された方法が、光電式指尖容積脈波信号のような非常に簡単な脈動信号（脈波信号）に適用され得ることである。

従属請求項は、本発明の有益な実施の形態に関する。

１つの実施の形態では、前記血圧関数は、ユーザー特徴にさらに依存し得る。

別の実施の形態では、前記血圧関数は、前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴とに対して線形であり得る。

さらに別の実施の形態では、前記関数パラメータは、時間に関連する係数と、振幅に関連する係数とを含み得る。この場合、前記時間に関連する特徴を前記規格化された振幅に関連する特徴に合計して加算する前に、前記時間に関連する特徴は、前記時間に関連する係数によって乗算され、前記規格化された振幅に関連する特徴は、前記振幅に関連する係数によって乗算される。

さらに別の実施の形態では、前記血圧関数は、前記ユーザー特徴に対して線形であり得る。この場合、前記関数パラメータは、前記ユーザー特徴を前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴とに加算する前に、前記ユーザー特徴によって乗算されるユーザー係数を含む。

さらに別の実施の形態では、前記ユーザー特徴は、性別、年齢、肥満度指数、身長、のうちの１つ又は組み合わせに基づき得る。

さらに別の実施の形態では、前記関数パラメータは、予め設定され得る。

さらに別の実施の形態では、前記脈動信号を提供するステップは、前記脈動信号（１）を測定するステップを含み得る。

さらに別の実施の形態では、前記脈動信号は、光電式指尖容積脈波計、インピーダンスセンサ、埋め込み式加速度センサ、埋め込み式光センサ、埋め込み式インピーダンスセンサ又は侵襲性の動脈センサのうちの１つに基づいて測定される。

本発明は、例示された実施の形態の記載と図示された例とによってより良好に理解される。

典型的な脈動信号の例を示す。 血圧値を測定するための機器の実施の形態を示す。 １つの実施の形態による反射型光電脈波センサを有する手首血圧計を示す。 １つの実施の形態による反射型光電脈波センサを有するスマートフォンを示す。 １つの実施の形態による透過型光電脈波センサを有する指血圧計を示す。 １つの実施の形態による透過型光電脈波センサを有する耳血圧計を示す。 １つの実施の形態によるインピーダンス型脈動センサを有する胸血圧計を示す。 １つの実施の形態によるインピーダンス型脈動センサを有する腕血圧計を示す。 １つの実施の形態によるインピーダンス型脈動センサを有する手首血圧計を示す。 １つの実施の形態による埋め込まれた加速度計脈波センサを示す。 １つの実施の形態による埋め込まれた光電脈波センサを示す。 １つの実施の形態による埋め込まれたインピーダンス型脈動センサを示す。 脈動信号の拍出面積（抽出領域）を示す。 脈動信号の全領域を示す。 血圧値を測定するための方法の実施の形態を示す。

図２は、血圧値を測定するための機器１０の実施の形態を示す。この機器１０は、脈動信号部１１、脈拍選択部１２、計算部１３及びユーザー特徴部１８から構成される。

脈動信号部１１は、脈動信号を提供するように構成されている。１つの実施の形態では、脈動信号部１１は、単に、脈動信号を示すデータを受信するように構成されたインタフェースでもよい。別の実施の形態では、脈動信号部１１は、ユーザーの脈動信号を測定するための脈動センサでもよいし又は当該脈動センサを有してもよい。１つの脈動信号が、血流の周期的な変化と動脈樹の所定の部分の動脈の直径とに関する情報を有する信号として定義され得る。一般に、当該周期的な変化は、当該動脈樹の所定の部分の圧力パルスの到達によって発生する。

