(57)【要約】血液透析の間の患者の血圧の急激な低下を心臓の活動に基づいて予測すること。警報装置（100）は、入力インターフェース（110）と、第１及び第２分析ユニット（130,140）と、警報発生ユニット（150）とを含む。患者の心電図信号（ＨＥＣＧ）は第１分析ユニットにより入力インターフェースを介して受信される。第１分析ユニットはこれに応答して心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）を発する。第２分析ユニットは心電図信号に基づき異常ビートＰＥＢＣの強度を判断する。警報発生ユニットは異常ビートの強度が比較的低いか比較的高いかを調査する。強度が比較的低い場合には、ユニットは心拍度数の変動性信号が第１警報基準を満たせば、急激な血圧低下が推定されることを示す警報信号（α）を発する。強度が比較的高い場合、異常ビートＰＥＢＣの強度が第２警報基準を満たせば、ユニットは警報信号を発する。【選択図】      図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の心電図信号（ＨＥＣＧ）を受信するよう構成された入力インターフェース（１１０）と、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づき心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）を発するよう構成された第１分析ユニット（１３０）と、を備えた、血液透析治療を受ける患者の急激な血圧低下を予測する警報装置であって、前記装置は、
心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づいて異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度を判断するよう構成された第２分析ユニット（１４０）と、
前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的低いか比較的高いかを調査するよう構成された警報発生ユニット（１５０）とを備え、
前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的低い場合には、心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）が第１警報基準を満たすと、推定された急激な血圧低下を示す警報信号（α）を発し、
前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的高い場合には、異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が第２警報基準を満たすと、前記警報信号（α）を発することを特徴とする、警報装置。
【請求項２】
前記第１分析ユニット（１３０）はスペクトル分析モジュール（１３２）を備え、前記スペクトル分析モジュール（１３２）は、
心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づく心拍度数信号（ＨＲ）を、心電図信号（ＨＥＣＧ）のパワースペクトル図に変形することにより、また、
前記パワースペクトル図の低周波数帯域と高周波数帯域との間の比（ＰＨＲＶ）を計算することにより、前記心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）を発するよう構成され、
前記第１警報基準は前記比（ＰＨＲＶ）が第１閾値未満である場合に満たされることを特徴とする、請求項１に記載の警報装置。
【請求項３】
前記低周波数帯域は約０．０４Ｈｚから約０．１５Ｈｚの間であり、前記高周波数帯域は約０．１５Ｈｚから約０．４０Ｈｚの間であり、前記第１閾値は１にほぼ等しいことを特徴とする、請求項２に記載の警報装置。
【請求項４】
ビート形態分析ユニット（１２０）を更に備え、前記ビート形態分析ユニット（１２０）は、
心電図信号（ＨＥＣＧ）を受信し、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）の各セグメントを特定のタイプのイベントを表すように分類することを含む前処理を、前記心電図信号（ＨＥＣＧ）に対して施し、
各信号セグメントが適切なイベントタイプのデータに関連付けされている心電図信号（ＨＥＣＧ）に相当する高度な心電図信号（ＥＣＧＣＬ）を生成するように構成されていることを特徴とする、請求項１から３のいずれか１項に記載の警報装置。
【請求項５】
前記イベントタイプのデータは、
形態が患者にとって典型的であるビートを表す正常ビートと、
形態が患者にとって非典型的であるビートを示す異常ビートとを備えることを特徴とする、請求項４に記載の警報装置。
【請求項６】
前記イベントタイプのデータは、
正常なビートの基準も異常ビートの基準も満たさないビートを表すアーティファクトと、
心電図信号（ＨＥＣＧ）の望ましくないエネルギーを表すノイズと、
のうち、少なくとも一方を更に備えることを特徴とする、請求項５に記載の警報装置。
【請求項７】
前記第１分析ユニット（１３０）は、前記高度な心電図信号（ＥＣＧＣＬ）を受信し、それに基づき前記心拍度数信号（ＨＲ）を発生するよう構成された比検知モジュール（１３１）を備えることを特徴とする、請求項４から６のいずれか１項に記載の警報装置。
【請求項８】
前記第２分析ユニット（１４０）は、前記高度な心電図信号（ＥＣＧＣＬ）に基づいて異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度を判断するよう構成されたことを特徴とする、請求項４から７のいずれか１項に記載の警報装置。
【請求項９】
前記第２警報基準は、前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が第２閾値を超えると満たされることを特徴とする、請求項１から８のいずれか１項に記載の警報装置。
【請求項１０】
前記第２閾値は、前記異常ビートの平均強度の約４倍に相当する数を表すことを特徴とする、請求項９に記載の警報装置。
【請求項１１】
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づいて少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータ（ＰＨＲＴ）を判断するよう構成された第３分析ユニット（９８０）を更に備え、
前記警報発生ユニット（１５０）は、前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的高い場合、前記少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータ（ＰＨＲＴ）が少なくとも１つの第３警報基準を満たせば、前記警報信号（α）を発するようにも構成されていることを特徴とする、請求項１から１０のいずれか１項に記載の警報装置。
【請求項１２】
前記少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータ（ＰＨＲＴ）は、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）のＲＲ間隔の相対的変化を反映する乱流開始測定値を表す第１パラメータ（ＴＯ）と、
特定の異常ビートに続く期間の間に前記ＲＲ間隔の増加比を反映する乱流傾斜測定値を表す第２パラメータ（ＴＳ）と、
のうち、少なくとも一方を備えることを特徴とする、請求項１１に記載の警報装置。
【請求項１３】
前記少なくとも１つの第３警報基準は、
前記第１パラメータ（ＴＯ）が第１乱流閾値を超えた場合、及び／又は、
前記第２パラメータ（ＴＳ）が低い第２乱流値と高い第２乱流値との間にはない場合、に満たされることを特徴とする、請求項１２に記載の警報装置。
【請求項１４】
前記第１パラメータ（ＴＯ）は、特定の心室異常ビートの直後（ＲＲ１、ＲＲ２）の平均ＲＲ間隔と、このビートが前記ビート直前（ＲＲ−２、ＲＲ−１）の前記平均ＲＲ間隔により除算されたこのビートの直前（ＲＲ−２、ＲＲ−１）の平均ＲＲ間隔との間の差として判断され、
前記第１乱流閾値は、前記心室異常ビートの直前と直後との間のＲＲ間隔のゼロ変化を表すことを特徴とする、請求項１３に記載の警報装置。
【請求項１５】
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）における連続したＲ波間の時間差を表す関数における前記心室異常ビート直後のＲＲ間隔の第２の組内のＲＲ間隔の第１組上に見られる最も急な傾斜に基づき、前記第２パラメータ（ＴＳ）が判断され、
前記低い第２乱流値は１ＲＲ間隔当たり１ミリ秒を表すことを特徴とする、請求項１３又は１４に記載の警報装置。
【請求項１６】
患者（Ｐ）の血液透析治療を行うよう構成される透析装置（２１０）を備える医療システムにおいて、前記システムは、
前記患者（Ｐ）の心電図信号（ＨＥＣＧ）を登録するよう構成された心電計（２２０）と、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）を受信する、請求項１から１５のいずれか１項に記載の警報装置と、
