WO2017217353A1 - 頭蓋内圧推定方法及び頭蓋内圧推定装置 - Google Patents

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ear canal
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pulse wave
intracranial
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徳男 小池
智志 安本
順 中野
行雄 佐井
建治 降旗
後藤　哲哉
一博 本郷
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株式会社イチカワ
国立大学法人信州大学
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Definitions

  • the present invention relates to an intracranial pressure estimation method and an intracranial pressure estimation apparatus.
  • intracranial pressure ICP
  • intracranial pressure is always kept constant due to the homeostasis, and if the intracranial pressure increases or decreases, it may cause serious life-related diseases.
  • intracranial pressure is used as an index when treating or diagnosing brain damage, stroke, intracranial hemorrhage, or the like. For this reason, the establishment of a method for measuring intracranial pressure has been found to be particularly important.
  • Patent Document 1 Non-Patent Documents 1 and 2
  • Patent Document 2 Non-Patent Document 3
  • any of the above methods requires drilling into the skull and installing a sensor or tube inside, making it highly invasive to the person being measured and requiring absolute rest during measurement.
  • Patent Document 3 As a method for measuring the intracranial pressure that has been reported so far, for example, there is a report on a technique of injecting a contrast medium into the skull of a subject and measuring by NMR measurement (Patent Document 3). In addition, there is a report on a technique for injecting a contrast medium into the skull of a measurement subject, generating fine bubbles at the site, acquiring the low frequency response, and analyzing the resonance frequency (Patent Document 4). There are also reports on techniques for measuring intracranial pressure by applying infrared light to the eyeball of a subject and performing FT-IR analysis of reflected light (Patent Documents 5 to 7).
  • Patent Documents 8 to 15 As a technique for non-invasively detecting biological information from a region around the brain, a technique for measuring a pulse wave in the ear canal has been reported (Patent Documents 8 to 15).
  • Patent Document 16 there is a report in which intracranial pressure is calculated by measuring acoustic data for arterial blood pressure and middle cerebral artery blood flow and taking a nonlinear correlation between them (Patent Document 16).
  • the simultaneous recording of cat ear canal pressure, arterial pressure wave, and intracranial pressure wave indicates that the amplitude of the ear canal pressure increases when the blood pressure rises, and the propagation time from the arterial pressure wave to the ear canal pressure wave when the intracranial pressure rises.
  • Non-Patent Document 4 a notch appears on the transfer function from the measurement of the arterial pressure wave and the intracranial pressure wave (which is the main component of the pressure wave in the ear canal) of the dog, and this is the intracerebral pressure (cerebrospinal fluid pressure) It is known that it is affected by changes (Non-Patent Document 5).
  • Patent Document 17 In order to cope with the technical problem possessed by the above technique, the inventors measure the carotid pulse wave and the external ear canal pressure pulse wave, and estimate the intracranial pressure based on both amplitude information and waveform information.
  • Special table 2008-539811 gazette Japanese Patent Laid-Open No. 5-300880 JP 2001-346767 A JP 2006-230504 A Japanese translation of PCT publication No. 2002-513310 JP 2007-301215 A Special table 2008-543352 gazette JP-A-8-84704 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2000-121467 Special table 2004-528104 gazette JP 2006-102163 A Special Table 2006-505300 JP 2008-237847 A JP 2010-17317 A JP 2010-187928 JP-T 2006-526487 JP 2013-102784 A
  • Intracranial pressure measurement with a non-invasive and simple configuration is particularly important in emergency medical care and critically ill patient management of patients suffering from consciousness disorders due to brain diseases and the like.
  • the device used for the measurement needs to be able to measure non-invasively with the simplest possible configuration.
  • the present invention has been made in view of the above problems. According to the present invention, it is possible to provide an intracranial pressure estimation method or the like that makes it possible to estimate the intracranial pressure in real time without burden on the measurement subject by using a noninvasive and simple device. .
  • the intracranial pressure estimation method is an intracranial pressure estimation method for estimating the intracranial pressure from time series data of the ear canal pressure pulse wave, and acquiring the time series data of the ear ear pressure pulse wave of the subject; and Analyzing the inner ear pressure pulse wave data obtained by digitizing the time series data of the outer ear canal pressure pulse wave to calculate the first formant frequency of the inner ear pressure pulse wave data, and calculating the first formant frequency as the individual of the subject.
  • An intracranial pressure estimation method including a correction step of correcting based on information and calculating a correction value, and an estimation step of calculating an estimated value of intracranial pressure based on the correction value.
  • the intracranial pressure can be estimated based on the pulse wave of the ear canal that is non-invasive and can be measured with a simple device, so that it is possible to estimate the intracranial pressure in real time without burdening the subject.
  • An intracranial pressure estimation method can be realized.
  • the first formant frequency of the pressure wave data in the ear canal pressure is corrected based on the personal information of the subject, and the estimated value of the intracranial pressure is calculated using the obtained correction value, thereby accurately estimating the intracranial pressure.