１つの実施の形態では、脈波センサ（脈動センサ）は、光電脈波センサ（ＰＰＧセンサ）である。この光電脈波センサは、透過型又は反射型に基づき得る。図３は、反射型光電脈波センサ４を有する一例の機器１０を示す。この機器１０は、ユーザーの腕の皮膚２１に接触する腕血圧計の側面側に光源１９と光検出器２０とを有する当該腕血圧計で実現される。皮下血管系２２中の組織による血流の脈動に起因して、皮膚２１の反射率が変化する。当該ユーザーの脈動信号が、当該皮膚２１の反射率に基づいて測定され得る。また、当該腕血圧計は、完全な機器１０を構成するパルス選択部１２及び／又は部１３及び／又はユーザー特徴部１８から構成される。代わりに、当該パルス選択部１２及び／又は部１３及び／又はユーザー特徴部１８は、（例えば、ケーブル又は無線接続によって）当該腕血圧計に接続されているこの機器１０の別の装置内に配置されてもよい。腕血圧計１０は、例えば、スマートフォンに接続されている腕時計のような腕血圧計でもよい。図４は、光源１９と光検出器２０とを有するスマートフォンで実現される機器１０の別の実施の形態を示す。光源１９は、例えばスマートフォン１０のフラッシュによって実現され得る。光検出器２０は、例えば、スマートフォン１０のカメラ（例えば、ＣＣＤ）によって実現され得る。図５は、光源１９と光検出器２０とを有する透過型光電脈波センサ４を備える指血圧計から構成される機器１０の別の実施の形態を示す。同様に、当該指血圧計は、完全な機器１０を構成するパルス選択部１２及び／又は計算部１３及び／又はユーザー特徴部１８を有し得る。代わりに、パルス選択部１２及び／又は計算部１３及び／又はユーザー特徴部１８は、当該指血圧計に接続されているこの機器１０の別の装置内に配置されてもよい。別の透過型光電脈波センサ４は、耳に配置され得る。このような透過型光電脈波センサ４は、例えば補聴器に内蔵され得る。

しかしながら、脈波センサは、光電脈波センサに限定されない。また、生体脈動センサが、図７〜９に示されているように可能である。このような生体インピーダンスセンサ２３は、電流６を通電するための２つの電極５と電圧８を測定するための２つの別電極７とを有する。さらに、これは、脈動信号を測定することを可能にする。図７は、インピーダンス型脈動センサを有する胸血圧計を示す。図８は、インピーダンス型脈動センサ２３を有する腕血圧計を示す。図９は、インピーダンス型脈動センサ２３を有する手首血圧計を示す。この場合、当該脈動センサは、非侵襲性のセンサである。また、埋め込み式の脈波センサも可能である。当該脈動信号が、例えば、動脈９の近くの身体組織２中に埋め込まれた埋め込み式加速度センサ３によって測定され得る（図１０参照）。当該脈動信号が、例えば、動脈の近くに埋め込まれた埋め込み式光電脈波センサ４によって測定され得る（図１１参照）。当該脈動信号が、例えば、動脈９の近くに埋め込まれた埋め込み式インピーダンスセンサ２３によって測定され得る（図１２参照）。当該脈動信号が、例えば、動脈の中に埋め込まれた侵襲性の動脈センサによって測定され得る（図示せず）。

図１に示されているように、ユーザーの脈動信号１は、時間に対するユーザーの組織を通る血流の脈動振幅を示す信号である。当該脈動信号は、ユーザーの心臓の鼓動によって与えられる周期を有する周期的な信号である。したがって、当該脈動信号は、連続する複数のパルスから成る。図１は、脈動信号１の一例のパルスを示す。

パルス選択部１２は、ユーザーの脈動信号１における少なくとも１つのパルスを決定する。好適な実施の形態では、パルス選択部１２が、計算部１３に対して出力される複数のパルスを選択する。当該複数のパルスは、連続する一定数のパルスでもよい。好ましくは、当該脈動信号の連続するＮ個のパルスが確認され、計算部１３に対して出力されるように、当該Ｎ個のパルスのうちのＭ（＜Ｎ）個のパルスが選択される。当該Ｍ個のパルスが、品質判定基準に基づいて選択され得る。当該品質判定基準は、測定アーチファクト（ａｒｔｅｆａｃｔ）の存在を認識するために規定され得る。例えば、測定アーチファクトは、非常に大きい振幅の信号に関連する傾向にあるので、最大の振幅（例えば、最大ＳＰ又はパルスの最大総面積）を有する（Ｍ−Ｎ）個のパルスが除去され得る。別の実施の形態では、ただ１つのパルスが、選択され得、計算部１３に対して出力され得る。これは、高品質の脈波センサ向けに及び／又は高い時間分解能の用途向けに特に有益である。１つの実施の形態では、それぞれのパルスの開始時間及び終了時間が信号分析に基づいて検出され得る。代わりに、それぞれのパルスの開始点及び／又は終了点が、第２測定に基づいて検出され得る。この第２測定は、心臓の鼓動にも依存する。この第２測定は、例えば心電図（ＥＣＧ）の信号でもよい。（先行するパルスの終了時間に対応する）それぞれのパルスの開始時間が、この心電図（ＥＣＧ）から取得され得る。したがって、当該ＥＣＧ信号は、ユーザーの脈動信号１のそれぞれのパルスの開始を見つけ出すためのトリガー信号として使用され得る。当該第２測定は、例えば、光電脈波信号、生体インピーダンス信号又は任意の適切な脈動信号でもよい。