前記警報装置からの警報信号（α）を受信するよう構成された透析制御ユニット（２３０）とをさらに備え、前記透析制御ユニット（２３０）は、前記警報信号（α）に基づいて、制御信号（Ｃ）を前記透析装置（２１０）に送り、前記制御信号（Ｃ）は、患者（Ｐ）が低血圧状態に陥る推定危険度が低下するように前記透析装置（２１０）内の少なくとも１つの透析パラメータを調節するよう構成されることを特徴とする、医療システム。
【請求項１７】
前記制御信号（Ｃ）は前記血液透析装置（２１０）により行われる透析治療を中断するよう構成されることを特徴とする、請求項１６に記載の医療システム。
【請求項１８】
患者の心電図信号（ＨＥＣＧ）を登録し、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づいて心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）を生成することを含む、血液透析治療を受ける患者の急激な血圧低下を予測する方法であって、前記方法は、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づいて異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度を判断することと、
現在の期間において異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的高いか比較的低いかを調査することと、
前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的低い期間には、
心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）が第１警報基準を満たす場合、推定される急激な血圧低下を示す警報信号（α）を発することと、
前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的高い期間には、
異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が第２警報基準を満たす場合、前記警報信号（α）を発することとを有することを特徴とする、方法。
【請求項１９】
少なくとも異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的低い前記期間では、
心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づく高度な心電図信号（ＥＣＧＣＬ）をパワースペクトル図に変形することと、
前記パワースペクトルの低周波数帯域と高周波数帯域との間の比を計算して心拍度数の変動性信号（ＰＨＲＶ）を表すことと、
前記比が第１閾値未満であれば前記第１警報基準は満たされたとみなすこととを有することを特徴とする、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記低周波数帯域は約０．０４Ｈｚから約０．１５Ｈｚの間であり、前記高周波数帯域は約０．１５Ｈｚから約０．４０Ｈｚの間であり、前記第１閾値は１にほぼ等しいことを特徴とする、請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が第２閾値を超えれば、前記第２警報基準は満たされたとみなし、前記第２閾値は前記異常ビートの平均強度の約４倍に相当する数を表すことを特徴とする、請求項１９又は２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記高度な心電図信号（ＥＣＧＣＬ）上のスライドウインドウにおいて前記異常ビートの平均強度を計算することを特徴とする、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記比を計算する前に高度な心電図信号（ＥＣＧＣＬ）から検知されたいかなる異常ビートも除外することを特徴とする、請求項１８から２２のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２４】
異常ビートを除外すると共に、異常ビートに続く各非異常ビートを除外することを特徴とする、請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）に基づき少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータ（ＰＨＲＴ）を判断し、前記異常ビート（ＰＥＢＣ）の強度が比較的高い期間では、
前記少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータ（ＰＨＲＴ）が少なくとも１つの第３警報基準を満たせば警報信号（α）を発することを特徴とする、請求項１８から２４のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２６】
前記少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータ（ＰＨＲＴ）は、
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）のＲＲ間隔の相対的変化を反映する乱流開始測定値を表す第１パラメータ（ＴＯ）と、
特定の心室異常ビートに続く期間の間に前記ＲＲ間隔の増加比を反映する乱流傾斜測定値を表す第２パラメータ（ＴＳ）とのうち少なくとも一方を備えることを特徴とする、請求項２５に記載の方法。
【請求項２７】
前記少なくとも１つの第３警報基準は、
前記第１パラメータ（ＴＯ）が第１乱流閾値を超えた場合、及び／又は、
前記第２パラメータ（ＴＳ）が低い第２乱流値と高い第２乱流値との間にはない場合、に満たされることを特徴とする、請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記第１パラメータ（ＴＯ）は、特定の心室異常ビートの直後（ＲＲ１、ＲＲ２）の平均ＲＲ間隔と、このビートが前記ビート直前（ＲＲ−２、ＲＲ−１）の前記平均ＲＲ間隔により除算されたこのビートの直前（ＲＲ−２、ＲＲ−１）の平均ＲＲ間隔との間の差として判断され、
前記第１乱流閾値は、前記心室異常ビートの直前と直後との間のＲＲ間隔のゼロ変化を表すことを特徴とする、請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
前記心電図信号（ＨＥＣＧ）における連続したＲ波間の時間差を表す関数における前記心室異常ビート直後のＲＲ間隔の第２の組内のＲＲ間隔の第１組上に見られる最も急な傾斜に基づき、前記第２パラメータ（ＴＳ）が判断され、
前記低い第２乱流値は１ＲＲ間隔当たり１ミリ秒を表すことを特徴とする、請求項２７又は２８に記載の方法。
【請求項３０】
コンピュータの内部メモリに直接ロード可能なコンピュータプログラムであって、前記プログラムが前記コンピュータ上で実行されている時に、請求項１８から２９のいずれかのステップを制御するソフトウェアを備えることを特徴とする、コンピュータプログラム。
【請求項３１】
プログラムが内部に記録されたコンピュータ読み取り可能媒体（１７０）であって、前記プログラムは請求項１８から２９のいずれかのステップをコンピュータ制御することを特徴とする、コンピュータ読み取り可能媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は血液透析の間の患者の血圧の急激な低下の始まりを検知することに関する。特に、本発明は請求項１のプリアンブルに記載の警報装置、請求項１６のプリアンブルに記載の医療システム、請求項１８のプリアンブルに記載の方法、請求項３０に記載のコンピュータプログラム、及び請求項３１に記載のコンピュータ読み取り可能媒体に関する。
【背景技術】
【０００２】
人間の体は約６０％が水分からなり、これは生命を維持するのに重要な基準値である。人体に新たな水分を供給することには問題はないが、過剰な水分を排出することは腎疾患の患者には重要な問題である。正常な腎臓の役割は、余分な水分、尿素及びその他の廃物等の流体を血液から取り除くことである。その結果としての尿は膀胱まで運ばれ、最終的には放尿されて人体から出て行く。腎臓の第２の役割は、例えば酸と塩基とのバランスを調整することである。腎臓が機能不全となると、人体の重要な臓器の殆どに機能障害が広がり、尿毒症と呼ばれる症候群が引き起こされる。尿毒症を治療しないでおくと死を招く。尿毒症の治療は腎臓移植か透析のいずれかにより行われる。
【０００３】
透析の間、患者は徴候のある低血圧（即ち、急激な血圧低下）となり、次いで吐き気、嘔吐、時に気絶を招く。このような事態は患者にとって苦痛であるだけではなく、治療を行っているスタッフの相当な注意力を必要とする。従って血液透析の間、徴候のある低血圧を検知し、これが起きるのを防ぐことが強く望まれる。
【０００４】
近年、心拍度数の変動性（ＨＲＶ）と低血圧症との関連について研究がなされている。心拍度数の変動性の分析により、自動的な神経系の状態における情報、従って副交感神経及び交感神経の作用を評価する、有効で非侵襲的な道具であることが証明されている。心拍度数の変動性を周波数領域で分析すると、スペクトルは２つのサブ帯域、即ち、低周波数（ＬＦ）帯域（例えば０．０４Ｈｚ〜０．１５Ｈｚ）及び高周波数（ＨＦ）帯域（例えば０．１５〜０．４０Ｈｚ）に分けられる。自動バランスにおける変化による心拍度数の変動性に対する効果は多くの研究で調査されており、低周波数帯域は交感神経の作用により影響され、副交感神経の作用は高周波数帯域に影響を与えると、多くの場合結論付けされている。更に、血液透析の患者における心拍度数の変動性の決定因子は、血液透析の間の自律神経の機能異常と共に研究されている。
