(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の肢の中の動脈から血圧を測定する方法であって、
一連の脈拍の間、測定位置における動脈圧に干渉することなく、前記肢の上の前記測定位置における前記動脈の拡張の第1の変化を非干渉動脈測定センサーによって測定するステップと、
拡張の前記第1の変化から、第1の脈拍数および推定脈圧をプロセッサによって決定するステップと、
拡張期段階の一部分の指数関数的減衰を表す指数関数的に減衰する関数を、前記拡張期段階に対応する前記推定脈圧のうちの選択したものに適合させる係数を前記プロセッサによって決定するステップと、
前記測定位置における前記動脈の拡張の前記第1の変化と前記動脈の経壁圧との間の第1の関係を表現する選ばれた数学的モデルに前記係数を適用することによって、絶対血圧を前記プロセッサによって決定するステップと
を備える方法。
【請求項２】
前記肢の動きに応じて、前記測定位置の高度の変化を高度センサーによって測定するステップと、
前記肢の上の前記測定位置からの前記動脈の拡張の第2の変化と、高度の前記変化の後の前記推定脈圧の予測される変化との間の増分感度を、前記プロセッサによって決定するステップと、
拡張の変化と圧力との間の第2の関係を記述する別の数学的モデルを使用して、前記推定脈圧を前記プロセッサによって決定するステップであって、前記増分感度が前記別の数学的モデルに適用されるステップと
をさらに備える、請求項1に記載の方法。
【請求項３】
拡張の前記予測される変化が、第1の高度において最後に測定された生理学的パラメータ、および高度の前記変化に対応する静水圧変化に基づく、請求項2に記載の方法。
【請求項４】
前記第1の脈拍数が一定であるかどうかを決定するステップであって、前記推定脈圧が、前記第1の脈拍数が一定であると決定することに応答して決定されるステップ
をさらに備える、請求項1に記載の方法。
【請求項５】
前記一連の脈拍の間、前記測定位置における前記動脈の圧力に干渉することなく、前記動脈の拡張の前記第1の変化を測定するステップが、前記被験者の拡張期圧よりも低い逆圧を、前記測定位置に、または前記測定位置の近くに加えるステップを含む、請求項1に記載の方法。
【請求項６】
前記一連の脈拍の間、前記測定位置における前記動脈の前記動脈圧に干渉することなく、前記動脈の拡張の前記第1の変化を測定するステップが、前記測定位置に最も近い前記肢の上の皮膚の一部分に人為的な圧力を加えないステップを含む、請求項1に記載の方法。
【請求項７】
先行する一連の脈拍の間、前記測定位置における前記動脈圧に干渉することなく、前記肢の上の前記測定位置から、前記動脈の拡張の第2の変化を前記非干渉動脈測定センサーによって測定するステップと、
拡張の前記第2の変化を使用して、第2の脈拍数および暫定血圧を前記プロセッサによって決定するステップとをさらに備え、前記絶対血圧を決定するステップが、前記第1の脈拍数が前記第2の脈拍数に等しいと決定することに応答する、
請求項1に記載の方法。
【請求項８】
一連の脈拍の間、測定位置における動脈圧に干渉することなく、被験者の肢の上の前記測定位置における動脈の拡張の第1の変化を測定するための手段と、
拡張の前記第1の変化から、第1の脈拍数および推定脈圧を決定するための手段と、
拡張期段階の一部分の指数関数的減衰を表す指数関数的に減衰する関数を、前記拡張期段階に対応する前記推定脈圧のうちの選択したものに適合させる係数を決定するための手段と、
前記測定位置における前記動脈の拡張の前記第1の変化と前記動脈の経壁圧との間の第1の関係を表現する選ばれた数学的モデルに前記係数を適用することによって、絶対血圧を決定するための手段と
を備えるデバイス。
【請求項９】
前記肢の動きに応じて、前記測定位置の高度の変化を測定するための手段と、
前記肢の上の前記測定位置からの前記動脈の拡張の第2の変化と、高度の前記変化の後の前記推定脈圧の予測される変化との間の増分感度を決定するための手段と、
拡張の変化と圧力との間の第2の関係を記述する別の数学的モデルを使用して、前記推定脈圧を決定するための手段であって、前記増分感度が前記別の数学的モデルに適用される手段と
をさらに備える、請求項8に記載のデバイス。
【請求項１０】
拡張の前記予測される変化が、第1の高度において最後に測定された生理学的パラメータ、および高度の前記変化に対応する静水圧変化に基づく、請求項9に記載のデバイス。
【請求項１１】
前記第1の脈拍数が一定であるかどうかを決定するための手段であって、前記推定脈圧が、前記第1の脈拍数が一定であると決定することに応答して決定される手段
をさらに備える、請求項8に記載のデバイス。
【請求項１２】
前記一連の脈拍の間、前記測定位置における前記動脈の圧力に干渉することなく、前記動脈の拡張の前記第1の変化を測定する手段が、前記被験者の拡張期圧よりも低い逆圧を、前記測定位置に、または前記測定位置の近くに加えることを含む、請求項8に記載のデバイス。
【請求項１３】
前記一連の脈拍の間、前記測定位置における前記動脈の前記動脈圧に干渉することなく、前記動脈の拡張の前記第1の変化を測定する手段が、前記測定位置に最も近い前記肢の上の皮膚の一部分に人為的な圧力を加えないことを含む、請求項8に記載のデバイス。
【請求項１４】
先行する一連の脈拍の間、前記測定位置における前記動脈圧に干渉することなく、前記肢の上の前記測定位置から、前記動脈の拡張の第2の変化を測定するための手段と、
拡張の前記第2の変化を使用して、第2の脈拍数および暫定血圧を決定するための手段とをさらに備え、前記絶対血圧を決定することが、前記第1の脈拍数が前記第2の脈拍数に等しいと決定することに応答する、
請求項8に記載のデバイス。
【請求項１５】
プロセッサに動作を実行させるように構成されたプロセッサ実行可能命令を記憶したプロセッサ可読記憶媒体であって、前記動作が、
被験者の肢の上の測定位置における動脈の拡張の第1の変化から、第1の脈拍数および推定脈圧を決定することであって、拡張の前記第1の変化が、一連の脈拍の間、前記測定位置における動脈圧に干渉することなく測定されることと、
拡張期段階の一部分の指数関数的減衰を表す指数関数的に減衰する関数を、前記拡張期段階に対応する前記推定脈圧のうちの選択したものに適合させる係数を、前記プロセッサによって決定することと、
前記測定位置における前記動脈の拡張の前記第1の変化と前記動脈の経壁圧との間の第1の関係を表現する選ばれた数学的モデルに前記係数を適用することによって、絶対血圧を前記プロセッサによって決定することと
を備える、プロセッサ可読記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願
本出願は、その各々の内容全体が参照により本明細書に組み込まれる、2014年5月19日に出願した「Method of Calibrating a Non-Interfering Continuous Blood Pressure Measurement Device」と題する米国仮出願第62/000,078号、2014年10月30日に出願した「Continuous Calibration of Non-Interfering Blood Pressure Device」と題する米国仮出願第62/072,568号、および2014年10月30日に出願した「A Method of Estimating the Transmural Pressure in an Artery of a Subject with a Non-Interfering Continuous Blood Pressure Measuring Device」と題する米国仮出願第62/072,601号の優先権の利益を主張するものである。
【背景技術】
【０００２】