ユーザー特徴部１８は、脈動信号１に関連するユーザーに関するユーザー特徴ＵＦを提供するように構成されている。ユーザー特徴ＵＦは、計算部１３内で使用され得る。ユーザー特徴部１８は、当該ユーザー特徴を記憶するための記憶部を有してもよい。代わりに又はさらに、ユーザー特徴部１８は、当該ユーザー特徴を入力するためのユーザーインタフェースを有してもよい。ユーザー特徴ＵＦのための例は、性別、年齢、身長、肥満度指数等のうちの１つ又は任意の組み合わせである。性別は、二進値によって、例えば、女性に対して１及び男性に対して０によって、又は女性に対して０及び男性に対して１によって表示され得る。しかしながら、計算部１３内で計算される血圧値が、ユーザー特徴に依存しないならば、ユーザー特徴部１８は、オプションであり必要でない。

計算部１３は、時間特徴部１４、振幅特徴部１５、重み付け係数部１６及び血圧部（脈動部）１７から構成される。計算部１３は、パルス選択部１２から受信したパルスに基づいて血圧値を計算するように構成されている。１つの実施の形態では、計算部１３は、要求に応じて１つの血圧値を計算する。別の実施の形態では、計算部１３は、新しい複数の血圧値を連続して計算する。この場合、１つの血圧値が、それぞれの計算周期に対して計算される。後者の場合には、パルス選択部１２が、それぞれの計算周期内にこの計算周期に対する血圧値を計算するために使用される脈動信号１の１つのパルス又はＭ個のパルスを出力する。以下で、血圧値の計算に関する計算部１３とその構成要素との機能を説明する。複数の血圧値を計算するため、この機能は、単純に繰り返される。

時間特徴部１４は、少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦを、パルス選択部１２から受信したパルスに基づいて決定するように構成されている。好ましくは、少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦ_ｉが、パルス選択部１２から受信した脈波信号（脈動信号）１のＭ個のパルスのそれぞれのパルスｉから計算される。その結果、Ｍ個の値が、それぞれの時間に関連する特徴に対して計算される。しかしながら、時間に関連する特徴ＴＲＦをＭ個のパルス、例えば心拍数に基づいて計算することも可能である。ただ１つのパルスが、１つの血圧計算周期に対してパルス選択部１２から受信されるならば、当該少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦが、専らこのパルスに対して計算される。１つの時間に関連する特徴は、好ましくは、１つのパルス内の任意の期間、このような期間の逆数、又はこのような期間から計算された任意の別の値、例えば、複数のピークから成る期間若しくはその期間の逆数の平均である。このような時間に関連する特徴は、第１ピークまでの期間Ｔ１（パルスの開始時間とこのパルスの第１ピーク又はパルスの肩形状波形部分との間の期間）、第２ピークまでの期間Ｔ２（パルスの開始時間とパルスの第２ピーク又は肩形状波形部分との間の期間）、第１ピークまでの期間の逆数１／Ｔ１、第２ピークまでの期間の逆数１／Ｔ２、第１ピークと第２ピークとの間の期間Ｔ２−Ｔ１、反射までの期間Ｔｒ（パルスの開始時間と反射（後進）波の到着時間との間の期間）、拍出期間ＥＤ（パルスの開始時間と大動脈弁の閉鎖時間との間の期間）、及び心拍数である。これらの時間に関連する特徴ＴＲＦは、従来の技術において周知であり、ここではさらに詳しく説明しない。当該少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦは、１つ、２つ又はそれよりも多い個別の時間に等しいＬ個の時間に関連する特徴ＴＲＦ_ｊから成る。Ｍ個のパルスのそれぞれのパルスｉに対して、個別のＬ個の時間に関連する特徴ＴＲＦ_ｉ，ｊが計算される場合には、それぞれの計算周期に対して、Ｍ＊Ｌ個の時間に関連する特徴ＴＲＦ_ｉ，ｊが計算される。