【０００５】
また、心拍度数の変動性と血液透析間の血圧との間の関係も調査されている。例えば、米国特許第４，７１８，８９１号はこの関係に基づく自動化された血液透析制御について記載している。透析については記載されていないが、国際公開第９９／５９４６６号は心電図（ＥＣＧ）と血圧測定装置との組合せを開示している。
【０００６】
現在、低血圧になる直前及びその間に起きる自律神経系の作用における連続した変化については殆ど知られていない。これまでのところ、低血圧の傾向及び耐低血圧尿毒症の患者における低周波数帯域と高周波数帯域におけるパワーの関係、いわゆるＬＦ／ＨＦ比に主な注目が注がれている。血液透析の患者の低血圧マーカーとしてＬＦ／ＨＦ比が使用できると結論が出されている。これは、低血圧により複雑化されていない透析のセッションの間にＬＦ／ＨＦ比の著しい増加が見られるのに対し、虚脱時には、ＬＦ／ＨＦ比はセッションの間に低血圧と共に明らかに低下するためである。ＬＦ／ＨＦ比は低血圧の異なる習性を有するグループ間で異なっていても良く、透析の間に自動制御まで深く洞察することもできるとも提案されている。従って、ＬＦ／ＨＦ比は低血圧の傾向と耐低血圧の患者とを区別するための有効な指標と思われる。親性交感神経のバランスは短期間における血圧変動の主要な決定因子であるとされている。親性交感神経のバランスは洞房結節に対する交感神経系と副交感神経との２つの相反する効果を記載している。
【０００７】
Ｓｈａｐｉｒａ，Ｏ．Ｍ．らによる１９９２年１０月付けの心電図ジャーナル第２５巻Ｎｏ．４の「血液透析の慢性の腎不全患者のＥＣＧ変化及び心拍停止不整脈（ＥＣＧ  Ｃｈａｎｇｅｓ  ａｎｄ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ａｒｒｈｙｔｈｍｉａｓ  ｉｎ  Ｃｈｒｏｎｉｃ  Ｒｅｎａｌ  Ｆａｉｌｕｒｅ  Ｐａｔｉｅｎｔｓ  ｏｎ  Ｈｅｍｏｄｉａｌｙｓｉｓ）」の記事には、慢性の腎不全の患者が頻繁に心電図の変化を引き起こしたり、心室及び上室性の不整脈の発生比が高いことが記載されており、これは血液透析の間及びその後に重要な徴候を示す可能性がある。透析の間に起こり得る心拍停止不整脈及びその他のビートの異常の非常に重要な影響の１つは、これが上述した心拍度数の変動性分析の邪魔をすることである。その結果、低血圧の予測／検知のための心拍度数の変動性に基づいた技術は、心室異常ビート（ＶＥＢ）及び上室異常ビート（ＳＶＥＢ）が過度に頻繁に生じる場合に、失敗に終わる。このような場合、未熟のビートは洞調律に神経系の心拍停止の調整を妨害し、心拍度数の変動性分析に必要のない隣同士のＲＲ間隔を空けてしまう。
【０００８】
しかし、進行中の透析治療の間に生じる急激な血圧変化を検知又は予測するための、心拍停止作用のビートの異常な態様を十分にモデリングできる解決策は、依然として存在しない。
【特許文献１】米国特許第４，７１８，８９１号
【特許文献２】国際公開第９９／５９４６６号
【非特許文献１】心電図ジャーナル第２５巻Ｎｏ．４
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
従って、本発明の目的は上記問題点を軽減し、吐き気や気絶等の急激な血圧の低下の症状を避けることのできる時点で、急激な血圧の低下の始まりを検知できる解決策を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の１つの態様によれば、最初に記載した警報装置により目的が達成される。装置は、第２分析ユニットと、警報ユニットとを含む。第２分析ユニットは心電図信号に基づいて異常ビートの強度を判断するよう構成されている。警報発生ユニットは、異常ビートの強度が比較的低いか比較的高いかを調査するよう構成されている。異常ビートの強度が比較的低い場合には、心拍度数の変動性信号が第１警報基準を満たすと、警報発生ユニットは推定された急激な血圧低下を示す警報信号を発する。しかしながら、第２分析ユニットが異常ビートの強度が比較的高いと判断した場合には、異常ビートの強度が第２警報基準を満たすと、警報発生ユニットは警報信号を発する。
【００１１】
この対策により得られる重要な利点は、異常ビートの有害な影響が心拍度数の変動性分析から実質的に除去されうることである。従って、第１警報基準を高い確実性をもってテストすることができる。更に、異常ビートの強度が高い場合、急激な血圧低下の開始を検知することができる。従って、血圧低下を検知するための２つの提案される技術が互いに非常にうまく補間しあい、心臓の活動の２つの最も重要な異なる態様を特徴付けている。
【００１２】
本発明のこの態様における好ましい実施形態によれば、第１分析ユニットは、以下のような心拍度数の変動性信号を生成するよう構成されたスペクトル分析モジュールを含む。先ず、心電図信号に基づく心拍度数信号が心電図信号のパワースペクトル図に変形される。次に、このパワースペクトル図の低周波数帯域と高周波数帯域との間の比が計算される。この比が第１閾値未満であれば、第１警報基準は満たされたと考えられる。
【００１３】
血圧変化のマーカーとしての能力において、この比は心拍度数の変動性にとって有益なテストパラメータである。即ち、最初に述べたように、低周波数帯域は交感活動により影響されるのに対して、副交感活動は高周波数帯域に影響を与える。低血圧を伴う血液透析のセッションでは、高周波数パワーが増加して低周波スペクトルパワーが減少することが知られている。従って、低周波数と高周波数との比の低下は血圧低下と緊密な関係がある。
【００１４】
低周波数帯域は約０．０４Ｈｚから約０．１５Ｈｚの間であり、高周波数帯域は約０．１５Ｈｚから約０．４０Ｈｚの間であり、第１閾値は１にほぼ等しいのが好ましい。典型的な条件では、信号エネルギーはこれら２つのサブ帯域間で比較的均等に分配される傾向がある。しかしながら血圧低下に関連して、信号エネルギーの大きな割合が０．１５Ｈｚ以上となるように、信号エネルギーは周波数を増加させる。それにも関わらず適切な第１閾値が選択されると、本発明によれば他の帯域の分割も同様に考えられる。
【００１５】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、装置はビート形態分析ユニットを含む。ビート形態分析ユニットは、心電図信号を受信し、この信号を前処理するように構成される。前処理には心電図信号の各セグメントを特定のタイプのイベントを表すように分類することが含まれる。ビート形態分析ユニットは本来の心電図信号に相当する高度な心電図信号を生成するが、各信号セグメントは適切なイベントタイプのデータと関連付けられている。急激な血圧低下の始まりを推定することを目的としてその後の信号処理を大幅に容易とするため、このビート形態分析ユニットは好ましい。
【００１６】
イベントタイプのデータは、（形態が患者にとって典型的であるビートを表す）正常ビートと、（形態が患者にとって非典型的であるビートを示す）異常ビートとを含むことが好ましい。しかし、信号処理の効率を更に高めるためには、イベントタイプのデータは、（正常なビートの基準も異常ビートの基準も満たさないビートを表す）アーティファクトタイプと、（心電図信号に含まれる望ましくない量のエネルギーを表す）ノイズタイプを含んでいても良い。
【００１７】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、第１分析ユニットは、高度な心電図信号を受信し、それに基づき心拍度数信号を発生するよう構成された、比検出モジュールを含む。これにより、スペクトル分析のための信頼性のあるソース信号が生成される。
【００１８】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、第２分析ユニットは高度な心電図信号に基づいて異常ビートの強度を判断するよう構成される。上述のように、これは信号処理を改善する。
【００１９】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、第２警報基準は異常ビートの強度が第２閾値を超えると満たされると考えられる。好ましくは、第２閾値は異常ビートの平均強度の約４倍に相当する数を表す。即ち、絶対的なパラメータではなく平均パラメータを調査することにより、より信頼性の高いマーカーが得られる。約４のファクタにより安定した信頼性のある低血圧検知ができることが知られている。
【００２０】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、本装置は、心電図信号に基づいて少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータを判断するよう構成された第３分析ユニットを備える。さらに警報発生ユニットは、異常ビートの強度が比較的高い場合、少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータが少なくとも１つの第３警報基準を満たせば、警報信号を発するようにも構成されている。従って、急激な血圧低下がより早い時点で検知されるように、機会が改善される。