  • An intracranial pressure estimation method that can be realized can be realized.
  • the first formant frequency may be calculated by analyzing data obtained by performing high-pass filter processing on the external ear canal pressure pulse wave data.
  • the estimated value PICP of the intracranial pressure may be calculated based on the following equation in the estimation step.
  • PICP A ⁇ ln (Xf1) + B
  • a and B are constants
  • Xf1 is the correction value
  • the correction value Xf1 may be calculated based on the following equation in the correction step.
  • Xf1 f1 + ⁇ 1 ⁇ ln (K / Age) + ⁇ 2 ⁇ FM
  • f1 is the first formant frequency
  • ⁇ 1 is the first formant frequency
  • K and ⁇ 2 are constants
  • Age is the age of the subject
  • FM is the subject's gender (0 for male, 1 for female). is there.
  • the intracranial pressure estimation apparatus includes an ear canal pressure pulse wave sensor that detects a pressure wave of an external auditory canal of a subject, and a calculation unit that estimates an intracranial pressure from time series data of the pressure pulse wave in the ear canal.
  • the analysis unit analyzes the internal pressure pulse wave data obtained by digitizing the time series data of the external ear pressure pulse wave, calculates a first formant frequency of the internal ear pressure pulse wave data, and calculates the first formant frequency as an individual of the subject.
  • the intracranial pressure can be estimated based on the pulse wave of the ear canal that is non-invasive and can be measured with a simple device, so that it is possible to estimate the intracranial pressure in real time without burdening the subject.
  • An intracranial pressure estimation device can be realized.
  • the first formant frequency of the pressure wave data in the ear canal pressure is corrected based on the personal information of the subject, and the estimated value of the intracranial pressure is calculated using the obtained correction value, thereby accurately estimating the intracranial pressure.
  • An intracranial pressure estimation device that enables this can be realized.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating a configuration example of the intracranial pressure estimation apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration example of an external ear canal pressure pulse wave sensor.
  • FIG. 3 is a diagram showing an equivalent circuit model analogizing pulse wave propagation from the carotid artery to the ear canal.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing the heart, intracranial, inner ear, and ear canal.
  • FIG. 5A is a diagram showing the relationship between the measured value of the intracranial pressure, the first formant frequency, the age and the sex in 19 subjects.
  • FIG. 5B is a graph showing measured values of intracranial pressure of 19 subjects.
  • FIG. 5C is a graph showing the first formant frequency of 19 subjects.
  • FIG. 5A is a diagram showing the relationship between the measured value of the intracranial pressure, the first formant frequency, the age and the sex in 19 subjects.
  • FIG. 5B is a graph showing measured values
  • FIG. 5D is a graph showing the ages of 19 subjects.
  • FIG. 5E is a graph showing the gender of 19 subjects.
  • FIG. 6 is a graph showing the relationship between the estimated value of the intracranial pressure calculated using the first formant frequency without correction and the measured value of the intracranial pressure.
  • FIG. 7 is a graph showing a relationship between an estimated value of the intracranial pressure calculated using a value obtained by correcting the first formant frequency and an actually measured value of the intracranial pressure.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a process flow of the intracranial pressure estimation apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating a configuration example of an intracranial pressure estimation apparatus according to the present embodiment.
  • the intracranial pressure estimation apparatus 1 includes an external ear canal pressure pulse wave sensor 10, an amplifier 20 (AC amplifier), an AD converter 30, an arithmetic processing unit (processor), a calculation unit 40 having a storage unit, and a display unit 50. Including.
  • the ear canal pressure pulse wave sensor 10 detects the ear canal pressure pulse wave.
  • the external ear pressure pulse wave detected by the internal ear pressure pulse wave sensor 10 is amplified by the amplifier 20, converted into digital data by the AD converter 30, and output to the calculation unit 40.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of the configuration of the external ear canal pressure pulse wave sensor 10.
  • the ear canal pressure pulse wave sensor 10 includes a sealed portion 11 that seals the ear canal to form a sealed space, and a microphone 12 that detects the sound pressure in the sealed space as an ear canal pulse wave sound pressure.
  • the sealing part 11 is formed in a substantially hemispherical shape, and is provided with a sound hole 14 that communicates with a sound hole 13 of the microphone 12.
  • the sound hole 14 is attached so as to communicate with the ear canal.
  • the sealing portion 11 and the microphone 12 are coupled so that the tip of the sound hole 13 of the microphone 12 communicates with the sound hole 14 of the sealing portion 11.
  • the sealing part 11 for example, a resin ear tip or a combination of a plastic material with the ear tip may be employed. Moreover, it is good also as a structure which provides an air hole in the sealing part 11 and seals when insertion in an ear canal is completed.
  • a condenser electret microphone may be employed as the microphone 12.
  • the calculation unit 40 analyzes the pressure wave data in the ear canal pressure (output signal of the AD converter 30) obtained by digitizing the time series data of the pressure pulse wave in the ear canal detected by the pressure pulse wave sensor 10 in the ear canal.