心臓血管特性を測定するためのデバイスは、測定自体が被験者の状態に強く干渉し、それによって、誤った結果につながるという問題がある。特に、著しい生理学的影響を与えることがある現在のカフベースの方法に当てはまる。現在のカフベースの方法では、たいていの場合、上腕の中の腕動脈である動脈を完全にまたは少なくとも実質的にふさぐことによって、収縮期血圧が取得される。動脈をふさぐことは、脈圧伝搬および脈圧形状に影響を及ぼし、末梢系のみにおいて許容され得る。さらに、拡張期圧が、経壁圧(動脈の外側と内側との間の圧力差)が0に近いときに取得される測定から導出され、そのことは、それらの測定が通常から遠い条件の下で行われていることを暗示する。
【０００３】
さらに、血圧は、しばしば、経時的に相当な変動性を示す。したがって、血圧の日周変動または他の一時的な変動を識別することは、高血圧の適切な診断にとって極めて重要であり得る。近ごろ、歩行しながらの血圧測定を実行することは全体的なコスト効果が高いことも示されている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
したがって、通常の身体機能に干渉せず、または少なくとも測定されている動脈に摂動を加えない、かつ連続的に長期にわたって血圧を測定し得る、血圧を測定するためのデバイスを提供することが望ましい。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
様々な実施形態のシステム、方法、およびデバイスは、測定位置における動脈圧に干渉することなく、動脈からの血圧の測定を可能にする。様々な実施形態は、一連の脈拍の間、測定位置における動脈圧に干渉することなく、測定位置における動脈の拡張の第1の変化を、非干渉動脈測定センサーを使用して測定し得る。拡張の第1の変化から、第1の脈拍数および推定脈圧が決定され得る。拡張期段階の一部分の指数関数的減衰を表す指数関数的に減衰する関数を、拡張期段階に対応する推定脈圧のうちの選択したものに適合させる係数が決定され得る。測定位置における動脈の拡張の第1の変化と動脈の脈圧との間の第1の関係を表現する選ばれた数学的モデルに係数を適用することによって、絶対血圧が決定され得る。
【０００６】
本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成する添付図面は、特許請求の範囲の例示的な実施形態を示し、上記の一般的な説明および以下の発明を実施するための形態とともに、特許請求の範囲の特徴を説明するのに役立つ。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】様々な実施形態による、圧力対動脈断面積を比較する動脈にとっての応力ひずみ関係のグラフである。
【図２】様々な実施形態による、特定の要素を注記した、最初の脈拍および後続の脈拍の始まりの脈圧に対する、圧力対時間のグラフである。
【図３】様々な実施形態による、拡張期段階の指数関数的減衰を整合させる曲線に加えて、最初の脈拍の拡張期段階および後続の脈拍の始まりの脈圧に対する、圧力対時間のグラフである。
【図４】様々な実施形態による、被験者の肢の上に配置された、血圧を決定するためのデバイスの概略図である。
【図５】様々な実施形態による、拡張を検出するように動作する、肢の上の電極の構成の概略図である。
【図６】様々な実施形態による、コンピューティングデバイスとともに機能し被験者の指先の上に配置された、血圧を決定するためのデバイスの図である。
【図７】様々な実施形態による、コンピューティングデバイスの形態での制御ユニットの構成要素ブロック図である。
【図８】様々な実施形態による、血圧を測定するための一実施形態の方法を示すプロセスフロー図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
添付の図面を参照しながら、様々な実施形態が詳細に説明される。可能な場合はいつでも、同一または同様の部分を指すために、図面全体にわたって同じ参照番号が使用される。特定の例および実施態様に対してなされる参照は、説明の目的のためであり、特許請求の範囲を限定することを意図していない。
【０００９】
様々な実施形態は、基準デバイス(たとえば、膨張式カフ)を必要とすることなく被験者の肢の中の動脈から血圧を測定するための方法、システム、およびデバイスを含む。様々な具現方法は、一連の脈拍の間、測定位置における動脈の脈圧に干渉することなく、肢の上のある位置から動脈の拡張の変化を測定することを含み得る。様々な具現方法は、脈拍数および脈圧を拡張の変化から決定し得る。様々な具現方法はまた、血圧を正確に決定するために必要とされる、前に未知であった係数を、脈圧の拡張期段階の指数関数的減衰に適合する曲線によって決定し得る。加えて、センサー測定バイアスなどの他の未知パラメータが、静脈系の生理学的特性を利用することによって決定され得る。測定される位置における動脈の絶対血圧が、次いで、決定された係数および測定バイアスを、動脈の拡張の変化と脈圧との間の関係を表現する数学的モデルに適用することによって計算され得る。
【００１０】
様々な実施形態は、測定位置における動脈の拡張の変動に比例して変動する出力(たとえば、測定数量)を提供する血圧測定デバイスを含む。測定デバイスおよび/または動脈系の中の固有のバイアスのために、比例関係は、増分変化または変動を反映し得、測定数量としての絶対値を反映し得ない。このことに対処するために、様々な実施形態は、測定される脈圧の拡張期段階の指数関数的減衰に適合する曲線によって決定される係数の一部としてバイアスを決定する。決定された係数は、測定デバイスの感度および動脈の物理的特性を明らかにし得、したがって、測定数量をより正確な絶対圧力に変換するために使用され得る。
【００１１】
様々な実施形態は、血圧を間接的に計算するために、本明細書で開示する数学的関係を使用して、人間の身体の中のバイオメカニズムの理解に基づいて、動脈系の中の絶対血圧を決定する。同じ一般的な数学的関係が多くの患者のために使用され得るが、関係の特定のパラメータが患者ごとに固有であってもよい。したがって、様々な実施形態は、較正手順を通じて関係のパラメータを決定する。適切な較正を伴わないと、測定された動脈のパラメータと血圧との間の変換は信頼できない。
【００１２】
様々な実施形態は、経時的な動脈の弾性特性の変化を考慮に入れる、非干渉血圧測定デバイスを調整する(たとえば、較正のために)方法を提供する。様々な具現方法は、初期較正、連続較正、または両方の組合せを含み得る。様々な具現方法は、較正されていないモデルを用いて開始してよく、較正済みモデルに到達するようにモデルを経時的に適応させ得、較正済みモデルも被験者の動脈特性の変化に適応し得る。
【００１３】
本明細書で使用するとき、「脈圧」という用語は、被験者の心臓に近い動脈系の中の圧力を指す。この値は、一般に、被験者の身体の末梢領域における静水圧の局所的な変化によって影響を及ぼされない。
【００１４】
本明細書で使用するとき、「経壁圧」という用語は、特定の動脈の特定の位置における、動脈の内側の圧力と動脈のすぐ外側の圧力との間の圧力差を指す。経壁圧は、特定の位置の高さに起因する静水圧に依存する。たとえば、測定デバイスが被験者の手首に取り付けられている場合、手首を上下に動かすことは、測定位置において測定される経壁圧の著しい変化を引き起こし、その一方で、脈圧は、ゆっくりした手首の上下の動きによって比較的影響を及ぼされない。加えて、外部的に加えられた逆圧(たとえば、膨張式カフからの内向きの圧力)がなければ、経壁圧は、血圧にほぼ等しいものと推量され得る。
【００１５】
「絶対動脈圧」という用語は、特定の位置および特定の時間における動脈の実際の圧力を定義するために本明細書で使用される。たいていの場合、著しい外圧が動脈に加えられない(すなわち、大気圧だけが加えられる)場合、絶対動脈圧は同じ位置における経壁圧に極めて近い。
【００１６】
「血圧」という用語は、被験者の動脈系の中の圧力を指すための一般的な用語として本明細書で使用される。本明細書のために、経壁圧、脈圧、および絶対動脈圧は、すべて「血圧」と見なされる。たとえば、特定の位置における経壁圧を測定するデバイス、および脈圧を測定するデバイスは、血圧を測定するために使用され得る。