【００２１】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータは、心電図信号のＲＲ間隔の相対的変化を反映する乱流開始測定値を表す第１パラメータ、及び／又は特定の異常ビートに続く期間の間にＲＲ間隔の増加比を反映する乱流傾斜測定値を表す第２パラメータとのうち、少なくとも一方を備える。即ち、これらのパラメータは低血圧の危険性に対して信頼性のあるマーカーを構成することが知られている。好ましくは、少なくとも１つの第３警報基準は、第１パラメータが第１乱流閾値を超えた場合に満たされたとみなされる。少なくとも１つの第３警報基準は同様に、第２パラメータが低い第２乱流値と高い第２乱流値との間にはない場合に満たされたとみなされる。
【００２２】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、第１パラメータは特定の心室異常ビートの直後の平均ＲＲ間隔と（２つのＲＲ間隔）、異常ビート直前の平均ＲＲ間隔により除算されたこの異常ビートの直前の平均ＲＲ間隔（２つのＲＲ間隔）との間の差として判断される。さらに第１乱流閾値は、前記異常ビートの直前と直後との間のＲＲ間隔のゼロ変化を表すことが好ましい。従って、信頼性のある警報基準が定義される。
【００２３】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、連続したＲ波間の時間差を表す関数における前記異常ビート直後のＲＲ間隔の第２の組（１５個）内のＲＲ間隔の第１組（５個）上に見られる最も急な傾斜に基づき、第２パラメータが判断される。さらに、好ましくは、低い第２乱流値は１ＲＲ間隔当たり１ミリ秒を表す（即ち、１ＲＲ間隔当たり１ミリ秒の減速）。従って、信頼性のある別の警報基準が定義される。
【００２４】
本発明の他の態様によれば、最初に記載した医療システムにより目的が達成される。このシステムは、提案される警報装置と、心電計と、透析制御ユニットとを含む。心電計は患者の心電図信号を登録するよう構成されている。警報装置は心電図信号を受信し、透析制御ユニットは警報装置からの警報信号を受信するよう構成されている。警報信号の場合、透析制御ユニットは制御信号を透析装置に送る。制御信号は、患者が低血圧状態に陥る推定危険度が低下するように、透析装置内の少なくとも１つの透析パラメータを調節する（例えば限外濾過率）ように構成される。勿論このシステムは患者の健康や快適さ、またスタッフ及びその他の経済的な面で好ましい。
【００２５】
本発明のこの態様の別の好ましい実施形態によれば、制御信号は血液透析装置により行われる透析治療を中断するよう構成されている。これにより、低血圧の危険は更に低減する。
【００２６】
本発明の他の態様によれば、最初に記載した方法により目的が達成される。この方法では、心電図信号に基づいて異常ビートの強度を判断する。次いで、現在の期間において異常ビートの強度が比較的高いか比較的低いかを調査する。異常ビートの強度が比較的低い期間には、心拍度数の変動性信号が第１警報基準を満たす場合、推定される急激な血圧低下を示す警報信号を発する。しかし、異常ビートの強度が比較的高い期間には、異常ビートの強度が第２警報基準を満たす場合、警報信号を発する。
【００２７】
この方法及びその好ましい実施形態の利点は、提案される警報装置に関する上記記載により明らかである。
【００２８】
本発明の更に他の態様によれば、コンピュータの内部メモリに直接ロード可能なコンピュータプログラムにより目的が達成される。このコンピュータプログラムは、コンピュータ上で実行されている時に上述の方法を制御するソフトウェアを備える。
【００２９】
本発明の更に他の態様によれば、プログラムが内部に記録されたコンピュータ読み取り可能媒体により、目的が達成される。この媒体では、プログラムは上述の方法をコンピュータ制御する。
【００３０】
従って、本発明によれば、心拍度数の変動性に基づく分析が異常ビートの高い強度により失敗に終わることを防止するだけではなく、更に重要なことには、そのような条件下でも急激な血圧低下の高い信頼性をもって予測することができる。
【００３１】
本発明の更なる利点、有利な特徴及び応用は、以下の記載及び特許請求の範囲により明らかになるであろう。
【００３２】
添付図面を参照して、例として開示される好ましい実施形態に基づき、本発明を更に詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
図１は本発明の第１の好ましい実施形態による透析治療を受ける患者の急速な血圧低下を予測するための警報装置１００のブロック図である。
【００３４】
装置１００は、入力インターフェース１１０、第１分析ユニット１３０、第２分析ユニット１４０及び警報発生ユニット１５０を含む。装置１００は、その他のユニットの動作を制御するＣＰＵ１６０、前記ＣＰＵ１６０を制御するよう構成されたコンピュータプログラムを記憶したメモリ媒体１７０をさらに含むことが好ましい。
【００３５】
入力インターフェース１１０は患者の心電図信号ＨＥＣＧを受信するよう構成される。例えば、心電図信号ＨＥＣＧは１０００Ｈｚで抽出され、０．６μＶの振幅分解能を有する、バンドパスフィルタで濾過されたデジタル信号である。心電図信号ＨＥＣＧは好ましくは、例えばＥＡＳＩリードシステム等の少ない組の電極により記録される。しかし、本発明では例えば標準の１２リードシステム等の他のリードシステムを使用しても良いことはいうまでもない。
【００３６】
第１分析ユニット１３０は心電図信号ＨＥＣＧに基づいて心拍度数変動信号ＰＨＲＶを生成するように構成されている。前記心拍度数変動信号ＰＨＲＶを生成するために、ユニット１３０は比検知モジュール１３１及びスペクトル分析モジュール１３２を有するのが好ましい。比検知モジュール１３１は心電図信号ＨＥＣＧと、本発明の好ましい実施形態による警報装置１００に含まれうるビート形態分析ユニット１２０により生成されるＥＣＧＣＬの高度なバージョンとのうち、いずれか一方を受信する。心電図信号ＨＥＣＧ（又は高度な心電図信号ＥＣＧＣＬ）に基づき、比検知モジュール１３１は心拍度数信号ＨＲを生成する。するとスペクトル分析モジュール１３２は心拍度数信号ＨＲを受信し、それを心電図信号ＨＥＣＧ（即ち周波数領域における信号）のパワースペクトルの図に変形する。このパワースペクトルに基づき、モジュール１３２はパワースペクトルの低周波数（ＬＦ）帯域と高周波数（ＨＦ）帯域との間の比を計算する。本発明の好ましい実施形態によれば、低周波数帯域は約０．０４Ｈｚ〜約０．１５Ｈｚの範囲内であり、高周波数帯域は約０．１５Ｈｚ〜約０．４０Ｈｚの範囲内である。第１分析ユニットの作動について以下に詳細に説明する。
【００３７】
第２分析ユニット１４０は心電図信号ＨＥＣＧ（又は高度な心電図信号ＥＣＧＣＬ）に基づき異常ビートＰＥＢＣの強度を判断するよう構成されている。本質的には、異常ビートＰＥＢＣの強度は、正常洞調律の範囲外にある心拍ビートを全てカウントする信号処理を適用することにより判断される。第２分析ユニット１４０の作動原理について以下に更に詳細に説明する。
【００３８】
本発明の好ましい実施形態によれば、警報装置１００はビート形態分析ユニット１２０を含む。このユニットは心電図信号ＨＥＣＧを受信して、該信号ＨＥＣＧの各セグメントを分類することにより前処理して、特定のタイプのイベントを表すように構成される。正常洞調律はここではイベントの優勢なビートクラス、即ち、その患者に典型的な形態を示すビートとして分類される。しかし、異常なビートとはその形態がその患者にとって典型的ではないビートである。ビート形態分析ユニット１２０はアーティファクトとノイズとを識別でき、相対的なイベントタイプのデータを割り当てできるのが好ましい。これは、正常の基準を満たさず、異常ビートでもないビートはアーティファクトとして表され、心電図信号ＨＥＣＧの残りの好ましくないエネルギーはノイズとして表されることを意味する。
【００３９】
特に、ビート形態分析ユニット１２０はベースライン濾過、ＱＲＳ検知、ビートの特徴付け、及び受信する心電図信号ＨＥＣＧのビート分類を行うように構成されても良い。本発明の１つの実施形態によれば、ベースライン濾過は直線位相、ベースラインの散漫を推定する有限のインパルス応答ローパスフィルタ、及びそれに続く元の心電図信号ＨＥＣＧからの推定値の減算として実行される。更に、ベースライン濾過はその周波数の遮断の点で、アメリカ心臓協会（ＡＨＡ）の推奨に準拠しているのが好ましい。ベースライン濾過の後にＱＲＳ検知が行われる。ここでビート発生の回数（即ちＲ波の回数）を検知する。各ＱＲＳコンプレックスの基準点は、個々のリードのエンベロープを加算することにより得られるエンベロープ信号におけるピーク地点から規定するのが好ましい。
【００４０】
ＱＲＳの検知に続き、ＱＲＳ形態、ビート相関及びビートＳＮＲ（信号／ノイズ比）を利用するクロス相関方法に基づき、各ビートは正常又は異常ビート（又はアーティファクト又はノイズ）として分類される。クロス相関方法はテンプレートビートとして最初のビートを使用することにより開始される。分類には重要ではないと思われる周波数を除去するために、各ビートは直線位相及びバンドパス濾過を受ける。本発明の好ましい実施形態によれば、バンドパス濾過の遮断周波数はそれぞれ１Ｈｚと３５Ｈｚである。