  • the first formant frequency of the pressure pulse wave data in the ear canal is calculated, the correction value is calculated by correcting the calculated first formant frequency based on the subject's age and gender (subject's personal information), and based on the calculated correction value To calculate an estimate of intracranial pressure.
  • the calculating part 40 may calculate the 1st formant frequency by analyzing the data which performed the high-pass filter process with respect to the said ear canal pressure pulse wave data.
  • the display unit 50 displays the ear canal pressure pulse wave data, the calculation result (estimated value of the intracranial pressure) by the calculation unit 40, and the like.
  • the display unit 50 for example, a liquid crystal display, a CRT display, or the like can be employed.
  • FIG. 3 is a diagram showing an equivalent circuit model inferring pulse wave propagation from the carotid artery to the ear canal
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing the heart, intracranial, inner ear, and ear canal.
  • the blood flow source pulse wave (artery) 11 (t) and the blood flow source pulse wave (vein) 12 (t) are input as currents, and the medium (blood, bone marrow fluid, air) is input.
  • Flow is simulated by current and pressure by voltage.
  • the compliance is represented by a capacitor
  • the channel resistance is represented by a resistance
  • the mass is represented by a coil.
  • the blood and bone marrow fluid in the cranium and the inner ear and the ear canal (the eardrum) are insulated by transformers, respectively.
  • ECP (t) in FIG. 3 represents the external ear canal pressure pulse wave sensor 10.
  • fo is given by the following equation (1).
  • the intracranial pressure ICP is given by the following formula (3) from a known relational expression with the intracranial compliance Cx.
  • ⁇ 1 is a proportionality constant.
  • FIG. FIG. 5B is a graph showing the measured value MICP of the intracranial pressure of each subject
  • FIG. 5C is a graph showing the first formant frequency f1 of each subject
  • FIG. 5D is a graph showing the age of each subject.
  • FIG. 5E is a graph showing the sex of each subject.
  • the actually measured value MICP of the intracranial pressure was measured using an intracranial pressure sensor (a drainage pressure sensor or a subdural space indwelling sensor).
  • the first formant frequency f1 is obtained by performing high-pass filter processing for cutting signal components of 3 Hz or less on the external ear canal pressure pulse wave data, and then performing linear prediction analysis (LPC analysis: 1024 points (5.12 seconds), 20 Next). Note that f1 shown in FIG. 5A is an average value within the measurement time (approximately 10 minutes).
  • the estimated value PICP of intracranial pressure was calculated by substituting the first formant frequency f1 shown in FIG. 5A into fo as fo, and compared with the actually measured value MICP of intracranial pressure shown in FIG. 5A.
  • L1 in Formula (3) was made into the constant value.
  • the comparison results are shown in FIG.
  • the determination coefficient R 2 (the square of the correlation coefficient) representing the degree of fit of the estimated value PICP with respect to the actual measurement value MICP when L1 is constant is 0.5046, indicating that the correlation is low. This is considered to be due to the difference in L1 depending on age and sex.
  • the first formant frequency f1 is corrected based on the age and sex of the subject. Specifically, the correction value Xf1 is calculated by correcting the first formant frequency f1 by the following equation (4).
  • Xf1 f1 + ⁇ 1 ⁇ ln (K / Age) + ⁇ 2 ⁇ FM (4)
  • ⁇ 1, K, and ⁇ 2 are constants
  • Age is age.
  • FM is gender, 0 for men and 1 for women.
  • the estimated value PICP of the intracranial pressure is given by the following formula (5).
  • PICP A ⁇ ln (Xf1) + B (5)
  • a and B are constants.
  • the correction value Xf1 is obtained by 4
  • linear regression analysis is performed using the obtained correction value Xf1 and the measured value MICP of the intracranial pressure shown in FIG. 5A
  • the optimum value of the constant of equation (5) is obtained.
  • B -163.83.
  • Age the upper limit and the lower limit were provided, and it was set to 30 when it was 30 years old or less, and was set to 65 when 65 years old or more.
  • An estimated value PICP of intracranial pressure is calculated by equation (5) using the optimum constant value obtained from each data shown in FIG. 5A and the correction value Xf1, and compared with the actually measured value MICP of intracranial pressure shown in FIG. 5A. did.
  • the comparison results are shown in FIG.
  • the coefficient of determination R 2 representing a true level for the measured values MICP estimates PICP is 0.7585 Improved.
  • the estimation accuracy of the intracranial pressure may be improved by the intracranial pressure estimation method of the present embodiment.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a process flow of the intracranial pressure estimation apparatus 1.
  • the calculation unit 40 acquires external ear pressure pulse wave data obtained by digitizing time series data of the external ear pressure pulse wave detected by the external ear pressure pulse wave sensor 10 (step S10). Moreover, the calculating part 40 acquires the test subject's age Age and sex FM input from the input part which is not shown in figure.
  • the calculation unit 40 performs high-pass filter processing on the acquired outer ear pressure pulse wave data (step S11). For example, by applying a high-pass filter that cuts at 3 Hz or less, disturbance elements such as breathing and heartbeat of the subject can be removed.