振幅特徴部１５は、少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦを、パルス選択部１２から受信したパルスに基づいて決定するように構成されている。好ましくは、少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦ_ｉが、パルス選択部１２から受信した脈圧信号１のＭ個のパルスのそれぞれのパルスｉから計算される。しかしながら、１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦを、Ｍ個のパルスの平均に基づいて計算することも可能である。ただ１つのパルスが、（例えば、１つ／それぞれの計算周期に対して）パルス選択部１２から受信されるならば、当該少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦが、専らこのパルスに対して計算される。１つの振幅に関連する特徴ＡＦは、好ましくは、脈動信号１の振幅値に基づく任意の値である。１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦは、もう１つの振幅に関連する特徴によって規格化された１つの振幅に関連する特徴である。規格化は、２つの振幅に関連する特徴の比ＮＡＦ＝ＡＦ１／ＡＦ２によって有益に実行される。１つの実施の形態では、このような規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦは、脈圧ＰＰによって除算又は規格化された絶対収縮終期圧ＥＳＰと拡張期圧ＤＰとの差によって計算される規格化された収縮終期圧ｎＥＳＰ＝（ＥＳＰ−ＤＰ）／ＰＰである。１つの実施の形態では、このような規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦは、脈圧ＰＰによって除算又は規格化された第２ピークの圧力振幅Ｐ２と第１ピークの圧力振幅Ｐ１との差によって計算された第１脈波指標ＡＩｘ＝（Ｐ２−Ｐ１）／ＰＰである。１つの実施の形態では、このような規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦは、第１ピークの圧力振幅Ｐ１と拡張期圧の振幅ＤＰとの差によって除算又は規格化された第２ピークの圧力振幅Ｐ２と拡張期圧の振幅ＤＰとの差によって計算された第２脈波指標ＡＩｐ＝（Ｐ２−ＤＰ）／（Ｐ１−ＤＰ）である。１つの実施の形態では、このような規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦは、規格化された拍出領域ｎＥｊｅｃＡである（図１３参照）。当該規格化された拍出面積は、このパルス（図１４参照）の期間に対する脈動信号１の面積によって除算又は規格化された拍出期間ＥＤに対する脈動信号１の面積として計算される。当該拍出期間ＥＤに対する脈動信号１の面積は、好ましくは、図１３に示されたように、拡張期圧ＤＰの下の面積ＤＰ＊ＥＤを含まないものの、拡張期圧ＤＰの下の面積ＤＰ＊ＥＤを含む拍出期間ＥＤに対する脈動信号１の面積を使用することも可能である。当該パルスの期間Ｔに対する脈動信号１の面積は、好ましくは、図１４に示されたように、拡張期圧ＤＰの下の面積ＤＰ＊Ｔを含まないものの、当該拡張期圧の下の面積ＤＰ＊ＥＤも、当該拍出期間に対して考慮されるならば、拡張期圧ＤＰの下の面積ＤＰ＊Ｔを含むパルス期間Ｔに対する脈動信号１の面積を使用することも可能である。言及した当該規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦの検出及び／又は計算は、周知であり、したがってここではさらに詳しく説明しない。当該少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦは、１つ、２つ又はそれよりも多い個別の規格化された振幅に等しいＫ個の規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦ_ｊから成る。Ｍ個のパルスのそれぞれのパルスｉに対して、個別のＫ個の規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦ_ｉ，ｊが計算される場合には、それぞれの計算周期に対して、Ｍ＊Ｋ個の規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦ_ｉ，ｊが計算される。