【００４１】
その後、対応するクロス相関係数を演算することにより各ビートはテンプレートビートの組と比較される。ここで、係数は、最適な相関が見つかるまで各ビートをシフトしていくことにより演算される。クロス相関がノイズ依存性閾値よりも低下する毎に新たなテンプレートビートが作られる。このタイプの閾値の設計は、新たに作られたビート分類がノイズ信号における適度な範囲に留まるため有利である。ノイズレベルは、現在のＱＲＳコンプレックスの前のＲＲ間隔に含まれるハイパス濾過されたサンプルの実効値として測定されるのが好ましい。本発明の好ましい実施形態によれば、Ｐ波及びＴ波がノイズを増加させるのを防ぐべく、ハイパス濾過は２０Ｈｚの遮断周波数で行われる。既存のクラスに近いものと分類されるビートは、帰納的な平均化によりテンプレートビートを更新するために使用され、従ってテンプレートビートの質が徐々に高まる。
【００４２】
従って、ユニット１２０は強化された心電図信号ＥＣＧＣＬの形態の出力信号を発生させる。この信号は心電図信号ＨＥＣＧと同価のものであるが、各信号セグメントが関連するイベントタイプのデータと少なくとも関連付けされている。
【００４３】
警報発生ユニット１５０は異常ビートＰＥＢＣの強度が比較的低いか比較的高いかを調査する。強度が比較的低い場合、心拍度数変動信号ＰＨＲＶが第１警報基準を満たすと、ユニット１５０は血圧の急降下が推定されることを示す警報信号αを発生させる。上述の低周波数及び高周波数サブ帯域が選択されると、第１警報基準は前記比がほぼ１に近い第１閾値よりも低い時に満たされると考えられる。
【００４４】
強度が比較的高い場合、ユニット１５０は異常ビートＰＥＢＣの強度が第２警報基準を満たす時に警報信号αを発生させる。本発明の好ましい実施形態によれば、異常ビートＰＥＢＣの強度が異常ビートの中間強度の約４倍である第２閾値を超える時に、第２警報基準が満たされる。
【００４５】
第１分析ユニット１３０により実行される心拍度数の変動性分析の説明に戻る。第１分析ユニット１３０は例えばインテグラルパルス周波数変調（ＩＰＦＭ）モデルにより、いわゆる心臓のタイミング（ＨＴ）図に基づき心拍度数の変動性を判断する。正常な洞性拍動の一連の発生回数の変動をシミュレートし、アートリアの電気生理学特性を反映させるために前記モデルを使用しても良い。ＩＰＦＭモデルへの入力信号は平均心拍度数に関連するＤＣレベルの合計と、副交感神経と交感神経の作用により変動性に関連する変調信号ｍ（ｔ）からなる。閾値
【数１】
2008512177.tif 000003
【００４６】
（連続するイベント間の中間間隔の長さを示す）に到達するまで、ＩＰＦＭモデルへの入力信号は積分される。次いで、モデルの出力として時点ｔｋでイベントが生成され、積分器がゼロにリセットされる。その結果、ＩＰＦＭモデルの出力信号が時間内における心臓サイクルの発生回数を示す一連のイベントとなる。数学的に、以下の数式が一連のイベントの回数を定義している。
【数２】
2008512177.tif 000004
【００４７】
ここで、ｋは最初のビートからｋ回目のビートを示す整数であり、この最初のビートは時点ｔ０＝０で生じる。数式（１）の関数は以下の定義を導入することにより連続する回数の関数に一般化することができる。
【数３】
2008512177.tif 000005
【００４８】
積分はｔ回目まで計算することができ、この積分は時点ｔｋでの値が整数ビート指数ｋ、即ちＫ（ｔｋ）＝ｋである指数関数Ｋ（ｔ）と比例する。
【００４９】
心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）はイベント時間ｔｋと中間心拍度数
【数４】
2008512177.tif 000006
【００５０】
における予想される発生時間との間の差として、イベント時間ｔｋで定義される。心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）はＩＰＦＭモデル及びその変調信号ｍ（ｔ）と緊密に関連している。心拍度数の変動性パワースペクトルの推定値を生成するために、心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）に基づき、変調信号ｍ（ｔ）及び特にそのフーリエ変換を判断することができる。
【００５１】
特定の時間ｔｋの間にモデル式（１）を研究することにより、心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）と変調信号ｍ（ｔ）との間の関係を知ることができる。この等式は以下のように書き直すことができる。
【数５】
2008512177.tif 000007
【００５２】
ｄＨＴ（ｔｋ）を演算するために、利用可能なデータから中間ＲＲ間隔の長さ
【数６】
2008512177.tif 000008
【００５３】
を推定しなくてはならない。これは最後のイベントの時間ｔｋをイベントの回数Ｋで割ることにより行われる。即ち、以下のようにして行われる。
【数７】
2008512177.tif 000009
【００５４】
数式（２）における一般化されたＩＰＦＭモデルを使用して、心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）は以下のように連続する時間で表すことができる。
【数８】
2008512177.tif 000010
【００５５】
変調信号ｍ（ｔ）は因果関数と考えられるため、積分間隔は−∞まで延長可能である。変調信号ｍ（ｔ）のフーリエ変換及び心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）が、それぞれＤｍ（Ω）及びＤＨＴ（Ω）であれば、数式（５）から以下の数式を得ることができる。
【数９】
2008512177.tif 000011
【００５６】
ここで、ｍ（ｔ）はゼロに等しいＤＣ成分であると仮定されているため、Ω＝２πＦであり、Ｄｍ（０）＝０である。心臓タイミング信号ｄＨＴ（ｔ）のフーリエ変換ＤＨＴ（Ω）が一旦分かれば、変調信号ｍ（ｔ）のフーリエ変換Ｄｍ（Ω）のスペクトルの推定値が演算可能である。本発明の好ましい実施形態によれば、スペクトル推定値Ｄｍ（Ω）は、不均一に抽出された信号の技術か、又は不連続なフーリエ変換（ＤＦＴ）を使用した補間及び再サンプリングのいずれかにより、得ることができる。
【００５７】
最初に述べたように、異常なビートは心拍度数の変動性分析にエラーを生じさせる。ＱＲＳ検知の精度が低いために起こるビートの欠損又はビートの誤検知により、類似したエラーが生じる。これらのエラーは、異常ビートに隣接するＲＲ間隔により生じるＲＲ間隔における、インパルス的なアーティファクトによるものである。インパルスはスペクトル分析にノイズ成分を導入する。これは、異常ビートに隣接するＲＲ間隔が心拍度数の変動性の分析に使用されるべきでないためである。異常ビートは患者と正常な被験者の両方に生じるという事実は、心拍度数信号のスペクトル分析の前に異常ビートに取り組むことの重要性を示している。
【００５８】
異常ビートを正常化するために、特定のビートが正常又は異常な起点を有するか否かを知ることが重要である。本発明の好ましい実施形態によれば、上述のクロス相関方法によるＱＲＳ形態に主に基づいて、またリズムにも基づいて、分類基準とラベリングを行う。本発明の好ましい実施形態によれば、このリズムは比検知モジュール１３１により決定され、心拍度数信号ＲＨにより表される。それらの形態は主に正常な洞性拍動と実質的に異なるため、これはＱＲＳ形態に基づいて比較的直接的に心室異常ビート（ＶＥＢ）と区別される。アーティファクトにより生じる誤ったイベントのためにも同じ観察が用いられる。しかし残念ながら、上室異常ビート（ＳＶＥＢ）か類似した異常ビートかを区別するのは容易ではない。その理由は、これら２つのビートが正常な洞性拍動と同じ形態を持つ傾向があるためである。ＳＶＥＢは通常はＰ波形態に関してのみ異なる。それにも関わらず、Ｐ波に基づいてのみ分類を行うのは、ノイズのために不可能である。従って、ＳＶＥＢと区別するためには、間隔に基づいた基準を使用せざるを得ない。これは信頼性の面でかなり劣る。
【００５９】
上述のように、正常な洞性拍動を反映するビートの分類は優勢ビート分類として分類される。従って、ビート形態分析ユニット１２０により行われる信号前処理では、ＳＶＥＢはしばしば優勢ビートとして分類される。ＳＶＥＢが優勢ＱＲＳ形態と唯一異なる点は、ここでは異常ビートとして分類されることである。一般に、ＳＶＥＢの大多数はＲＲ基準に基づき異常ビートとして分類される。欠損したビートも同様である。延長されるＲＲ間隔（通常、中間ＲＲ間隔の長さの２倍）は欠損したビートとして分類される。欠損したビートは異常ビートと類似したＲＲ間隔にインパルスのようなアーティファクトを導入する。従って、ビートが欠損したＲＲ間隔も心拍度数の変動性の分析において処理される。更に、欠損したビートはＶＥＢに続く完全な補償ポーズと類似した心臓のポンプ能力を弱らせる。
【００６０】
異常ビートは正常な空洞変調された心拍を遮るため、臨時の異常ビートを含む心電図信号ＨＥＣＧだけを処理すべきである。常習的な異常ビートを含む信号セグメントでは、根底にある洞律動が過度に歪められて信頼性のある結果を得ることができない。従って、本発明によれば、このようなセグメントは心拍度数の変動性の分析から除外される。