【００１７】
本明細書で使用されるとき、「一定の脈拍数」という表現は、いくつかの心拍の期間にわたって著しく変化しない脈拍数を指す。この点で、心拍間の変動は、50%と同じ大きさであってよく、やはり一定の脈拍数と見なされてよい。したがって、所定の時間にわたる脈拍数の平均が使用され得る。たとえば、30〜60秒にわたって測定される脈拍数は、その期間にわたる変動が10%未満の場合に一定と見なされてよい。代替として、5%、2%、または1%などの、変動の上限が使用されてもよい。さらなる代替として、たとえば、1分にわたる、所定の時間にわたる移動平均が使用されてもよい。またさらなる代替として、所定の時間での脈拍数の移動平均の変化の最大量における極限が使用されてもよい。このことは、脈拍数の移動平均の導関数/勾配に関係し得る。
【００１８】
本明細書で使用されるとき、「非干渉」という表現は、通常の身体機能に干渉しないか、または少なくとも測定されている動脈に摂動を加えないデバイスを指す。連続測定デバイスは、より長期にわたって血圧読取りが行われ得るように、長期にわたって(たとえば、1〜24時間にわたって)使用され得る。より長期にわたって圧力が監視されるとき、被験者についての重要な情報を提供し得る経時的な圧力の変化が見られる。いくつかの非限定的なセンサーの例は、超音波センサー、バイオインピーダンスセンサー、およびフォトプレチスモグラフィセンサーである。
【００１９】
本明細書で使用するとき、「測定デバイス」という用語は、バイオメトリックの測定を行うために被験者に取り付けられた物理的装置を指す。対照的に、「センサー」という用語は、概して、物理的な刺激(熱、光、音、圧力、磁気、または特定の動きのような)に反応し、得られたインパルス(測定、または制御装置を動作させることに関する)を送信するデバイスを指す。センサーは、身体の器官または一部分などの中の位置、サイズ、および/または組成の変化を測定し得る。加えて、「動脈測定センサー」という用語は、より詳細には、動脈の血流および/または断面積の変動などの、被験者の動脈の物理的特性の実際の測定を直接実行する、測定デバイスの構成要素を指す。たとえば、測定デバイスは、1つもしくは複数の動脈測定センサー、ならびに動脈測定センサーからの信号を処理し、かつ/または外部の機器と通信するための電子処理デバイスを含み得る。
【００２０】
セルラー電話、スマートフォン、ウェブパッド、タブレットコンピュータ、インターネット対応セルラー電話、Wi-Fi対応電子デバイス、ラップトップコンピュータ、専用ヘルスケア電子デバイス、パーソナルコンピュータ、ならびに無視できる干渉および無視できる知覚の構成または形態の血圧測定デバイス(たとえば、装着型パッチ、ブレスレット、アンクレット、時計など)などの、少なくともプロセッサを装備するとともに本明細書で説明する血圧測定デバイスと通信するように構成された類似の電子デバイスのうちの任意のものまたは全部を指すために、「コンピューティングデバイス」という用語が本明細書で使用される。
【００２１】
「例示的」という言葉は、「例、事例、または例示として役立つ」ことを意味するように本明細書では使用される。本明細書で「例示的」として説明するいかなる実装形態も、必ずしも他の実装形態にまさって好ましいか、または有利であると解釈されるべきではない。
【００２２】
本明細書で使用するとき、行われる測定に関する「繰り返し」という用語は、測定の間に一定の期間を伴って周期的に行われる複数の測定を指すことがある。代替として、1つまたは複数の非周期的な間隔が、測定の間に使用されてもよい。
【００２３】
動脈壁の応力ひずみ特性は、極めて非線形であり得る。低圧において、動脈血管は極めて弾力があり、エラスチン繊維によって支配される。より高圧において、動脈血管はより堅く見え、コラーゲン繊維によって支配される。動脈の極めて粗い分類は筋性または弾性であるが、ほとんどの動脈はそれらの組合せであり得る。中枢系の中のより大きい動脈は圧倒的に弾性であり、その一方で、末梢系の中の動脈は圧倒的に筋性である。末梢動脈は、概して、中枢系の中の動脈よりも細くかつ堅く、弾性特性は、中枢動脈の中よりも平滑筋により依存する。これらの平滑筋は、らせんパターンで構成され、おそらく、圧力上昇時の動脈膨張が半径方向で圧倒的であり長手方向で無視できるように構成される。動脈壁は、概して、周辺組織よりもはるかに堅い。このようにして、動脈のちょうど外側の圧力は、外圧が加えられない場合、肢の外側の圧力と本質的に同じである。
【００２４】
加えて、具体的には、動脈の筋肉の張力が人の状態に従って通常は経時的に変化するので、動脈の弾性特性は経時的に変動し得る。さらに、いくつかの物質が、動脈の筋肉の張力に影響を及ぼすことがある。たとえば、ニトログリセリンは、平滑筋を弛緩させ、一般に、その中の剛性を低減させ、動脈の圧力が一定のままであるか、または減少するときでさえ、動脈を直径において膨張させ得る。
【００２５】
いくつかの現代の血圧測定デバイスは、心拍と同時に起こる動脈の直径の膨張または変化の尺度である、動脈の拡張を測定する。拡張の尺度を絶対血圧に正確に変換することは、動脈のいくつかの特性の知識を必要とする。詳細には、拡張のような寸法特性を血圧の尺度に変換するために、通常は、少なくとも動脈の剛性または弾力性を知ることが必要である。しかしながら、従来の技法を使用してそのような動脈特性を推定および/または決定することは簡単ではない。加えて、従来の技法は、一般に、測定されている動脈に干渉する(すなわち、摂動を加える)。
【００２６】
動脈特性がとても頻繁に変化するので、非干渉連続血圧測定デバイスを提供することにおける以前の試みは、較正問題があった。間違った較正を用いると、動脈の断面積のような寸法特性からの圧力の決定が不正確となる場合がある。経時的な動脈特性の変動を認識するいくつかの解決策が、規則的な間隔における再較正を提案する。しかしながら、そのような再較正は被験者にとって不便であり、被験者が休息しリラックスしている間に積極的に再較正に関与することを必要とする。
【００２７】
様々な実施形態によって対処される技術的問題は、経時的な動脈特性の変動を考慮に入れ、また動脈寸法を測定するために使用されるデバイスに由来する測定バイアスを明らかにしながら、動脈寸法の非干渉測定から血圧を決定するために使用されるパラメータをどのように調整するかということである。
【００２８】
図1は、動脈の応力ひずみ関係を表す指数曲線10(たとえば、式(1)による)を含む、動脈に対する応力ひずみ関係のグラフである。指数曲線10は、水平軸における動脈の断面積(mm2単位)対垂直軸における経壁圧(mmHg単位)のグラフである。式(1)は、生きている人間または動物などの被験者の動脈の中に存在する、動脈の断面積と典型的な圧力範囲との間の関係を表現する数学的モデルである。代替として、動脈の応力ひずみ関係を近似するために他の関数が使用されてもよい。通常動作部分15(指数曲線10の極太部分によって示される)は、収縮期圧SBPにより上端において、また拡張期圧DBPにより下端において定義される。収縮期圧と拡張期圧(すなわち、それぞれ、脈拍における最大圧力と最小圧力)との間の差は、脈圧δPを反映する。さらに、通常動作部分15の右端は、収縮期圧SBPに対応する動脈の最大断面積を表し、曲線の通常動作部分15の左端は、拡張期圧DBPに対応する動脈の最小断面積を表す。最大圧力と最小圧力との間の差は、動脈の拡張δAを反映する。図1における垂直の点線は平均動脈断面積<A>を表し、水平の点線は平均動脈圧(MAP)を反映する。
【００２９】
応力ひずみ関係のモデリング
指数関数的な数学的モデルは、概して、末梢動脈のような広い領域における応力ひずみ関係を表現し得る。他の応力ひずみ関係が代替として使用され得るが(たとえば、双線形)、圧力と動脈管腔との間の関係は、一般に、単調関係、すなわち、圧力の増大は必然的に動脈の断面積の増大が伴うものとしてモデリングされ得る。