  • the calculation unit 40 analyzes the inner ear pressure pulse wave data subjected to the high-pass filter process (LPC analysis or the like) to calculate the first formant frequency f1 (step S12).
  • the calculation unit 40 corrects the calculated first formant frequency f1 based on the age Age and the sex FM of the subject using the equation (4), and calculates a correction value Xf1 (step S13).
  • the calculation unit 40 calculates the estimated value PICP of the intracranial pressure using the equation (5) based on the calculated correction value Xf1 (step S14).
  • the intracranial pressure can be estimated based on the pulse wave of the external auditory canal that is noninvasive and can be measured with a simple device, so that the intracranial pressure can be estimated in real time without burdening the subject.
  • the first formant frequency f1 of the pressure wave data in the ear canal is corrected based on the age and sex of the subject, and the estimated value PICP of the intracranial pressure is calculated using the obtained correction value Xf1.
  • the intracranial pressure can be accurately estimated in consideration of the difference in the inertial mass L1 in the skull according to the age and sex of the subject.
  • the present invention includes substantially the same configuration (for example, a configuration having the same function, method, and result, or a configuration having the same purpose and effect) as the configuration described in the embodiment.
  • the invention includes a configuration in which a non-essential part of the configuration described in the embodiment is replaced.
  • the present invention includes a configuration that exhibits the same operational effects as the configuration described in the embodiment or a configuration that can achieve the same object.
  • the invention includes a configuration in which a known technique is added to the configuration described in the embodiment.

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Abstract

頭蓋内圧推定方法は、被験者の外耳道内圧脈波の時系列データを取得する取得工程（Ｓ１０）と、外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳道内圧脈波データを解析して、外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を算出する解析工程（Ｓ１２）と、算出した第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正して補正値を算出する補正工程（Ｓ１３）と、算出した補正値に基づいて頭蓋内圧の推定値を算出する推定工程（Ｓ１４）とを含む。

Description

頭蓋内圧推定方法及び頭蓋内圧推定装置
　本発明は、頭蓋内圧推定方法及び頭蓋内圧推定装置に関する。
　人間の頭部には、脳をはじめ多くの器官や神経が集中しており、この部位における生体情報を測定することは、健康管理、疾病予防の観点から大変意義深い。特に頭蓋内圧（ＩＣＰ）は、生体恒常性によって常に一定に保たれており、頭蓋内圧が亢進、または低下してしまうと、場合によって生命に関わる重篤な疾病を引き起こすことが知られている。また、頭蓋内圧は、脳損傷、脳卒中、頭蓋内出血等の治療や診断を行う際の指標として使用されている。このため、頭蓋内圧測定方法の確立は、特に重要な意義が見出されている。
　従来の頭蓋内圧測定方法としては、頭蓋骨の直下に圧電センサーを入れる方法（特許文献１、非特許文献１、２）と、側脳室に直接チューブを差し込んでそこから立ち上がる水柱の圧を測る方法（特許文献２、非特許文献３）が一般的に知られている。しかし、上記の手法はいずれも、頭蓋骨に穿孔し、内部にセンサーやチューブを設置する必要があり、被測定者の侵襲性が高く、また、測定中には絶対安静を要するものであった。また、頭蓋内圧は、一度の瞬間値のみによって測定、評価することが困難で、ある程度の時間をかけて連続値を測定することが一般的である。そうした際に、被測定者に菌の感染が起こる危険性があるため、これに対する対策についても考慮する必要があった。このため、被測定者の負担の少ない、即ち侵襲性の低い頭蓋内圧の測定技術が数多く研究されてきた。
　これまで報告されてきた頭蓋内圧測定方法として、例えば、被測定者の頭蓋骨内に造影剤を注入し、ＮＭＲ測定によって測定する技術について報告がある（特許文献３）。また、被測定者の頭蓋骨内に造影剤を注入し、その部位に微細な泡を発生させ、その低周波応答を取得し、共振周波数を解析する技術について報告がある（特許文献４）。また、被測定者の眼球に赤外線をあて、反射光のＦＴ－ＩＲ分析を行うことで、頭蓋内圧測定を行う技術について報告がある（特許文献５～７）。更に、脳周辺の部位から、生体情報を非侵襲的に検出する技術として、外耳道内脈波を測定する技術について報告がある（特許文献８～１５）。また、動脈血圧と中大脳動脈の血流について音響データを測定し、それらの非線形相関を取ることで頭蓋内圧の算出を行う報告がある（特許文献１６）。また、医学的な動物実験では、猫の外耳道圧波、動脈圧波、頭蓋内圧波の同時記録から、血圧上昇時には外耳道圧の振幅が増大し、頭蓋内圧上昇時には動脈圧波から外耳道圧波への伝播時間が短くなること（非特許文献４）、犬の（外耳道内圧波の主成分である）動脈圧波と頭蓋内圧波の測定から、伝達関数上にノッチが現れ、それが脳内圧（脳脊髄液圧）変化の影響を受けていることが分かっている（非特許文献５）。
　発明者らは、上記技術が有していた技術的課題に対応すべく、頸動脈脈波と外耳道内圧脈波を計測して、両者の振幅情報と波形情報に基づいて頭蓋内圧を推定する方法を提案した（特許文献１７）。
特表２００８－５３９８１１号公報 特開平５－３００８８０号公報 特開２００１－３４６７６７号公報 特開２００６－２３０５０４号公報 特表２００２－５１３３１０号公報 特開２００７－３０１２１５号公報 特表２００８－５４３３５２号公報 特開平８－８４７０４号公報 特開２０００－１２１４６７号公報 特表２００４－５２８１０４号公報 特開２００６－１０２１６３号公報 特表２００６－５０５３００号公報 特開２００８－２３７８４７号公報 特開２０１０－１７３１７号公報 特開２０１０－１８７９２８号公報 特表２００６－５２６４８７号公報 特開２０１３－１０２７８４号公報
Neurosurgery. 2003 Mar;52(3):619-23; discussion 623. Korean J Cerebrovasc Dis. 2002 Mar;4(1):52-57. Korean. Neurologia medico-chirurgica 29(6), 484-489, 1989-06-15 慶応医学, Vol.72(6), pp.497-509, 1995. J. Neurosurg Pediatrics, Vol.2, pp.83-94, 2008.