【００６１】
スペクトル分析モジュール１３２は非常に高い計算効率で異常ビートを処理する。ここでは、洞性拍動が時点ｔ０、ｔ１、．．．、ｔｋで生じ、１つの異常ビートが心電図信号ＨＥＣＧ（又はＥＣＧＣＬ）において時点ｔｅで生じると仮定する。時点ｔｅは一連のｔ０、ｔ１、．．．、ｔｋには含まれず、異常ビートの直前の洞性拍動は時点ｔｋｅで生じ、その直後の洞性拍動が時点ｔｋｅ＋１で生じる。
【００６２】
本発明の好ましい実施形態によれば、異常ビートは、異常ビートがその後の正常ビートの発生回数を変更するという第１の結論により処理される。時間のずれδを推定することにより、異常ビートの存在を以下の数式により説明することができる。
【数１０】
2008512177.tif 000012
【００６３】
時間のずれδを推定するために、数式（１）を以下のように利用し、
【数１１】
2008512177.tif 000013
【００６４】
及び
【数１２】
2008512177.tif 000014
【００６５】
数式（９）から数式（８）を減算し、以下の式を得る。
【数１３】
2008512177.tif 000015
【００６６】
以下の式により、新たなパラメータ
【数１４】
2008512177.tif 000016
【００６７】
を導入する。
【数１５】
2008512177.tif 000017
【００６８】
ここで、
【数１６】
2008512177.tif 000018
【００６９】
は、時点ｔｋ及びｔｋ＋１における２つの正常な心拍の間の整数ｍ（ｔ）である。これにより、以下の数式が得られる。
【数１７】
2008512177.tif 000019
【００７０】
一定の心臓比（Ｋ（ｔ）における直線的推定、言い換えればｍ（ｔ）＝０及び
【数１８】
2008512177.tif 000020
【００７１】
）の特別なケースのために、以下の数式により時間のずれδの推定値
【数１９】
2008512177.tif 000021
【００７２】
を得る。
【数２０】
2008512177.tif 000022
【００７３】
これはδのゼロ次推定値と呼ばれる。
【００７４】
更に、変調信号ｍ（ｔ）の変動は積分の間隔内で小さく、従って
【数２１】
2008512177.tif 000023
【００７５】
におけるビート間の変動も小さいと考えられる。従って、より良い推定値
【数２２】
2008512177.tif 000024
【００７６】
は、以下の式による以前のビートに対応する値である。
【数２３】
2008512177.tif 000025
【００７７】
この推定値により、数式（１２）との組合せにおいて、以下の数式による時間のずれδの一次推定値
【数２４】
2008512177.tif 000026
【００７８】
が得られる。
【数２５】
2008512177.tif 000027
【００７９】
数式（１５）は以下のように書き換えることが可能なため、数式（１３）と（１５）との類似性に留意されたい。
【数２６】
2008512177.tif 000028
【００８０】
ここで、
【数２７】
2008512177.tif 000029
【００８１】
は０次推定値ｄｋｅ−１であり、ｄｋは以下のように定義される。
【数２８】
2008512177.tif 000030
【００８２】
数式（１７）はｋ＝ｋｅの時に数式（１２）となるため、数式（１２）と（１７）との間の関係は緊密である。
【００８３】
変調信号ｍ（ｔ）の
【数２９】
2008512177.tif 000031
【００８４】
の高次推定値を一般化すると
【数３０】
2008512177.tif 000032
【００８５】
に変動が含まれる。以下の式により
【数３１】
2008512177.tif 000033
【００８６】
の推定値の更新を続行すると、
【数３２】
2008512177.tif 000034
【００８７】
ここで、
【数３３】
2008512177.tif 000035
【００８８】
は以下の式による
【数３４】
2008512177.tif 000036
【００８９】
のｐ次差である。
【数３５】
2008512177.tif 000037
【００９０】
すると、時間のずれδの
【数３６】
2008512177.tif 000038
【００９１】
のＮ次推定値は以下の帰納式により得られることが証明される。
【数３７】
2008512177.tif 000039
【００９２】
ここで
【数３８】
2008512177.tif 000040
【００９３】
帰納式（２０）を使用する代わりに、発生回数の面で、時間のずれδのＮ次推定値
【数３９】
2008512177.tif 000041
【００９４】
として直接示すことができる。
【数４０】
2008512177.tif 000042
【００９５】
Ｎ＝０は数式（２１）により与えられるが、これはまだ知られていない中間ＲＲ間隔の長さ
【数４１】
2008512177.tif 000043
【００９６】
を使用しているため、これは使用できない。式（２２）による時間のずれδの推定値が得られると、以下の式により、中間ＲＲ間隔の長さ
【数４２】
2008512177.tif 000044
【００９７】
の推定値
【数４３】
2008512177.tif 000045
【００９８】
を直接更新する。
【数４４】
2008512177.tif 000046
【００９９】
含まれるパラメータは全て利用可能なため、数式（７）のｄＨＴ（ｔｋ）の計算がここで可能となる。
【０１００】
第２分析ユニット１４０に戻り、このユニットは異常ビートＰＥＢＣの強度を判断するＥＢＣ分析を行うよう構成されている。以下の式により、点プロセスＰｅ（ｔ）により異常ビートの発生回数ｔｋを表しても良い。
【数４５】
2008512177.tif 000047
【０１０１】
ここで、Ｎは存在する異常ビートの数を示す。第２分析ユニット１４０は異常ビートの発生回数ｔｋの動きの変化を調査する。点プロセスはその強度に特徴がある。従って、発生回数ｔｋの動きの変化は点プロセスの強度に影響を及ぼす。その結果、ＥＢＣ分析は点プロセスの強度の変化を追う。
【０１０２】
点プロセスでは異常ビートに関する現在の情報しか得られず、過去の情報、即ち異常ビートの量に関する情報は得られない。この情報を得るために、本発明の好ましい実施形態によれば、カウントプロセスＮｅ（ｔ）が用いられる。カウントプロセスは、時間ｔ、即ち以下の式で定義される点プロセスｐｅ（ｔ）の積分までの異常ビートの数を記述する。
【数４６】
2008512177.tif 000048
【０１０３】
従って、点プロセスｐｅ（ｔ）の強度はカウントプロセスの傾斜に関連している。
【０１０４】
ＥＢＣ分析で使用されるビートはビート形態分析ユニット１２０により、信号の前処理において異常と分類されている。従って、ＳＶＥＢの大多数は、信号の前処理において優勢と分類されるため、ＥＢＣ分析では使用されない。上述のように、欠損したビート及びＶＥＢは心臓に対して同じような影響力を持つ。そのため、このようなイベントの発生回数もＥＢＣ分析に含まれる。
【０１０５】
ＥＢＣ分析は全体の信号を通じて異常ビートＰＥＢＣの強度の変化を追う。本発明によれば、ＥＢＣ分析はリアルタイムでもオフラインでも行うことができる。しかし、警報信号αに透析装置をコントロールさせるためには、ＥＢＣ分析はリアルタイムで行わなければならない。心電図信号ＨＥＣＧでは異常ビートの瞬間的な強度は得られない。それでも、時間ブロックにわたる中間強度を演算することはできる。この分析は、高度な心電図信号ＥＣＧＣＬにわたりスライドウインドウ内で行うのが好ましい。従って、ＥＢＣ分析はブロックに関して異常ビートＰＥＢＣの強度の変化を追う。本発明によれば、異常ビートＰＥＢＣの強度を測定するには多くの方法があるが、そのうちの２つを以下に詳細に説明する。第１の方法は点プロセスの図に基づき、第２の方法はカウントプロセスに基づく。
【０１０６】
１つの仮定として、ポアソンプロセスは点プロセスであるため、異常ビートの発生回数がポアソンプロセスに従うとする。発生回数の間の距離は互いに独立しており、強度λに分配された指数関数型の距離である。ブロック内で強度λが同じ場合、強度λの最尤推定値
【数４７】
2008512177.tif 000049
【０１０７】
は以下の式のようになる。
【数４８】
2008512177.tif 000050
【０１０８】
ここで、ｘ［ｋ］は発生回数間の異なる距離であり、Ｋは距離の数（即ち、異常ビートの数より１つ少ない数）である。結果は直感的に分かる。何故なら、ブロック内の異常ビートの強度を測定する最も簡単な方法は、そのブロック内の異常ビートの数を単にカウントすることだからである。共通分母が大きなブロックサイズに対して本質的に一定であるため、これは式（２６）と基本的に同じである。
【０１０９】
もう一つの選択肢として、異常ビートの発生とその対応する不連続の時間信号モデルＮｅ［ｎ］を、カウントプロセスＮｅ（ｔ）で記述しても良い。カウントプロセスＮｅ（ｔ）は減少しない機能であり、ブロック内では、以下の式により直線モデルに近い。
【数４９】
2008512177.tif 000051
【０１１０】
ここで、Ｂはカウントプロセスの傾斜であり、従って異常ビートの強度の推定値である。
【０１１１】