【００３０】
このようにして、正の経壁圧は、一般に、以下の指数関数的関係によって表され得る。
【００３１】
【数１】
0006494663.tif 000002
【００３２】
ただし、PoおよびAoは測定される動脈に依存するパラメータであり、Pは経壁圧であり、Aは特定の測定位置における動脈の断面積である。動脈の多くの特性が経時的に変化するので、パラメータPoおよびAoは、特定の時点において測定される動脈の特定の特性(たとえば、弾力性)を反映する。式(1)は、断面積Aが動脈パラメータA0(A≧A0)よりも大きい状況に限定されてよい。加えて、式(1)は、極めて高い経壁圧(たとえば、>200mmHg)または極めて低い(たとえば、<20mmHg)もしくは負の経壁圧にとって有効でない場合がある。しかしながら、生きている人間の中で遭遇する圧力の領域に対して、式(1)は応力ひずみ関係の良好な表現であり得る。
【００３３】
動脈壁の特性が、一般に、経時的に変化することを考察すると、それらの動脈壁の応力ひずみ関係も時間的な変化に遭遇することがある。様々な具現測定デバイスが応力ひずみ関係を使用して、測定された断面積を血圧に関連付け得るので(たとえば、式(1))、応力ひずみ関係におけるパラメータは、そのような経時的な変化を少なくとも増分的に反映するように調整され得る。応力ひずみ関係を調整しないと、圧力の計算は信頼できない場合がある。
【００３４】
末梢動脈からの測定値を血圧の値に変換しようと試みるとき、多くの未知変数が決定される必要がある。式(1)におけるパラメータPoおよびAoは、それらの未知変数を考慮に入れ得るが、それら自体、常に知られているとは限らず、または容易に決定されない。様々な実施形態は、未知パラメータの数を削減し、絶対動脈圧に干渉することなく血圧を測定するための方法を与えるために、動脈寸法から血圧を決定するために使用される応力ひずみ関係を操作し、いくつかの解剖学的な現象を利用する。このようにして、様々な実施形態は、動脈の応力ひずみ関係が経時的にどのように変化するのかに関する前提を利用する。
【００３５】
様々な実施形態は、血圧の対応する変化なしに動脈の物理的特性の変化が観測され得るいくつかの状況を利用することによって、動脈の応力ひずみ関係を表現するために使用される数学的モデルを適応させる。これらの状況は、血圧が一定のときに起こる動脈の特性の変化から得られ得る。しかしながら、血圧を直接測定することができないと(すなわち、非干渉血圧測定デバイスを使用すること)、圧力に反映し血圧が一定であるときを示す別のインジケータが使用され得る。
【００３６】
式(1)が末梢動脈における応力ひずみ関係を表現するために使用されることを考察すると、式(1)の勾配は、応力ひずみ関係の経時的な変化を表現し得る。式(1)に対する勾配は、経壁圧の導関数dPを断面積の導関数dAで除算することによって表現され得、それは次のように表現され得る。
【００３７】
【数２】
0006494663.tif 000003
【００３８】
0を下回る断面積Aの値にとって式(1)が適切でない場合があるが、0における、または0をわずかに上回る値は、極めて低い圧力における勾配を表し得る。式(2)の初期勾配は、0をわずかに上回るか、またはほとんどゼロ(A≒0)である動脈の断面積Aをそのように含み得る。このようにして、式(2)の初期勾配は、パラメータPoとAoとの比(たとえば、P0/A0)を反映し得る。式(2)の初期勾配は、動脈のエラスチンの弾性特性を考慮に入れ得る。動脈の小さい膨張において、平滑筋はまだ活動化されておらず、動脈の弾性特性は、概して、エラスチンによって制御される。エラスチンの特性は、長期(すなわち、数年)にわたって変化し得るが、短期にわたって一定であるものと推量され得る。この前提は、特に、血圧を測定/監視することに関係するタイムスパン(すなわち、24時間未満)に適用可能であり得る。対照的に、平滑筋は、それらの特性を1分未満で変化させ得る。したがって、1つのパラメータがエラスチンに関連付けられ、1つのパラメータが平滑筋に関連付けられるように、動脈特性を表現するために使用される数学的モデルを書き直すことが有利であり得る。
【００３９】
様々な実施形態は、未知パラメータP0/A0の比が一定であることを前提とし、これにより、未知パラメータの比が定数Cと置き換えられることが可能になる。式(1)は、次いで、次のように、定数Cを含むように書き直され得る。
【００４０】
【数３】
0006494663.tif 000004
【００４１】
式(1)において、両方のパラメータが経時的に変化する場合、パラメータP0とA0の両方が決定される必要がある。しかしながら、パラメータの比が一定である状況を認識することによって、式(3)は、経壁圧Pが断面積Aおよび動脈パラメータA0のみの関数として表現され得ることを示す。このようにして、経壁圧Pの決定への調整は、経時的な数学的モデルにおいて2つではなく1つのパラメータの調整しか要求し得ない。
【００４２】
式(3)の逆数は、次のように断面積Aを圧力の関数として表現する。
【００４３】
【数４】
0006494663.tif 000005
【００４４】
式(4)のグラジエントは次のように表現され得る。
【００４５】
【数５】
0006494663.tif 000006
【００４６】
平均脈圧の間、グラジエントへの近似は、次のように拡張を脈圧で除算することによって表現され得る。
【００４７】
【数６】
0006494663.tif 000007
【００４８】
ただし、<P>はいくつかの脈拍にわたる平均動脈圧の平均である。本明細書で使用されるような「平均動脈圧」は、単一の脈拍の中の平均動脈圧を指す。
【００４９】
前値条件
原理上は、定数Cを除いて式(6)におけるすべての要素は時間の関数である。しかしながら、平均脈拍数が変化しない状況では、平均動脈圧<P>と脈圧δPの両方が同様に変化しないものと仮定され得る。したがって、様々な実施形態では、現在の圧力値を使用するのではなく、前の決定からの圧力値が使用されてよい。しかしながら、動脈パラメータA0が前値から変化している場合があるので、拡張δAも変化していることがある。したがって、動脈パラメータA0のインスタンスに対して式(6)を解くと、
【００５０】
【数７】
0006494663.tif 000008
【００５１】
をもたらし、ただし、現在値下付き文字iは現在値に対応する項を示し、前値下付き文字i-1は前の観測からの値に対応する項を示す。式(1)から、脈圧は次のように表現され得る。
【００５２】
【数８】
0006494663.tif 000009
【００５３】
加えて、Aとしてのいかなる値に対する指数部も1よりも大きく、通常はずっと大きいので、定数Cによって乗算された拡張δA(すなわち、CδA)は、弾性特性が平滑筋によって支配される動脈に対する脈圧δPよりも大幅に小さいものと仮定され得る。したがって、応力ひずみ関係が式(1)によって都合よく表現されない場合がある状況において、そのような大幅に小さい項を分母において無視することは、式(7)が正確な近似であり得ることを裏付ける。
【００５４】
瞬時動脈パラメータA0,1によって特徴付けられる応力ひずみ関係における変動の推定は、誘導システムおよび制御システムにおいて使用されるようなカルマンフィルタなどの予測フィルタまたは観測器を適用することによって改善され得る。
【００５５】
繰越条件
様々な実施形態は、最初の経壁圧が条件の特定のセットの下で知られている場合、条件は変化することがあるが、その後の経壁圧が、条件のその特定のセットが再び観測されるときに最初の経壁圧に等しくなり得ることを前提とする。したがって、被験者の休息中の心拍数が知られると、休息中の同じ心拍数が観測されるたびに、経壁圧は再び特定の同じ値になるはずである。心拍数が変化するとすぐに、経壁圧の値は、もはや同じであると想定され得ない。しかしながら、被験者の心拍数が被験者の休息中の心拍数に戻ると、経壁圧は、前に計算された経壁圧に等しいと再び推量され得る。このようにして、圧力または他のパラメータの決定は繰り越すことができる。