　非侵襲で簡易な構成での頭蓋内圧測定は、脳疾患等で意識障害をおこしている患者等の救急医療や重症患者管理において特にその重要性が認められる。それらの医療において頭蓋内圧測定を行う場合、測定に使用する装置は、可能な限り簡素な構成で、且つ、非侵襲で測定できる必要がある。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたものである。本発明によれば、非侵襲的であり、かつ簡易な装置を用いることによって、被測定者に負担なくリアルタイムに頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法等を提供することができる。
［適用例１］
　本適用例に係る頭蓋内圧推定方法は、外耳道内圧脈波の時系列データから頭蓋内圧を推定する頭蓋内圧推定方法であって、被験者の外耳道内圧脈波の時系列データを取得する取得工程と、前記外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳道内圧脈波データを解析して、前記外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を算出する解析工程と、前記第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正して補正値を算出する補正工程と、前記補正値に基づいて頭蓋内圧の推定値を算出する推定工程とを含む、頭蓋内圧推定方法である。
　本適用例によれば、非侵襲的であり、かつ簡便な装置で測定できる外耳道内圧脈波に基づいて頭蓋内圧を推定できるので、被測定者に負担なくリアルタイムに頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法を実現できる。また、外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正し、得られた補正値を用いて頭蓋内圧の推定値を算出することで、精度よく頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法を実現できる。
［適用例２］
　上述の頭蓋内圧推定方法において、前記解析工程において、前記外耳道内圧脈波データに対してハイパスフィルタ処理を施したデータを解析して、前記第１フォルマント周波数を算出してもよい。
　これによって、被験者の呼吸、心拍等の影響を抑制することができるので、精度よく頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法を実現できる。
［適用例３］
　上述の頭蓋内圧推定方法において、前記推定工程において、次式に基づいて頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰを算出してもよい。
　ＰＩＣＰ＝Ａ・ｌｎ（Ｘｆ１）＋Ｂ
　ここで、Ａ及びＢは定数であり、Ｘｆ１は前記補正値である。
　これによって、精度よく頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法を実現できる。
［適用例４］
　上述の頭蓋内圧推定方法において、前記補正工程において、次式に基づいて前記補正値Ｘｆ１を算出してもよい。
　Ｘｆ１＝ｆ１＋β１・ｌｎ（Ｋ／Ａｇｅ）＋β２・ＦＭ
　ここで、ｆ１は前記第１フォルマント周波数であり、β１、Ｋ及びβ２は定数であり、Ａｇｅは被験者の年齢であり、ＦＭは被験者の性別（男性の場合は０、女性の場合は１）である。
　これによって、精度よく頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定方法を実現できる。
［適用例５］
　本適用例に係る頭蓋内圧推定装置は、被験者の外耳道内圧脈波を検出する外耳道内圧脈波センサーと、前記外耳道内圧脈波の時系列データから頭蓋内圧を推定する演算部とを含み、前記演算部は、前記外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳道内圧脈波データを解析して、前記外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を算出し、前記第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正して補正値を算出し、前記補正値に基づいて頭蓋内圧の推定値を算出する、頭蓋内圧推定装置である。
　本適用例によれば、非侵襲的であり、かつ簡便な装置で測定できる外耳道内圧脈波に基づいて頭蓋内圧を推定できるので、被測定者に負担なくリアルタイムに頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定装置を実現できる。また、外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正し、得られた補正値を用いて頭蓋内圧の推定値を算出することで、精度よく頭蓋内圧を推定することを可能にする頭蓋内圧推定装置を実現できる。