重み付け係数部１６は、オプションであり、計算部１３が複数のパルスに依存する重み付けを有する複数のパルスにわたって複数の時間に関連する特徴ＴＲＦ及び／又は複数の規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦの重み付けされた平均を計算するときにだけ必要である。重み付け係数部１６は、当該パルス選択部から受信したＭ個の複数パルスのそれぞれのパルスｉに対する重み付け係数ＷＦ_ｉを計算するように構成されている。重み付け係数ＷＦ_ｉは、好ましくは、当該パルスの品質判定基準に基づいて計算される。これは、例えば、当該Ｍ個のパルスの平均に対するパルスｉの誤差でもよい。このような誤差は、当該平均パルスの複数の点とそれぞれのパルスｉの対応する複数の点との間の複数の誤差の規格化された累積によって計算され得る。これらの誤差は、絶対誤差、二次誤差又は任意のその他の測定誤差でもよい。

１つの実施の形態では、重み付け係数ＷＦ_ｉは、モホロジカルエラー（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｅｒｒｏｒ）に基づく。モホロジカルエラーは、特別なパルスのモホロジーを表す値として定義され得る。典型的なモホロジー（ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ）は、文献（Ｎｉｃｈｏｌｓ ｅｔ ａｌ，“ＭｃＤｏｎａｌｄ’ｓ ｂｌｏｏｄ ｆｌｏｗ ｉｎ ａｒｔｅｒｉｅｓ”，Ｏｘｆｏｒｄ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｐｒｅｓｓ ２００５， ＩＳＢＮ ０ ３４０ ８０９４１ ８）に定義されていて、Ｐ１とＰ２とＴ１とＴ２との間のタイミング関係と振幅関係とを記載している（図１参照）。これらのモホロジーは、複数の被験者の年齢及び心臓血管の状態に依存するこれらの被験者間で相違（変化）し得る。典型的なモホロジーは、（若い被験者に関連する）タイプＣ、（中年の被験者に関連する）タイプＢ、並びに（高齢の被験者及び病気にかかっている被験者に関連する）タイプＡ及びタイプＤである。その他のサブモホロジー（ｓｕｂ−ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｅｓ）も、同様に定義され得る。好適な実施の形態では、パルスｉの重み付け係数ＷＦ_ｉは、どの程度まで脈動信号ｉが典型的なモホロジーに合致するかに依存する。当該重み付け係数ＷＦ_ｉは、例えば、被験者の年齢と健康状態とに応じたその被験者のパルス（脈拍）に最もふさわしいモホロジーに対するパルスｉの誤差（ｅｒｒｏｒ）でもよい。

さらに好適な実施の形態では、パルスｉの重み付け係数ＷＦ_ｉは、パルスｉのモホロジカルエラーとＭ個のパルスの平均に対するパルスｉの誤差とに依存する。１つの実施の形態では、それぞれのパルスｉの計算された品質判定基準、例えば上記の誤差及び／又はモホロジカルエラーが、品質閾値と比較される。当該重み付け係数ＷＦ_ｉは、（上記又は下記の）比較に基づいて悪い品質に対して（０）に設定され、良い品質に対して（１）に設定される。特定の品質を有するパルスだけが、この二進重み付け手続きに応じて使用される。

脈動信号（１）は、当該複数のパルスよりも大きいさらなる複数のパルスを含み得る。この場合、複数のパルスが、最も大きい振幅を有するパルスを除去することによって当該さらなる複数のパルスの中から選択される。

血圧部１７は、少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦと、少なくとも１つの振幅に関連する特徴ＮＡＦとに基づいて血圧値を計算するように構成されている。１つの（オプションの）実施の形態では、血圧値を計算するための血圧関数が、少なくとも１つのユーザー特徴にさらに依存する。１つの実施の形態では、血圧値を計算するための血圧関数が、少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦと、少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦとに線形に依存する。１つの実施の形態では、血圧値を計算するための血圧関数が、使用される特徴（ＴＲＦ、ＮＡＦ及び／又はＵＦ）に線形に依存する。好ましくは、それぞれの特徴が、線形時間係数ｋｔ、線形振幅係数ｋａ及び線形ユーザー係数ｋｕのような、線形の特徴係数によってその他の特徴に対して重み付けされる。線形時間係数ｋｔと、線形振幅係数ｋａと、ユーザー特徴ＵＦが考慮されるならば、線形ユーザー係数ｋｕとが、時間に関連する特徴ＴＲＦと、規格化された振幅に関連する特徴と、ユーザー特徴ＵＦが考慮されるならば、ユーザー特徴ＵＦとの、血圧値に対する相対的な影響を確定（固定）する。１つ以上の特徴が、複数のパルスに対して計算されるならば、全てのパルスに対する同じ特徴に対しては、特徴係数ｋが同じに維持される。１つの実施の形態では、血圧値関数が、複数のパルスｉの少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦ_ｉと少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦ_ｉとに依存する。この場合、Ｍ個のパルス、Ｌ個の時間に関連する特徴ＴＲＦ、及びＫ個の規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦで、Ｌが１つ以上で、Ｋが１つ以上のときに、血圧値ＢＰに対する当該関数は、