【００５６】
圧力または他のパラメータの繰越値は、較正手順にとって有用であり得る。たとえば、時間0において、毎分70拍としての心拍数を測定する較正手順が実行されてよい。較正手順に基づいて、較正圧力PCおよび較正脈圧δPCが決定され得る。その後、たとえ被験者の心拍数が少しの間、毎分90拍まで上がることがあっても、毎分70拍としての一定の脈拍数が再び観測されると、較正圧力PCおよび較正脈圧δPCが使用され得る。このようにして、較正値は繰り越されてよく、式(7)における「前値」と同様に使用され得る。したがって、式(7)における前値項(すなわち、下付き文字i-1を伴う)は、次のように較正値と置き換えられ得る。
【００５７】
【数９】
0006494663.tif 000010
【００５８】
前値または繰越値を使用することは、一定の較正心拍数が測定されるときに役立つことがある。しかしながら、較正心拍数と異なる一定の心拍数が測定されるとき、動脈の応力ひずみ関係を表現するために使用される数学的モデルは調整する必要があり得る。
【００５９】
静水圧調整
静水圧の変化の影響は、測定位置の高さの知られている変化から、容易に決定され得る。知られている距離だけ測定位置の高度が変化するとき、静水圧の現在値は測定位置における前値から変化している。したがって、様々な実施形態は、脈拍数が一定である場合に血圧も一定のままであることを前提とし、そのことは、高さ変化の結果としての測定部位における血圧の任意の変化が、主に静水圧変化に関連付けられ得ることを暗示する。したがって、静水圧の変化に対する調整は、次のように平均動脈圧の平均の表現の中に組み込まれてよい。
<Pi>=<Pi-1>+ΔPH=<Pi-1>+ρgΔh (10)
ただし、ΔPHは静水圧変化であり、ρは流体の密度(すなわち、血液密度)であり、gは重力加速度(すなわち、9.8m/s2)であり、Δhは高度の変化に対応する距離(すなわち、高さ変化)である。
【００６０】
高さ変化Δhに起因して予期される静水圧変化が、測定された圧力変化と同一である場合、応力ひずみ関係を定義するパラメータに変更が加えられる必要はない。しかしながら、予期される圧力変化と測定された圧力変化との間の変動は、式(5)におけるグラジエントを定義する動脈パラメータA0などの、応力ひずみ関係のパラメータの増分調整値を決定するために使用され得る。したがって、静水圧の変化は、動脈の応力ひずみ関係を表現するために使用される数学的モデルのパラメータを調整するために使用され得る。数学的モデルのそのような静水圧調整は、脈拍数における不連続性が観測された後、ただし脈拍数が再び一定になった後のみ実行されてよい。
【００６１】
代替として、静水圧調整は、測定位置における動脈の断面積の、静水圧変化に起因して予期される変化を、断面積において測定される実際の変化と比較することによって実行されてもよい。式(4)の応力ひずみ関係を使用すると、予期される圧力は、予期される断面積の値を求めるために使用され得る。したがって、応力ひずみ関係から導出された予期される断面積が、測定された断面積と異なる場合、動脈パラメータA0はそれに応じて調整されてよい。
【００６２】
動脈パラメータA0の実際の調整は、様々な知られている技法に従って実行され得る。たとえば、予期される信号と測定された信号との間の誤差が動脈パラメータA0を変更するために使用されるとき、制御理論ベースの技法が使用され得る。
【００６３】
増分感度調整
様々な実施形態は、測定デバイスの出力Xが測定バイアスを含んでいる場合があることを認識する。たとえば、血圧測定デバイスは、血圧測定デバイスの動脈測定センサーの近傍に構成されている動脈の、断面積Aなどの生理学的パラメータと単調に関係する数量を測定するように較正されてよい。測定される断面積Aは、概して、出力Xの関数としてモデリングされ得るが(すなわち、A=f(X))、測定バイアスのようないくつかの未知パラメータを含むことがある。加えて、圧力Pを断面積Aの関数として表現する応力ひずみ関係を使用すると(たとえば、式(1))、圧力Pも出力Xの関数(すなわち、P=f(X))として直接推定され得る。しかしながら、測定バイアスは未知パラメータのままである。この未知パラメータの変化を決定するために、様々な実施形態は、一定の心拍数などの条件を活用し得る。静水圧調整に関して上述したように、様々な実施形態は、測定バイアスの変化(すなわち、増分感度)を明らかにし得る調整値を決定するために、静水圧の知られている影響を活用する。
【００６４】
測定デバイスの出力Xは、出力変化ΔXを含み得、出力変化ΔXは、測定位置の高さ変化Δhなどの条件の変化と一緒に観測され得る。測定バイアスは測定位置の動きとともに変化する場合があるが、測定バイアス変化が直ちに起こらない場合がある。むしろ、様々な実施形態は、測定バイアス変化が比較的緩やかに(たとえば、被験者の静脈の特性の比較的緩やかな変動に由来し得る、少なくとも数分としての時間スケールで)起こることを前提とする。したがって、脈拍数が一定である期間中に出力変化ΔXおよび高度変化Δhが起こるとき(極めて短期の心拍数変動性を無視して)、予期される変化からの偏差は増分感度kに起因し得る。このようにして、増分感度kは、応力ひずみ曲線上の所与の点における増分変動を反映し、圧力の増分変化を増分出力変化に関連付ける。したがって、静水圧変化ΔPHの増分値対出力変化ΔXの間の線形関係は、次のように表現され得る。
ΔPH=k(ΔX) (11)
【００６５】
したがって、様々な実施形態は、静水圧変化の影響を活用することによって、増分感度kを決定し得る。増分感度kを決定することにより、たとえ初期較正条件などから条件が変化しても、拡張測定値の推定脈圧への変換が可能になる。
【００６６】
拡張期の指数関数的減衰への適合
静水圧変化を一定の心拍数の期間中に強いることは、増分感度k(一定であると仮定される)を決定するのに有用であり得、出力Xを推定脈圧に変換するために使用され得る。しかしながら、増分感度kを知ることだけでは、絶対動脈圧または平均動脈圧の直接の決定をもたらさない。したがって、考えられる付加測定バイアスに対する補正値を取得するために、拡張期段階中の動脈圧の指数関数的減衰が活用され得る。
【００６７】
図2は、経時的な(すなわち、水平軸、秒/100単位で測定されている)圧力の変化を示す脈圧20(すなわち、垂直軸、mmHg単位で測定されている)のグラフである。圧力脈拍は、左心室の各収縮の後に発生し、3つの部分を有するものと見なされる。第1の部分S1は、収縮期段階と呼ばれ、心臓からの駆出の結果として圧力の即時の上昇を反映する。
【００６８】
第2の部分D1は、拡張期段階と呼ばれ、収縮期段階の後の圧力の降下を反映する。拡張期段階は、概して、指数関数的に減衰する圧力によって特徴付けられる。指数関数的減衰は、漸近的に静脈圧に接近するが、次の脈拍の収縮期段階S2を始める後続の脈拍の発生時に、そうする前に方向転換される。指数関数的減衰は、高い流体流れ低効率を有する毛管網状組織を通って静脈と接続されている動脈系によって引き起こされ得、静脈は動脈よりもはるかに弾力がある。したがって、静脈系は、本質的に、動脈系の静電容量よりもはるかに大きい静電容量を有するキャパシタのように機能する。減衰の時定数が動脈系を通る脈拍伝搬時間よりもはるかに大きいことがあるので、伝搬効果は、減衰にとって微々たる役割しか果たさないことがある。
【００６９】
脈圧20はまた、分岐または直径変化などの動脈系における不連続性に起因する、第3の部分と見なされる反射Rを含む。
【００７０】
図3は、拡張期段階、およびその後の収縮期段階の一部の間の、経時的な(すなわち、水平軸、秒/100単位で測定されている)圧力の変化を示す別の脈圧21(すなわち、垂直軸、mmHg単位で測定されている)のグラフである。減衰する指数関数PEDf(t)が脈圧21に重ね合わされ、拡張期段階の間の、かつ拡張期段階をはるかに超えて延ばされる、脈圧21の指数関数的減衰を表現する。指数関数的に減衰する圧力PEDの外挿(すなわち、脈圧の拡張期部分の間の圧力)が、以下のように経時的に表現され得る。