図１は、本実施形態に係る頭蓋内圧推定装置の構成例を示す機能ブロック図である。 図２は、外耳道内圧脈波センサーの構成例を示す図である。 図３は、頸動脈から外耳道までの脈波伝搬を類推した等価回路モデルを示す図である。 図４は、心臓、頭蓋内、内耳及び外耳道を模式的に示す図である。 図５Ａは、１９名の被験者における頭蓋内圧の実測値、第１フォルマント周波数、年齢及び性別の関係を示す図である。 図５Ｂは、１９名の被験者の頭蓋内圧の実測値を示すグラフである。 図５Ｃは、１９名の被験者の第１フォルマント周波数を示すグラフである。 図５Ｄは、１９名の被験者の年齢を示すグラフである。 図５Ｅは、１９名の被験者の性別を示すグラフである。 図６は、第１フォルマント周波数を補正せずに用いて算出した頭蓋内圧の推定値と、頭蓋内圧の実測値との関係を表すグラフである。 図７は、第１フォルマント周波数を補正した値を用いて算出した頭蓋内圧の推定値と、頭蓋内圧の実測値との関係を表すグラフである。 図８は、本実施形態に係る頭蓋内圧推定装置の処理の流れを示すフローチャートである。
　以下、本発明の好適な実施形態について図面を用いて詳細に説明する。用いる図面は説明の便宜上のものである。なお、以下に説明する実施形態は、特許請求の範囲に記載された本発明の内容を不当に限定するものではない。また以下で説明される構成の全てが本発明の必須構成要件であるとは限らない。
　１．構成
　図１は、本実施形態に係る頭蓋内圧推定装置の構成例を示す機能ブロック図である。頭蓋内圧推定装置１は、外耳道内圧脈波センサー１０と、増幅器２０（交流増幅器）と、ＡＤ変換器３０と、演算処理部（プロセッサー）及び記憶部を有する演算部４０と、表示部５０とを含む。
　外耳道内圧脈波センサー１０は、外耳道内圧脈波を検出する。外耳道内圧脈波センサー１０が検出した外耳道内圧脈波（外耳道脈波音圧）は、増幅器２０により増幅され、ＡＤ変換器３０によりデジタルデータに変換され、演算部４０に出力される。外耳道内圧脈波センサー１０としては、音センサーや圧力センサーを用いることができる。
　図２は、外耳道内圧脈波センサー１０の構成例を示す図である。外耳道内圧脈波センサー１０は、外耳道を密閉して密閉空間を形成する密閉部１１と、密閉空間内の音圧を外耳道脈波音圧として検出するマイクロフォン１２と、を含んで構成されている。密閉部１１は、略半球状に構成され、マイクロフォン１２が有する音孔１３と連通する音孔１４が設けられている。外耳道内圧脈波を検出する際には、音孔１４は、外耳道と連通するように取付けられる。また、マイクロフォン１２の音孔１３の先端が密閉部１１の音孔１４と連通するように、密閉部１１とマイクロフォン１２とは結合される。密閉部１１としては、例えば、樹脂製のイヤーチップや、イヤーチップに可塑性の素材を組み合わせたものを採用してもよい。また、密閉部１１に空気孔を設け、外耳道内への挿入が完了した際に密閉する構成としてもよい。マイクロフォン１２としては、例えば、コンデンサーエレクトレットマイクロフォンを採用してもよい。
　図１に戻り、演算部４０は、外耳道内圧脈波センサー１０で検出された外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳道内圧脈波データ（ＡＤ変換器３０の出力信号）を解析して、外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を算出し、算出した第１フォルマント周波数を被験者の年齢及び性別（被験者の個人情報）に基づき補正して補正値を算出し、算出した補正値に基づいて頭蓋内圧の推定値を算出する。また、演算部４０は、前記外耳道内圧脈波データに対してハイパスフィルタ処理を施したデータを解析して、第１フォルマント周波数を算出してもよい。
　表示部５０（ディスプレイ）は、外耳道内圧脈波データや、演算部４０による演算結果（頭蓋内圧の推定値）等を表示する。表示部５０としては、例えば、液晶ディスプレイ、ＣＲＴディスプレイなどを採用できる。
　２．原理
　図３は、頸動脈から外耳道までの脈波伝搬を類推した等価回路モデルを示す図であり、図４は、心臓、頭蓋内、内耳及び外耳道を模式的に示す図である。図３に示す等価回路モデルでは、血流源脈波（動脈）ｌ１（ｔ）、血流源脈波（静脈）ｌ２（ｔ）を電流として入力し、媒質（血液、骨髄液、空気）の流れを電流、圧力を電圧でシミュレートしている。また、コンプライアンスをコンデンサ、流路抵抗を抵抗、質量をコイルで表している。また、頭蓋内の血液と骨髄液の間、及び内耳と外耳道の間（鼓膜）は、それぞれトランスにより絶縁されている。なお、図３中のＥＣＰ（ｔ）は、外耳道内圧脈波センサー１０を表している。