利用可能なデータのセットは異常ビート｛ｔｋ｝（ｋ＝１、．．．、Ｎ）の発生回数を含む。時点ｔｋ（カウントプロセスによる）での異常ビートの回数を記述するデータセットＸｕ［Ｋ］は、｛ｔｋ｝から得ることができる（ここで、Ｘｕ［ｋ］は不均一に抽出された信号である）。新たなデータセットＸ［ｋ］は、Ｘｕ［ｋ］が補間され、その後均一に再度抽出される時に得ることができる。線状のモデルを想定すると、均等に抽出されたデータのあるセットの強度Ｂの最小二乗のエラー推定値
【数５０】
2008512177.tif 000052
【０１１２】
は以下のようになる。
【数５１】
2008512177.tif 000053
【０１１３】
ここでＸ［ｋ］は発生回数の間の距離であり、Ｎは異常ビートの数である。
【０１１４】
図２は本発明の好ましい実施形態による医療システムの概略図である。このシステムは患者Ｐに血液透析治療を行うための透析装置２１０を含む。また、心電計２２０、透析制御ユニット２３０及び提案される警報装置１００も、このシステムに含まれる。心電計２２０は患者Ｐの心電図信号ＨＥＣＧを登録する。例えば、心電計２２０は０．０５Ｈｚ〜４００Ｈｚの帯域幅を有していても良い。心電図信号ＨＥＣＧは１０００Ｈｚの率で抽出されたデジタル化された信号であってもよく、０．６μＶの振幅分解能を有する。更に、心電図信号ＨＥＣＧは、例えばＥＡＳＩ５−リードシステム等の電極の減少セットにより登録されるのが好ましい。警報装置１００は心電図信号ＨＥＣＧを受信する。第１又は第２警報基準が満たされると、警報装置１００は推定される急激な血圧低下を示す警報信号αを出力する。透析制御ユニット２３０がこの信号αを受信し、これに基づき制御信号Ｃを透析装置２１０に出力する。すると制御信号Ｃは、患者Ｐが低血圧状態になると推定される危険度が低減するように、透析装置２１０に少なくとも１つの透析パラメータ、例えば限外濾過率を調節させる。
【０１１５】
本発明の好ましい実施形態によれば、制御信号Ｃは血液透析装置２１０により行われる透析治療を完全に中断させる。
【０１１６】
勿論、透析制御ユニット２３０は（図２に示すように）独立したユニットである必要はない。又は、このユニットは警報装置１００又は透析装置２１０のいずれかに含まれていても良い。
【０１１７】
図３は、本発明を適用していない状態で、血液透析治療の間に患者の動脈血圧（２００Ｈｚで抽出された）がどのように変動するかを示すグラフである。しかし、上記方法では、警報信号αが発せられた後に適切な手段を講じれば、低血圧をまだ避けることのできた時点ｔｈＡ前に、時間内に血圧低下を予測できたであろうと推定される。
【０１１８】
縦軸は収縮期圧Ｐｓと拡張期圧ＰＤを示し、横軸は時間ｔを示す。図３に示す例では、患者は治療開始後のｔｈＡ＝２６８分で激しい徴候的な低血圧に襲われた。グラフから分かるように、圧力Ｐｓ及びＰＤは両方とも低血圧が起こる前に急速に低下している。
【０１１９】
図４ａは、血液透析治療の間に第３の患者のＥＣＧパワースペクトルの低周波数（ＬＦ）帯域と高周波数（ＨＦ）帯域との間のＬＦ／ＨＦ比が、如何にして変化するかを示すグラフである。ここで本発明による心拍度数の変動性の分析が行われた。即ち全ての異常ビートがＬＦ／ＨＦ比を計算する前に処理された。
【０１２０】
縦軸はＬＦ／ＨＦ比を示し、横軸は時間ｔを示す。破線で示すＬＦ／ＨＦの閾値＝１の状態は提案される第１警報基準を示す。図から分かるように、この例では治療のほぼ全体を通じてＬＦ／ＨＦ比が低すぎる（即ち閾値１以下である）。患者の頭部をｔ＝約１００分間、上方に僅かに傾斜させ、これによりＬＦ／ＨＦ比が閾値以上に増加した。その後、時点ｔ＝ｔｈＡ（約１２５分）、ＬＦ／ＨＦ比が急激に低下し、激しい徴候的な低血圧となった。
【０１２１】
図４ｂは図４ａに対応するグラフであり、第３の患者において異常ビートＰＥＣＢの強度がどのように進展するかを示している。グラフから明らかなように、強度ＰＥＣＢはｔ＝ｔｈＡの前で急速に増加する。従って、提案される第２警報基準はｔ＝ｔｈＡの前で満たされ、低血圧を防ぐことができる。
【０１２２】
図５は血液透析治療の間における比較的低血圧傾向の患者のＥＣＧパワースペクトルの低周波数帯域と高周波数帯域との間のＬＦ／ＨＦ比が如何にして変化するかを、例を用いて示すグラフである。ここで、食事のため、ｔ＝１００分〜ｔ＝１５０分の間に僅かに増加しただけであり、ＬＦ／ＨＦ比に劇的な変化はない。しかし、ＬＦ／ＨＦ比は低血圧の危険度が高いことを示す閾値１を超えない。従って、このケースでは、徴候のある低血圧は時点ｔ＝ｔｈＡ（約２７０分）で生じた。
【０１２３】
図６は、比較的耐低血圧の患者の血液透析治療の間にＬＦ／ＨＦ比がどのように変化するかを、例を用いて示すグラフである。ここでも、ＬＦ／ＨＦ＝１での閾値が破線で示されている。図６の例とは対照的にＬＦ／ＨＦ比は非常に高く（全域で１以上であり、従って低血圧の危険度は低い）、ＬＦ／ＨＦ比は変化するものの低血圧は起きなかった。これは、この患者が比較的耐低血圧であり、血圧が安定していたと説明することができる。
【０１２４】
図７は上述の第１の患者（図３を参照されたい）の異常ビートＰＥＣＢの強度がどのように変化するかを示すグラフである。このケースでは、異常ビートＰＥＣＢの強度が劇的に増加する約ｔ＝２６０分まで、異常ビートは全く記録されなかった。その後まもなく、ｔｈＡ＝２６８分に、患者は激しい徴候的な低血圧に襲われた。本発明により適切に選択された第２警報基準がこれを確かに予測していた。
【０１２５】
図８は患者の透析治療全体を通じて比較的高い異常ビートＰＥＣＢの患者の強度を示すグラフである。しかし、低血圧は起こらなかった。これは、このケースの患者は比較的耐低血圧であったと説明することができる。異常ビートＰＥＣＢの強度は平均値（約３０ｂｐｍ）から一度も外れなかったことにも留意されたい。従って、異常ビートの平均強度（１２０ｂｐｍ）の約４倍に相当する適切に選択された第２警報基準が満たされない。
【０１２６】
図９は本発明の第２実施形態による警報装置９００のブロック図である。図１と同じ参照符号を付した要素、ユニット及び信号は全て、図９の要素、ユニット及び信号と同じである。
【０１２７】
図１に示した本発明の第１実施形態のユニットに加え、装置９００は第３分析ユニット９８０を含む。このユニットは心電図信号ＨＥＣＧ又はその高度なバージョンＥＣＧＣＬに基づく心拍度数乱流（ＨＲＴ）パラメータＰＨＲＴの少なくとも１つを判断するよう構成されている。当然この実施形態では、少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータＰＨＲＴが少なくとも１つの第３警報基準を満たす場合、警報発生ユニット１５０は警報信号αを発するよう構成されている。特に、異常ビートＰＥＢＣの強度が比較的高い場合（即ち、第２分析ユニット１４０により発生された信号に基づき判断された場合）、この少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータＰＨＲＴが主にテストされる。
【０１２８】
少なくとも１つの心拍度数乱流パラメータＰＨＲＴのテストの裏にある基本原理は、正常な被験者にとって（即ち比較的耐低血圧である）、心拍度数はＶＥＢの直後には増加し、その後、ある期間をかけてベースラインまで戻ることである。心拍度数におけるこれら短期間の変動は心拍度数乱流と呼ばれている。ＶＥＢにより引き起こされる急激な局部的血圧の低下を補償するために心拍度数が増加すると考えられている。血圧レベルが回復すると、血圧を安定させるために心拍度数は再びベースラインに戻る。従って、ＨＲＴは好ましく、乱流の程度は局部的な血圧低下から回復するための被験者の能力と考えても良い。
【０１２９】
図１０を参照して乱流の程度をどのようにして測定するかを説明する。このグラフは患者の異常ビートに関連してＲＲ間隔がどのようにして変化するかを示している。横軸は心拍数＃を示し、縦軸は心電図における２つの連続したＲ波間、即ちＲＲ間隔ｔＲＲ間の時間を示す。
【０１３０】
ベースラインは約７００ｍｓのＲＲ間隔での破線で示されている。この例では、第１及び第２ビートが正常なビートである。しかし、第３異常ビートでは、ＲＲ間隔は約５００ｍｓまで下がり、第４ビート（即ち異常ビートと次の正常なビートとの間）では、ＲＲ間隔は約９００ｍｓまで延びている。従って、ＲＲ間隔におけるこれらの変動はＶＥＢにより誘発されたものである。
【０１３１】
提案される第１のＨＲＴパラメータＰＨＲＴは、心電図信号ＨＥＣＧのＲＲ間隔における相対的変化を反映する乱流開始測定値ＴＯを示す。このＴＯはＶＥＢの後の心拍度数の最初の促進の測定値である。本発明の好ましい実施形態によれば、乱流開始測定値ＴＯは、特定のＶＥＢの手前の平均ＲＲ間隔と、このビートの直ぐ後の平均ＲＲ間隔で割ったこのビートの直ぐ後の平均ＲＲ間隔との間の差と判断される。これは以下のように表される。
【数５２】
2008512177.tif 000054
【０１３２】
ここで、ＲＲ−１はＶＥＢの直前のＲＲ間隔であり、
ＲＲ−２はＲＲ−１の前のＲＲ間隔であり、
ＲＲ１はＶＥＢの直後のＲＲ間隔であり、
ＲＲ２はＲＲ１の後のＲＲ間隔である。
【０１３３】
図１０に示した例では、ＴＯは約−７％であり、これは健康的な値である。本質的には、０％未満の値であればどれも健康的と考えられる。従って、本発明の好ましい実施形態によれば、警報発生ユニット１５０は、ＴＯ＞０になると警報信号αを発するように、ＶＥＢ直前、直後のＲＲ間隔の変化ゼロを示す第１の乱流閾値を適用している。