【００７１】
【数１０】
0006494663.tif 000011
【００７２】
ただし、aは拡張期段階の拡張振幅を表し、tはある長さの時間を表し、t0は減衰の時定数を表す。減衰の時定数t0は、静脈の容量に関連する、動脈を静脈に接続する毛管網状組織の抵抗を反映し得る。式(12)はまた、下にある静脈圧力の寄与を表す漸近値bを含む。
【００７３】
様々な実施形態は、脈拍の拡張期段階に対応する測定値に適用される増分感度kを使用して、指数関数的に減衰する圧力の推定値PEDを決定する。この点について、拡張期段階に対応しない(たとえば、収縮期段階)推定脈圧に考察が与えられる必要はない。指数関数的に減衰する推定圧力PEDのグラフは、式(12)の指数関数的減衰関数を、指数関数的に減衰する推定圧力PEDに適合させる係数を決定するために使用され得る。拡張振幅が増分感度kと一緒に決定され得ると仮定し、静脈圧が極めて低くなり得ることを考察すると、決定される係数は、式(12)における漸近値bを実質的に表す加法的(または、減法的)な値であり得る。ほとんどの測定方式に固有のバイアスに起因して、決定される係数は静脈圧と極めて異なる場合があり、そのうちの多くは比較的大きい場合がある。それにもかかわらず、下にある静脈圧の値は、曲線適合から決定された漸近値bからその値を減算することによって係数を決定する際に使用され得る。したがって、決定された漸近値bから静脈圧を引くと、絶対動脈圧を決定するために別のやり方で推定される脈圧の値に適用される係数に等しくなり得る。
【００７４】
このようにして、様々な実施形態は、指数関数的に減衰する関数PEDf(t)を、拡張期段階に対応する脈圧推定に適合させる。適合手順は、最小2乗手順であってよく、または予期される漸近値が加算されたデータ値の対数に直線を適合させることに基づいてよく、他のよく知られている曲線適合方法が使用されてもよい。拡張期は、測定された脈拍波形の時間に関する二次導関数が正である、脈拍の最初のくぼみの後の時間インスタンスにおいて始まり、後続の脈拍の開始において終わるものとして定義され得る。
【００７５】
拡張期、収縮期、および平均動脈圧
様々な実施形態では、式(12)の拡張振幅aおよび漸近限界bは、増分測定変動を圧力変動に関連付ける増分感度kとの乗算によって、圧力パラメータに変換され得る。様々な実施形態では、拡張期血圧(DBP)は、拡張期の終わり(図2および図3を参照)における式(12)の評価、すなわち、増分感度kと乗算し、静脈圧を加算することによって推定されてよく、静脈圧は、2mmHgとしての不確実性を伴って4mmHgと仮定され得る。拡張期血圧推定は、個々の脈拍に対して実行されてよく、いくつかの脈拍の値を平均する。脈拍の数は1〜60またはそれよりも多くてよい。一般に、短期変動が最小限に抑えられ得るとともに動脈特性が60個の脈拍の期間にわたって概して一定であり得るので、60個の脈拍が使用されてよい。拡張期血圧推定はまた、条件付き平均によって取得された脈拍から取得されてもよい。同様にして、上記で説明したように平均することで、推定脈圧δPが式(1)から直接取得され得る。
【００７６】
様々な実施形態は、収縮期圧(SBP)、拡張期血圧(DBP)、および脈圧δPの間の関係を、次のように適用する。
SBP=DBP+δP (13)
【００７７】
様々な実施形態は、増分感度k、および拡張期の指数関数的減衰に適合させることによって決定された係数を用いて変倍された、収縮期の始まりから拡張期の終わりまでの脈拍の平均を見つけることによって、平均動脈圧(MAP)を決定する。代替として、以下に従って近似が使用されてもよい。
【００７８】
【数１１】
0006494663.tif 000012
【００７９】
様々な実施形態では、式(11)によって定義されるような、測定される信号との圧力の関係を特徴付けるパラメータは、いくつかの高度において記録されているような平均測定信号に基づいて決定され得る。平均測定信号は、少なくとも1つの脈拍の長さに等しくてよい時間にわたる平均信号の表現であり得る。少なくとも1つの呼吸期間に等しい時間にわたる平均信号のようなより長い時間は、一般に呼吸によって引き起こされる血圧の変化を除去することがある。平均時間にとっての上限は、その中で脈圧が一定のままであるか、または動きアーティファクトによって擾乱される時間であり得る。この時間は、脈拍数の変動性から推測され得る。
【００８０】
様々な実施形態では、心臓レベルに対する静水圧を表すデータおよび動脈測定センサーの平均出力のセットが、いくつかの異なる高度に対して記録されてよく、インデックスiが特定の高度を示すものとしてデータセット{PHi,Xi}を与える。データセット{PHi,Xi}は、式(11)によって表現される増分感度kを決定するために使用されてよく、心臓の高度と同一の高度において、絶対動脈圧Pが静水圧PHにMAPを加えたものに等しくなり得ることに留意されたい。このようにして、脈圧δPは、測定数量Xの出力変化ΔXを測定することによって決定されてよく、式(11)を使用して絶対動脈圧に変換され得る。
【００８１】
測定セッションが24時間以上継続することがあるので、被験者への連続的な測定指示は、測定セッションの初期化のみにおいて実現可能であり得る。較正を更新することが測定セッションの間に必要とされる場合があり、そのことは、拡張信号、脈拍数、および測定位置の高度を連続的に測定することによって実現され得る。一定の脈拍数とともに高度が変化し、それに応じて計算された圧力の変化が、実際に測定された拡張に関連する圧力値などのしきい値から離れていると決定することに応答して、更新較正条件が決定されてよく、デバイスが較正モードに入ってよい。
【００８２】
非干渉血圧測定デバイス
様々な実施形態は、非干渉血圧測定デバイスを含む。上述のように、断面積Aなどの動脈の物理的特性は、動脈測定センサーを用いて測定され得る。そのような測定値は、動脈特性の変化を測定するために使用され得る。したがって、脈拍にわたる動脈断面積の変化は、動脈の拡張を表し、脈拍にわたる最大断面積と最小断面積との間の差によって定量化され得る。
【００８３】
図4は、様々な実施形態による、被験者5の肢の中の動脈9から血圧を測定するように構成されたデバイス100を示す。デバイス100は、測定されている被験者5上の特定の位置(すなわち、被験者の身体の選択部分)において配置されてよい。たとえば、デバイス100は、互いに分離された個々のパッチ(それぞれ1つまたは複数のセンサーを含む)のセットを含み得る。代替として、デバイス100は、部分的または完全に被験者5の肢に巻きつく、より多くの単位構造を含んでもよい。測定デバイスは、電子ユニット用の電極および「ポケット」を有するパッチを組み込むゴムバンドとして形成され得る。そのようなゴムバンドは、下にある動脈に摂動が加えられないことを確実にするために、比較的低いレベルの逆圧(すなわち、皮膚の表面から内側に)を保証するようにサイズ決定され得る。
【００８４】
デバイス100は、電極111、112、121、122のセットなどのセンサー、および1つまたは複数の高度センサー130を含み得る。電極111、112、121、122のセットは、生体電気インピーダンス、およびデータを処理するために電極に結合された制御ユニット200を使用して、1つまたは複数のパラメータを測定するために使用され得る。電極の第1のセットは、第1の内側検出電極111および第1の外側励振電極112を含み得る。同様に、電極の第2のセットは、第2の内側検出電極121および第2の外側励振電極122を含む。電極111、112、121、122は、被験者5の肢の皮膚の一部分の上に位置決めされ得る。2つの外側励振電極112、122の第2のセットは、肢の中で動脈9が埋め込まれている深さdよりもいくらか大きい電極の間に、外側の分離距離S1を伴って配置されてよい。手首において、深さdは1cm未満であってよいが、分離は大幅に大きくてよく、肢の長さのみによって制限され得る。2つの内側検出電極111、121の第1のセットは、外側の分離距離S1よりも短い内側の分離距離S2を伴って配置されてよく、2つの外側励振電極112、122の間に配設されてよい。内側の分離距離S2は、動脈の深さdにほぼ等しくてよく、またはそれよりも大きくてよい。手首において、内側の分離距離S2は、5mm〜数センチメートルであってよい。たとえば、内側の分離距離S2は約2.5cmであってよく、外側の分離距離S1は約5cmであってよい。測定は、手首内の橈骨動脈または尺骨動脈の上で実行されてよい。