　図３に示す等価回路モデルから、心拍による血液の体積変化に伴い頭蓋内で脳内物質が微小振動すると仮定すると、頭蓋内のコンプライアンスＣｘと頭蓋内の慣性質量Ｌ１に伴う固有共振周波数ｆｏが存在する。
　ここで、固有共振周波数ｆｏを、図３に示すような単一共振系と仮定すると、ｆｏは、以下の式（１）で与えられる。
　２π・ｆｏ＝１／（Ｌ１・Ｃｘ）１／２　…（１）
　式（１）より、頭蓋内のコンプライアンスＣｘは、以下の式（２）で表される。
　Ｃｘ＝１／｛Ｌ１・（２π・ｆｏ）２｝　…（２）
　頭蓋内圧ＩＣＰは、頭蓋内のコンプライアンスＣｘとの既知の関係式より、以下の式（３）で与えられる。
　ＩＣＰ＝α１・ｌｎ（１／Ｃｘ）＝α１・ｌｎ（４π２・Ｌ１・ｆｏ２）　…（３）
　ここで、α１は比例定数である。
　図５Ａは、１９名の被験者における頭蓋内圧の実測値ＭＩＣＰ（単位：ｃｍＨ２Ｏ）、第１フォルマント周波数ｆ１（単位：Ｈｚ）、年齢及び性別（男＝１、女＝２）の関係を示す図である。図５Ｂは、各被験者の頭蓋内圧の実測値ＭＩＣＰを示すグラフであり、図５Ｃは、各被験者の第１フォルマント周波数ｆ１を示すグラフであり、図５Ｄは、各被験者の年齢を示すグラフであり、図５Ｅは、各被験者の性別を示すグラフである。ここで、頭蓋内圧の実測値ＭＩＣＰは、頭蓋内圧センサー（ドレナージ圧センサーや硬膜下腔留置センサー）を用いて測定した。また、第１フォルマント周波数ｆ１は、外耳道内圧脈波データに対し、３Ｈｚ以下の信号成分をカットするハイパスフィルタ処理を施した後、線形予測分析（ＬＰＣ分析：１０２４点（５．１２秒）、２０次）を行うことで求めた。なお、図５Ａに示すｆ１は、測定時間内（凡そ１０分間）の平均値である。
　図５Ａに示す第１フォルマント周波数ｆ１をｆｏとして式（３）に代入して、頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰを算出し、図５Ａに示す頭蓋内圧の実測値ＭＩＣＰと比較した。なお、式（３）におけるＬ１は一定の値とした。比較結果を図６に示す。Ｌ１を一定とした場合の推定値ＰＩＣＰの実測値ＭＩＣＰに対する当てはまり度を表す決定係数Ｒ２（相関係数の二乗）は０．５０４６となり、相関が低いことが分かる。これは、年齢や性別によってＬ１に差異があることに起因するものと考えられる。
　そこで、本実施形態の頭蓋内圧推定方法では、第１フォルマント周波数ｆ１を被験者の年齢と性別とに基づいて補正する。具体的には、以下の式（４）により、第１フォルマント周波数ｆ１を補正して補正値Ｘｆ１を算出する。
　Ｘｆ１＝ｆ１＋β１・ｌｎ（Ｋ／Ａｇｅ）＋β２・ＦＭ　…（４）
　ここで、β１、Ｋ及びβ２は定数であり、Ａｇｅは年齢である。また、ＦＭは性別であり、男性の場合は０、女性の場合は１とする。
　式（４）の補正値Ｘｆ１を用いて、式（３）を書き改めると、頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰは、以下の式（５）で与えられる。
　ＰＩＣＰ＝Ａ・ｌｎ（Ｘｆ１）＋Ｂ　…（５）
　ここで、Ａ及びＢは定数である。例えば、式（４）の定数を、β１＝１．５、β２＝－０．４、Ｋ＝５０として、図５Ａに示す各データ（第１フォルマント周波数ｆ１、年齢、性別）を用いて式（４）により補正値Ｘｆ１を求め、求めた補正値Ｘｆ１と図５Ａに示す頭蓋内圧の実測値ＭＩＣＰを用いて線形回帰分析を行って式（５）の定数の最適値を求めると、Ａ＝１２４．２４、Ｂ＝－１６３．８３となる。なお、Ａｇｅについては、上限値と下限値を設け、３０歳以下の場合は３０とし、６５歳以上の場合は６５とした。
　図５Ａに示す各データから得られた定数の最適値と補正値Ｘｆ１とを用いて、式（５）によって頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰを算出し、図５Ａに示す頭蓋内圧の実測値ＭＩＣＰと比較した。比較結果を図７に示す。第１フォルマント周波数を年齢及び性別に基づき補正して得られる補正値Ｘｆ１を用いて推定値ＰＩＣＰを算出することで、推定値ＰＩＣＰの実測値ＭＩＣＰに対する当てはまり度を表す決定係数Ｒ２は０．７５８５に向上した。このように、本実施形態の頭蓋内圧推定方法により、頭蓋内圧の推定精度が向上する可能性があることが確認された。
　３．処理
　図８は、頭蓋内圧推定装置１の処理の流れを示すフローチャートである。
　まず、演算部４０は、外耳道内圧脈波センサー１０で検出された外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳内圧脈波データを取得する（ステップＳ１０）。また、演算部４０は、図示しない入力部から入力される被験者の年齢Ａｇｅ及び性別ＦＭを取得する。