に線形に比例する。Ｍ＝１ならば、ただ１つのパルスが考慮される。Ｌ＝１ならば、ただ１つの時間に関連する特徴ＴＲＦが考慮される。Ｋ＝１ならば、ただ１つの規格化された振幅に関連する特徴が考慮される。したがって、当該線形の特徴係数は、それぞれの特徴に対して異なり得るものの、同じ特徴の異なる複数のパルスに対しては同じである。ユーザー特徴ＵＦも考慮すると、Ｍ個のパルス、Ｌ個の時間に関連する特徴ＴＲＦ、Ｋ個の規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦ、及びＵ個のユーザー特徴で、Ｌが１つ以上で、Ｋが１つ以上で、Ｕが１つ以上のときに、血圧値ＢＰに対する関数は、

に線形に比例する。Ｕ＝１ならば、ただ１つのユーザー特徴が考慮される。複数の重み付け係数ＷＦが合計され、又は、複数のユーザー係数が適切に適合されるならば、明らかに、当該ユーザー特徴の項は、当該複数のパルスに対する和から取得され得る。

１つの実施の形態では、特徴係数ｋｔ、ｋａ、ｋｕは、予め設定され、血圧部１７の記憶部内に記憶される。１つの実施の形態では、特徴係数ｋｔ、ｋａ、ｋｕは変更（構成）可能である。特徴係数ｋｔ、ｋａ、ｋｕは、ユーザー又は管理者によって設定され得る。特徴係数ｋｔ、ｋａ、ｋｕは、自動処理、例えば補正処理によっても設定され得る。当該補正処理は、独立したセンサによってユーザーの血圧を測定し、当該血圧部によって計算された血圧値の誤差を特徴係数ｋｔ、ｋａ、ｋｕに基づいて最小にするステップを有する。医療の用途では、本発明の機器は、個別に測定された血圧値を単発的に又は周期的に入力するためのユーザーインタフェースを有し得る。当該ユーザーインタフェースは、ユーザーの血圧のオンライン監視を可能にする。当該個別の測定が、血圧のカフ式の測定によって測定されるならば、当該オンライン監視は、従来のカフ式の測定の正確さにほぼ匹敵する。

当該補正処理は、Ｏ個の潜在特徴（Ｏ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ ｆｅａｔｕｒｅｓ）の中から最良の時間に関連する特徴及び／又は最良の規格化された振幅に関連する特徴及び／又は最良のユーザーに関連する特徴を選択することをさらに有する。これは、上記の補正処理を複数の潜在特徴のＯ！（Ｏの階乗）通りの全ての組み合わせに対して実行することによって実行され得るし、これは、少なくとも１つの時間に関連する特徴と少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴とを含む特徴の最良の組み合わせを選択し得る。

血圧値が、任意の絶対圧力振幅値を有することなしに計算されても、本発明の方法は、正確な血圧値を提供する。当該方法が、特定のユーザーに対する補正なしに使用されても、当該結果は、低血圧、正常な血圧及び高血圧を正確に検出するのに依然として良好である。当該方法が、特定のユーザーに対して補正を伴って使用されるならば、当該結果は、血圧値の良好な測定（概要）を提供する。当該測定は、医療の用途に対しても十分に良好である。このようなアルゴリズムは、図５に示したような透過型光電脈波センサを含むパルスオキシメトリ式の指センサを用いて使用され得るか、又は例えば図６〜９及び上記に示されたその他の医用センサに対して使用され得る。その結果、専ら一定の時間間隔で繰り返され得る従来の技術のカフ式の測定とは違って、高精度の血圧のオンライン監視が可能になる。