【００８５】
様々な実施形態では、高度センサー130が、測定位置の高度の測定値に連続的に変換され得る出力を提供し得る。たとえば、高度センサー130は、加速度計などの3D慣性センサーであってよく、加速度計出力の積分から高度変化が推測され得る。高度センサーの他の例は、気圧計、磁気近距離場デバイス、または測定位置の高度もしくは高度の変化を測定するように構成された任意の他のタイプのセンサーを含み得る。
【００８６】
瞬間の高度または高度の変化が、デバイス上の加速度計によって提供されるか、または測定位置に置かれるような、加速度信号を二重積分することによって取得され得る。高度に対する動的な範囲の中間辺りの測定部位の位置に対して、水平レベルがより高い尤度を示すので、デバイスまたは測定位置に取り付けられた角度センサーによって提供されるレベル信号によって、高度または高度の変化の推定値がさらに検証され得る。垂直位置は、高度の極限のうちの1つにあることに対して高い尤度を含む。
【００８７】
様々な実施形態では、静水圧の変動(たとえば、60cmとしての高度差は47mmHgの圧力変化に相当し、心臓レベルの平均動脈圧は100mmHg辺りであり得る)は、位置変化を検出するために統合された測定を伴う3D加速度計、測定位置の高度を出力するように構成された高分解能気圧計などの、高度センサー130からの出力とともに連続的に監視され得る。被験者の脈拍数が一定であるとき、「駆動脈圧」は変化しないものと仮定されてよく、脈圧は一定であるものと仮定されてよく、したがって、測定位置の高度の変化に起因する静水圧の変化によって圧力変化だけが引き起こされ得る。圧力の変化の唯一の原因が静水圧の変化であるというこの推量は、増分変化に対して、血圧を決定すること、ならびに血圧測定デバイスの較正を可能にし得る。
【００８８】
様々な実施形態では、デバイス100は、電極111、112、121、122、および/または高度センサー130からの出力を登録および/または処理し得る制御ユニット200を含み得る。センサー測定からの値は、メモリ202に記憶され得る。制御ユニット200は、電極111、112、121、122のタイミングおよび/または出力レベルを調整および/または制御し得る。制御ユニット200は、血圧測定に関する中間的および/または最終的な計算および決定を行うように構成された1つまたは複数のプロセッサ201を含み得る。制御ユニット200が単一のユニットとして示されるが、複数の制御ユニットが設けられてもよい。接続251、252が有線接続として示されるが、制御ユニット200が、1つまたは複数のワイヤレストランシーバおよびアンテナなどを使用する1つまたは複数のワイヤレス接続を含んでもよい。
【００８９】
図5は、図4に示すデバイス100の電極構成の機能の概略図である。いくつかの実施形態では、電流発生器125は、特定の周波数において振動する電流を生成し得る。電流発生器125は、被験者(図示せず)の近くか、または制御ユニット(たとえば、図4における200)の内部に位置してよい。電流発生器125からの電流は、2つの外側励振電極112、122の第2のセットを通って被験者5の肢の中へ導かれ得、励振信号123を供給する。電流発生器125からの電流は、10kHz〜10MHzとしての範囲の中の、またはそれより高い周波数であってよい。電流の大きさは、たとえば、0.1mA〜2mAとしての範囲の中にあってよい。様々な実施形態では、2つの外側励振電極112、122は、下にある動脈の精密な位置を知ることなく、下にある動脈を覆う配置を確実にするようにサイズ決定されてよく、1つの側部または別の側部に対して横方向に配置されてよい。電流発生器125からの振動電流は、本質的に皮膚表面7に垂直に生じる励振信号123(すなわち、励振磁力線)を生成し得る。励振信号123が皮膚表面7から離れて延びるにつれて、皮膚および皮下脂肪が低い導電率を有し血液がより高い導電率を有するので、励振信号123は、より動脈9の長手方向に整列されるようになる。したがって、動脈9の近くまたはその内部で、励振信号123の励振磁力線は、動脈9内部の血液の方向に整列される。
【００９０】
2つの内側検出電極111、121の第1のセットは、励振信号123およびその特性を検出するように構成された検出信号113を生成し得る。というのも、励振信号123が中心領域において動脈9の長手方向に整列されるからである。検出信号113は、励振信号123の変化を測定するために使用され得、これにより、断面積Aおよび拡張のような、動脈の物理的特性への変化の測定が可能になる。
【００９１】
電極111、112、121、122は、長方形、楕円、または環状を含む任意の形状であってよく、それらが付けられる身体部分とって適切にサイズ決定されてよい。たとえば、電極111、112、121、122は、全体的な直径が約1mm〜20mmであってよい。このようにして、電極111、112、121、122のサイズは、分離距離S1、S2よりも小さくてよい。励振信号123および検出信号113によって生成される仮想的な磁力線は、オーバーラップしてよい。このようにして、オーバーラップは、検出電極111、121によってインピーダンス変動がそこから測定され得る有効な検出領域を画定し得る。検出電極111、121からの信号は、制御ユニット(たとえば、200)に含まれるものなどのプロセッサ(たとえば、201)によって記録および分析され得る。2つの内側電極112、111からの信号の出力は、2つの電極位置間での動脈の拡張を反映し得る。
【００９２】
電極111、112、121、122へ/からの信号の復調は、直交検波によって実行され得る。直交検波では、検出される信号が、被験者5の肢に励振信号を供給する同じ発振器から導出される基準信号の直交成分と混合され得る。概して、復調される信号の同相部分は、通常、検出されるインピーダンスの実数部分が支配しているという事実を反映する支配的な部分であり得る。しかしながら、直交成分も検出されてよく、インピーダンスの虚数部分が重要と見なされる場合に、同相成分および直交成分の重み付き平方加算が、それぞれ、検出効率を高めるために適用され得る。虚数部分は、通常、皮膚、脂肪、筋肉、および血液を含む関係する組織の誘電率の実数部分に関連付けられ得る。
【００９３】
雑音の影響を最小限に抑えるために、しかしタイミングにとって最も重要である信号の部分、すなわち、大きい時間的グラジエントを有するそれらの部分を高めるためにも、信号はフィルタ処理され得る。電極111、112、121、122のためのフィルタは、移動時間の推定における任意のバイアスを回避するために、同一の位相特性を有してよい。それらのサンプリング周波数(たとえば、100〜500Hz)に起因して位相特性が正確に制御され得るので、デジタル有限インパルス応答フィルタが使用され得る。
【００９４】