　次に、演算部４０は、取得した外耳内圧脈波データに対してハイパスフィルタ処理を実行する（ステップＳ１１）。例えば、３Ｈｚ以下をカットするハイパスフィルタを適用することで、被験者の呼吸、心拍等の外乱要素を除去することができる。次に、演算部４０は、ハイパスフィルタ処理を施した外耳内圧脈波データを解析（ＬＰＣ分析など）して第１フォルマント周波数ｆ１を算出する（ステップＳ１２）。
　次に、演算部４０は、算出した第１フォルマント周波数ｆ１を、被験者の年齢Ａｇｅ及び性別ＦＭに基づいて式（４）により補正して、補正値Ｘｆ１を算出する（ステップＳ１３）。次に、演算部４０は、算出した補正値Ｘｆ１に基づいて、式（５）により頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰを算出する（ステップＳ１４）。
　本実施形態によれば、非侵襲的であり、かつ簡便な装置で測定できる外耳道内圧脈波に基づいて頭蓋内圧を推定できるので、被測定者に負担なくリアルタイムに頭蓋内圧を推定することができる。また、本実施形態によれば、外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数ｆ１を被験者の年齢及び性別に基づき補正し、得られた補正値Ｘｆ１を用いて頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰを算出することで、被験者の年齢や性別による頭蓋内の慣性質量Ｌ１の差異を考慮して、精度よく頭蓋内圧を推定することができる。
　以上、本実施形態あるいは変形例について説明したが、本発明はこれら本実施形態あるいは変形例に限られるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の態様で実施することが可能である。
　本発明は、実施形態で説明した構成と実質的に同一の構成（例えば、機能、方法及び結果が同一の構成、あるいは目的及び効果が同一の構成）を含む。また、本発明は、実施形態で説明した構成の本質的でない部分を置き換えた構成を含む。また、本発明は、実施形態で説明した構成と同一の作用効果を奏する構成又は同一の目的を達成することができる構成を含む。また、本発明は、実施形態で説明した構成に公知技術を付加した構成を含む。
１…頭蓋内圧推定装置、１０…外耳道内圧脈波センサー、１１…密閉部、１２…マイクロフォン、１３…音孔、１４…音孔、２０…増幅器、３０…ＡＤ変換器、４０…演算部、５０…表示部

Claims (5)

  1. 　外耳道内圧脈波の時系列データから頭蓋内圧を推定する頭蓋内圧推定方法であって、
    　被験者の外耳道内圧脈波の時系列データを取得する取得工程と、
    　前記外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳道内圧脈波データを解析して、前記外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を算出する解析工程と、
    　前記第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正して補正値を算出する補正工程と、
    　前記補正値に基づいて頭蓋内圧の推定値を算出する推定工程とを含む、頭蓋内圧推定方法。
  2. 　請求項１に記載の頭蓋内圧推定方法において、
    　前記解析工程において、前記外耳道内圧脈波データに対してハイパスフィルタ処理を施したデータを解析して、前記第１フォルマント周波数を算出する、頭蓋内圧推定方法。
  3. 　請求項１又は２に記載の頭蓋内圧推定方法において、
    　前記推定工程において、次式に基づいて頭蓋内圧の推定値ＰＩＣＰを算出する、頭蓋内圧推定方法。
    　ＰＩＣＰ＝Ａ・ｌｎ（Ｘｆ１）＋Ｂ
    　ここで、Ａ及びＢは定数であり、Ｘｆ１は前記補正値である。
  4. 　請求項３に記載の頭蓋内圧推定方法において、
    　前記補正工程において、次式に基づいて前記補正値Ｘｆ１を算出する、頭蓋内圧推定方法。
    　Ｘｆ１＝ｆ１＋β１・ｌｎ（Ｋ／Ａｇｅ）＋β２・ＦＭ
    　ここで、ｆ１は前記第１フォルマント周波数であり、β１、Ｋ及びβ２は定数であり、Ａｇｅは被験者の年齢であり、ＦＭは被験者の性別（男性の場合は０、女性の場合は１）である。
  5. 　被験者の外耳道内圧脈波を検出する外耳道内圧脈波センサーと、
    　前記外耳道内圧脈波の時系列データから頭蓋内圧を推定する演算部とを含み、
    　前記演算部は、
    　前記外耳道内圧脈波の時系列データをデジタル化した外耳道内圧脈波データを解析して、前記外耳道内圧脈波データの第１フォルマント周波数を算出し、前記第１フォルマント周波数を被験者の個人情報に基づき補正して補正値を算出し、前記補正値に基づいて頭蓋内圧の推定値を算出する、頭蓋内圧推定装置。
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