図１５は、血圧値を測定するための方法の１つの実施の形態を示す。

ステップＳ１では、脈動信号部１１に関してさらに詳しく記載されているように、ユーザーの脈動信号が提供される。ステップＳ２では、１つのパルス又は複数のパルスが、Ｓ１の提供された血圧信号から選択される。ステップＳ３では、時間特徴部１４に関してさらに詳しく記載されているように、少なくとも１つの時間に関連する特徴が、当該１つのパルス又はそれぞれのパルスに対して決定される。ステップＳ４では、振幅特徴部１５に関してさらに詳しく記載されているように、少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴が、当該１つのパルス又はそれぞれのパルスに対して決定される。オプションのステップＳ５では、ユーザー特徴部１８に関してさらに詳しく記載されているように、少なくとも１つのユーザー特徴が決定される。オプションのステップＳ６では、重み付け係数部１６に関してさらに詳しく記載されているように、重み付け係数ＷＦ_ｉが、当該それぞれのパルスに対して決定される。ステップＳ７では、血圧部１７に関してさらに詳しく記載されているように、血圧値が、少なくとも１つの時間に関連する特徴ＴＲＦと、少なくとも１つの規格化された振幅に関連する特徴ＮＡＦとに基づいて、オプションとして複数の重み付け係数ＷＦと、少なくとも１つのユーザー特徴とに基づいて計算される。

１ 脈動信号、脈圧信号
２ 身体組織
３ 加速度センサ
４ 光電脈波センサ、光電脈動センサ
５ 電極
６ 電流
７ 別電極
８ 電圧
９ 動脈
１０ 血圧値を測定するための機器
１１ 脈動信号部
１２ パルス選択部
１３ 計算部
１４ 時間特徴部、第１特徴計算部
１５ 振幅特徴部、第２特徴計算部
１６ 重み付け係数部
１７ 脈動部、血圧部
１８ ユーザー特徴部
１９ 光源
２０ 光検出器
２１ 皮膚
２２ 皮下血管系
２３ 生体インピーダンスセンサ

Claims (14)