【０１３４】
第２パラメータＴＳは、ＶＥＢの後いかに迅速にＲＲ間隔が立ち上がるかを反映する乱流傾斜測定値、即ち心拍数が再びベースラインに戻ることを示す。
【０１３５】
本発明の好ましい実施形態によれば、ＶＥＢ直後のＲＲ間隔の第２組内のＲＲ間隔の第１組にわたるＲＲ間隔グラフの最も急な（正）傾斜に基づき、第２パラメータＴＳを判断している。
【０１３６】
健康な被験者は一般に最初の比が増加した後の少なくとも１ｍｓ／ＲＲ間隔の心拍度数申告書を有する。従って、本発明の好ましい実施形態によれば、各ＶＥＢの後は、５つのＲＲ間隔（即ち上述の第１セット）をわたる最も急な正の傾斜がＶＥＢの直後の１５ＲＲ間隔（即ち第２セット）内にあると判断される。その後、警報発生ユニット１５０はこの最も急な傾斜をＲＲ間隔につき１ｍｓを示す第２乱流閾値と比較する。第２パラメータＴＳがこの値よりも低ければ、警報発生ユニット１５０は警報信号αを発する。しかし、過剰に高いＴＳ値も不健康な状態を示すこともある。従って、一般のケースでは警報発生ユニット１５０は、第２パラメータＴＳが低い第２閾値と高い第２閾値とで区切られた予め定義された間隔の範囲外にある時に、警報信号αを発するのが好ましい。
【０１３７】
本発明の好ましい実施形態によれば、第２セットが第１セットよりも大きいという条件で、第１及び第２セットは５個と１５個以外であればＲＲ間隔は幾つ備えていても良い。
【０１３８】
図１１ａは耐低血圧の患者のＶＥＢに関連してＲＲ間隔がどのように変化するかを示すグラフである。ベースラインは６００ｍｓ近辺のＲＲ間隔にある。その後第３の異常ビートが起こり、ＲＲ間隔は最初は４４５ｍｓに減少する。続く正常ビートまでのＲＲ間隔は８００ｍｓまで延長される。その後、心拍度数の短い促進を行い、最後に比を再度６００ｍｓのＲＲ間隔まで低下させる。
【０１３９】
図１１ｂは低血圧傾向の患者のＶＥＢに関連したＲＲ間隔における変動の例を示すグラフである。このケースでは、被験者は約８００ｍｓのＲＲ間隔ベースラインを有する。この比は３回目又は４回目の心拍当たりで一時的に変わり、ＶＥＢにより、ＲＲ間隔はそれぞれ５５０ｍｓと１０５０ｍｓとなる。しかし、既に、５回目の心拍で、比は再度８００ｍｓのベースラインに戻る。換言すれば、第２パラメータＴＳにより測定された最も急な傾斜では不十分であり、ＶＥＢの後の急激な血圧低下を補償するには足らないため、被験者は吐き気を催したり気絶する危険がある。勿論直ぐに更なるＶＥＢが生じると、即ち異常ビートの強度が比較的高くなると、この危険性は更に高まる。このパラメータは第２分析ユニット１４０により発生される信号ＰＥＢＣにより反映される。本発明の好ましい実施形態によれば、信号ＰＥＢＣが比較的高い強度の異常ビートを示す場合、少なくとも１つのＨＲＴパラメータＰＨＲＴが主にテストされる。
【０１４０】
要約するために、本発明による全体的な方法について図１２を参照して以下に説明する。
【０１４１】
第１ステップ１２１０で患者の心電図信号を登録する。次にステップ１２２０で心電図信号に基づき心拍度数変動信号を発生させる。この心電図信号に基づいて、異常ビートの強度をステップ１２３０で概ね判断する。その後、ステップ１２４０で現在の期間の異常ビートの強度が比較的高いか否か調査する。このステップ１２４０で異常ビートの強度が比較的高くはない（即ち、強度が比較的低い）と判断されれば、ステップ１２５０に進み、そうでない場合はステップ１２７０に進む。
【０１４２】
ステップ１２５０では心拍度数変動信号が第１警報基準（心拍度数の変動性に関して）を満たしているか否かをチェックし、満たしている場合はステップ１２６０に進む。ステップ１２７０で異常ビートの強度が第２警報基準（ＥＣＢに関して）を満たしているか否かをチェックし、満たしていれば、ステップ１２６０に進む。ステップ１２６０で推定される血圧低下を示す警報信号を発する。
【０１４３】
ステップ１２５０で第１警報基準が満たされず、ステップ１２７０で第２警報基準も満たされない場合、ステップ１２１０まで戻る。ステップ１２６０の後にステップ１２１０に戻っても良い。しかし、ステップ１２６０の後には処理は終了する。血液透析の治療が警報により中断した場合には後者の状態になる。
【０１４４】
上述の一連の手順は心電図信号の特定のセグメントにしか適切ではない。従って、具体的には、例えばステップ１２２０に従って第１信号セグメントのために心拍度数の変動性信号を発する間にステップ１２１０に従って第２信号セグメントを受信する。
【０１４５】
更に、図１２を参照して記載された全てのプロセスステップ及び部分的なステップは、プログラムされたコンピュータ装置によって制御されても良い。また、図面を参照して記載された本発明の実施形態は、コンピュータ装置とそれにより実行される処理を備えるが、本発明はコンピュータプログラム、特に本発明を実行するために構成されたキャリア上又は内のコンピュータプログラムをも含む。このプログラムはソースコード、オブジェクトコード、コード中間ソース及び部分的に編集された形態又は本発明による処理を実行するために使用するのに適した他の形態のオブジェクトコードの形態であっても良い。キャリアはプログラムを運ぶことの出来るいかなるエンティティ又は装置でも良い。例えば、キャリアはフラッシュメモリ、ＲＯＭ、例えばＣＤ、半導体ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ（消去可能書き込み可能ＲＯＭ）、ＥＥＰＲＯＭ（電気的消去可能書き込み可能ＲＯＭ）、磁気記録媒体、例えばフロッピー(登録商標)ディスク又はハードディスクを備えていても良い。更に、キャリアは、電気ケーブル又は光ケーブル、又は無線又はその他の手段により伝達される電気信号又は光信号等の伝達可能なキャリアであっても良い。プログラムが直接、又はケーブルやその他の装置又は手段を介して、伝達される信号に具体化される場合、そのようなケーブル、装置又は手段によりキャリアを構成しても良い。又は、キャリアはプログラムが組み込まれた集積回路であっても良い。集積回路は関連する処理をプログラムするように、又はその実行に使用されるように構成されている。
【０１４６】
明細書では、「予測」という用語は非常に広い意味で使用されている。満足された警報基準が確立した時点、及び血圧低下が実際に起きた時点が同時であっても良い。従って、その場合の警報信号は急激な血圧低下の予測ではなく、その検知を意味する。
【０１４７】
明細書で使用されている「〜を備える」という用語は、規定された特徴、完全体、ステップ又は構成要素の存在を明示するために使用されている。しかし、この用語はその他の単数又は複数の特徴、完全体、ステップ又は構成要素を除外するものではない。
【０１４８】
本発明は図面における実施形態に限定されず、特許請求の範囲内で自由に変更可能である。
【図面の簡単な説明】
【０１４９】
【図１】本発明の第１実施形態による警報装置のブロック図である。
【図２】提案する医療システムの概略図である。
【図３】血液透析における患者の血圧変動の第１の例を示すグラフである。
【図４ａ】血液透析治療の間における、第３の患者のＥＣＧパワースペクトルの低周波数帯域と高周波数帯域との間の比が如何にして変化するかを示すグラフである。
【図４ｂ】第３の患者において異常ビートの強さがどのように進展するかを示す、図４ａに対応するグラフである。
【図５】血液透析治療の間における、低血圧傾向の患者のＥＣＧパワースペクトルの低周波数帯域と高周波数帯域との間の比が、如何にして変化するかを示すグラフである。
【図６】血液透析治療の間における、耐低血圧の患者のＥＣＧパワースペクトルの低周波数帯域と高周波数帯域との間の比が、如何にして変化するかを示すグラフである。
【図７】異常ビートの強度をどのようにして警報信号の誘発の基礎として使用するかを示すグラフである。
【図８】好ましくは相対的な閾値を、異常ビートの強度に基づく警報信号の誘発に使用することを実証するグラフである。
【図９】本発明の第２実施形態による警報装置のブロック図である。
【図１０】異常ビートに関連してＲＲ間隔が如何に変化するかを示すグラフにおける、２つの提案する心拍度数の乱れの関連するパラメータを示す図である。
【図１１ａ】耐低血圧尿毒症の患者における異常ビートに関連するＲＲ間隔における典型的な変動を示すグラフである。
【図１１ｂ】低血圧傾向の患者における異常ビートに関連するＲＲ間隔における典型的な変動を示すグラフである。
【図１２】本発明による全体的な方法を示すフローチャートである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１ａ】
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【図１１ｂ】
2008512177.tif 000067
【図１２】
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【国際調査報告】
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2008512177.tif 000070
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