1. ユーザーの脈動信号を提供するステップと、
   第１特徴と第２特徴とを前記脈動信号に基づいて測定するステップと、
   血圧値を前記第１特徴と前記第２特徴と関数パラメータとに依存する血圧関数に基づいて計算するステップと、を有する血圧値を測定するための方法において、
   前記第１特徴は、１つのパルス内の期間から成る時間に関連する特徴であり、前記第２特徴は、規格化された振幅に関連する特徴であり、振幅に関連する特徴でなく、
   時間に関連する特徴と、規格化された振幅に関連する特徴とが、前記脈動信号に基づいてこの脈動信号の複数のパルスのそれぞれのパルスから計算され、
   前記複数のパルスのそれぞれのパルスに対して、１つの重み付け係数が、前記それぞれのパルスの前記脈動信号に基づいて計算され、
   前記血圧関数が、前記血圧値を重み付けられた組み合わせに基づいて計算し、それぞれのパルスの前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴とが、前記それぞれのパルスの前記重み付け係数で重み付けされる、
   血圧値を測定するための方法。
2. 前記重み付け係数は、前記複数のパルスの誤差に基づいて前記複数のパルスの平均から計算され、及び／又は前記複数のパルスのモホロジーエラーに基づいて計算される請求項１に記載の方法。
3. 前記関数パラメータは、前記ユーザーの血圧の個別の測定に基づいて補正される請求項１に記載の方法。
4. 前記血圧値を計算するために使用される前記特徴は、複数の特徴から自動的に決定される請求項１に記載の方法。
5. 前記時間に関連する特徴は、
   第１ピークまでの期間（Ｔ１）、
   第２ピークまでの期間（Ｔ２）、
   第１ピークまでの期間の逆数（１／Ｔ１）、
   第２ピークまでの期間の逆数（１／Ｔ２）、
   第１ピークと第２ピークとの間の期間（Ｔ２−Ｔ１）、
   反射までの期間（Ｔｒ）、
   拍出期間（ＥＤ）、
   心拍数、のうちの１つ又は組み合わせに基づく請求項１に記載の方法。
6. 前記規格化された振幅に関連する特徴は、
   規格化された収縮終期圧と、脈波指標とのいずれか一方又は組み合わせに基づく請求項１に記載の方法。
7. 脈動信号は、拡張期圧値と、収縮期圧値とを持ち、
   収縮終期圧が、絶対収縮周期圧値と拡張期圧値との差を収縮期圧値と拡張期圧値との差で除して計算される、請求項６に記載の方法。
8. 脈動信号はさらに、第１ピーク及び第２ピークを備え、
   脈波指標は、第２ピークの圧力振幅と第１ピークの圧力振幅との差を収縮期圧値と拡張期圧値との差で除して計算される第１脈波指標を備える、請求項６に記載の方法。
9. 脈波指標は、第２ピークの圧力振幅と拡張期圧の振幅との差を第１ピークの圧力振幅と拡張期圧の振幅との差で除して計算される第２脈波指標を備える、請求項８に記載の方法。
10. プロセッサを作動させるときに、方法を実行するように構成されたコンピュータプログラムにおいて、
    当該方法は、
    ユーザーの脈動信号を提供することと、
    第１特徴と第２特徴とを前記脈動信号に基づいて測定することと、
    血圧値を前記第１特徴と前記第２特徴と関数パラメータとに依存する血圧関数に基づいて計算することと、から成り、
    前記第１特徴は、１つのパルス内の期間から成る時間に関連する特徴であり、前記第２特徴は、規格化された振幅に関連する特徴であり、振幅に関連する特徴でなく、
    時間に関連する特徴と、規格化された振幅に関連する特徴とが、前記脈動信号に基づいてこの脈動信号の複数のパルスのそれぞれのパルスから計算され、
    前記複数のパルスのそれぞれのパルスに対して、１つの重み付け係数が、前記それぞれのパルスの前記脈動信号に基づいて計算され、
    前記血圧関数が、前記血圧値を重み付けられた組み合わせに基づいて計算し、それぞれのパルスの前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴とが、前記それぞれのパルスの前記重み付け係数で重み付けされる、
    い当該コンピュータプログラム。
11. ユーザーの脈動信号を提供するための脈動信号部と、
    第１特徴を前記脈動信号に基づいて計算するための第１特徴計算部と、
    第２特徴を前記脈動信号に基づいて計算するための第２特徴計算部と、
    血圧値を前記第１特徴と前記第２特徴と関数パラメータとに依存する関数に基づいて計算するための血圧部と、を有する血圧値を測定するための機器において、
    前記第１特徴は、１つのパルス内の期間から成る時間に関連する特徴であり、前記第２特徴は、規格化された振幅に関連する特徴であり、振幅に関連する特徴でなく、
    時間に関連する特徴と、規格化された振幅に関連する特徴とが、前記脈動信号に基づいてこの脈動信号の複数のパルスのそれぞれのパルスから計算され、
    前記複数のパルスのそれぞれのパルスに対して、１つの重み付け係数が、前記それぞれのパルスの前記脈動信号に基づいて計算され、
    前記血圧関数が、前記血圧値を重み付けられた組み合わせに基づいて計算し、それぞれのパルスの前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴とが、前記それぞれのパルスの前記重み付け係数で重み付けされる、
    血圧値を測定するための機器。
12. 前記機器は、前記脈動信号の複数のパルスを選択するためのパルス選択部をさらに有し、
    前記第１特徴計算部は、前記時間に関連する特徴をそれぞれの前記パルスに対して計算するように構成されていて、
    前記第２特徴計算部は、前記規格化された振幅に関連する特徴をそれぞれの前記パルスに対して計算するように構成されていて、
    前記血圧部は、前記血圧値を前記複数のパルスの前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴との組み合わせに基づいて計算するように構成されている請求項１１に記載の機器。
13. 前記機器は、それぞれの前記パルスに対して１つの重み付け係数をそれぞれの前記パルスに基づいて計算するための重み付け係数部をさらに有し、
    前記血圧部は、前記血圧値を重み付けされた平均に基づいて計算するように構成されていて、
    それぞれのパルスの前記時間に関連する特徴と前記規格化された振幅に関連する特徴とは、前記それぞれのパルスの前記重み付け係数によって重み付けされる請求項１１に記載の機器。
14. 前記脈動信号部は、脈動信号を測定するためのセンサをさらに有する請求項１１に記載の機器。

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