図6は、様々な実施形態による、被験者5の動脈の血圧を決定するように構成されたデバイス600を示す。デバイス600は、指先に付けられたセンサースリーブ650を含み得る。指を丸く囲み得るセンサースリーブ650は、軽微な一定の逆圧を加え得るが、その下にある動脈圧に今までどおり摂動を加えない。一定の逆圧は、被験者の拡張期圧(約90mmHg)未満である限り「軽微」と見なされてよい。逆圧は60mmHg未満であってよく、好ましくは、被験者にとってはるかに快適である25mmHgにより近くてよい。そのような軽微な一定の逆圧は、圧縮ストッキングによって加えられる圧力と同等であってよく、一般に、膨張式カフタイプの血圧デバイスによって加えられる圧力(約200mmHg)よりも大幅に低い。加えて、軽微な一定の逆圧を加えることは、戻り血流を妨げることなく血管を安定させ得る。さらに、軽微な一定の逆圧の結果として、応力ひずみ関係へのわずかな修正のために、測定信号がより大きくなることがある。
【００９５】
センサースリーブ650は、デバイス100(図4を参照)と類似の電極、またはユーザの皮膚に接触してパラメータを測定するための他のセンサーを含み得る。このようにして、電極(すなわち、センサー)は、皮膚に対して押圧するセンサースリーブの内面へ一体化されてよい(すなわち、その上に装着されたときに被験者の皮膚に面するように構成されてよい)。このようにして、皮膚とセンサーとの間のしっかりとした均一な係合が維持され得る。
【００９６】
コンピューティングデバイス700は、センサースリーブ650から離れており、制御ユニットとして動作し得、データを処理するためにセンサースリーブ650にワイヤレスに結合され得る。コンピューティングデバイス700は、スマートフォン、ウォッチフォン、またはタブレット、ラップトップ、もしくは他のコンピュータであってよい。センサースリーブ650は、それ自体のプロセッサおよびコンピューティングデバイス700と通信するためのトランシーバを含み得る。このようにして、データ処理は、センサースリーブ650のオンボードで、制御ユニットとして動作するコンピューティングデバイス700において、または両方の組合せで実行され得る。加えて、センサースリーブ650は、近くの電力のソース(たとえば、コンセントまたはバッテリー)に結合しているワイヤなどによる別個の電源を有してよい。
【００９７】
様々な実施形態では、測定デバイスの位置、センサーの位置(本明細書で「測定位置」と呼ぶ)、および測定される動脈の位置は、互いの極近傍内にあり得る。しかしながら、測定位置は、必ずしも測定デバイスの位置と同じ場所を占めなければならないとは限らない。たとえば、様々な実施形態は、センサーそれ自体からある距離における特定の位置上での測定を実行する超音波ベースのセンサーを含んでよい。
【００９８】
様々なタイプのデバイスが、動脈の寸法特性を測定するために使用されてよい。いくつかの例は、超音波、核磁気共鳴、伝搬する電磁波、光センシング、および/または生体電気インピーダンスなどの技術を採用するデバイスを含む。動脈壁の拡張または流速を測定するために、超音波が使用されてよい(すなわち、ドップラー速度測定)。拡張を測定するために、核磁気共鳴も使用されてよい。他の技法は、電磁波の伝搬特性を検出することが可能な様々なデバイスを含む。加えて、拡張(たとえば、フォトプレチスモグラフィ)または流速を検出および測定するために、光学機器が使用されてよい。図4および図5を参照しながら上記で説明したように、特に、拡張が生体電気インピーダンス変動から検出され得る適用例において、生体電気インピーダンスが測定され得る。動脈の寸法特性を測定するのに適した追加のデバイスが、様々な実施形態に従って使用されてよい。
【００９９】
具現血圧測定デバイスは、様々なコンピューティングデバイスのいずれかへデータを送信するように構成され得る。たとえば、図7は、様々な実施形態において使用するのに適したコンピューティングデバイス700を示す。コンピューティングデバイス700は、センサースリーブ650などの上記で説明した血圧測定デバイスへ、かつ/またはそこからデータを交換し得、以下で説明する方法800の動作のうちの1つまたは複数を実行し得る。たとえば、DBP、δP、SBP、MAP、ならびに/または測定された脈拍、静水圧、および/もしくは高度は、血圧測定デバイスからコンピューティングデバイス700へ送られ得る。
【０１００】
様々な実施形態では、コンピューティングデバイス700は、タッチスクリーンコントローラ704および内部メモリ702に結合されたプロセッサ701を含み得る。プロセッサ701は、一般的なまたは特定の処理タスクのために指定された1つまたは複数のマルチコアICであってよい。内部メモリ702は、揮発性メモリまたは不揮発性メモリであってよく、また、セキュアメモリおよび/もしくは暗号化メモリ、または非セキュアメモリおよび/もしくは非暗号化メモリ、あるいはそれらの任意の組合せであってもよい。タッチスクリーンコントローラ704およびプロセッサ701はまた、抵抗性感知タッチスクリーン、静電容量性感知タッチスクリーン、赤外線感知タッチスクリーンなどの、タッチスクリーンパネル712に結合され得る。コンピューティングデバイス700は、互いにかつ/またはプロセッサ701に結合された1つまたは複数の無線信号トランシーバ708(たとえば、Peanut(登録商標)、Bluetooth(登録商標)、Zigbee(登録商標)、Wi-Fi、RF、セルラー、近距離場など)、ならびに送信および受信するためのアンテナ710を有し得る。トランシーバ708およびアンテナ710は、様々なワイヤレス送信のプロトコルスタックおよびインターフェースを実装するために、上述の回路とともに使用され得る。コンピューティングデバイス700は、eMBMSネットワークなどのセルラーネットワーク経由の通信を可能にするとともにプロセッサに結合された、セルラーネットワークワイヤレスモデムチップ716を含み得る。コンピューティングデバイス700は、プロセッサ701に結合された周辺デバイス接続インターフェース718を含み得る。周辺デバイス接続インターフェース718は、1つのタイプの接続を受け入れるように単独で構成されてよく、あるいはUSB、FireWire、Thunderbolt、またはPCIeなどの、共通または独自の様々なタイプの物理的接続および通信接続を受け入れるように複合的に構成されてもよい。周辺デバイス接続インターフェース718はまた、同様に構成された周辺デバイス接続ポート(図示せず)に結合され得る。コンピューティングデバイス700はまた、オーディオ出力を提供するためのスピーカー714を含み得る。コンピューティングデバイス700はまた、本明細書で説明する構成要素のすべてまたは一部を含むための、プラスチック、金属、または材料の組合せで構成されたハウジング720を含み得る。コンピューティングデバイス700は、使い捨てまたは充電式のバッテリーなどの、プロセッサ701に結合された電源722を含み得る。充電式バッテリーはまた、コンピューティングデバイス700の外部のソースから充電電流を受けるために、周辺デバイス接続ポートに結合され得る。
【０１０１】
様々な実施形態において使用するのに適したコンピューティングデバイスのプロセッサは、任意のプログラム可能なマイクロプロセッサ、マイクロコンピュータ、もしくは複数のプロセッサチップ、または上記で説明した様々な実施形態の機能を含む様々な機能を実行するためのプロセッサ実行可能命令(アプリケーション/ソフトウェア)によって構成され得るチップであってよい。様々なデバイスでは、ワイヤレス通信機能に専用の1つのプロセッサおよび他のアプリケーションを実行するのに専用の1つのプロセッサのような、複数のプロセッサが設けられてよい。通常、ソフトウェアアプリケーションは、アクセスされプロセッサにロードされる前に内部メモリに記憶され得る。プロセッサは、アプリケーションソフトウェア命令を記憶するのに十分な内部メモリを含み得る。多くのデバイスでは、内部メモリは、揮発性メモリ、もしくはフラッシュメモリなどの不揮発性メモリ、または両方の混合物であってよい。この説明のために、メモリへの全体的な参照は、内部メモリまたは様々なデバイスに差し込まれるリムーバブルメモリおよびプロセッサ内のメモリを含む、プロセッサによってアクセス可能なメモリを指す。
【０１０２】
図8は、様々な実施形態による、被験者の肢の中の動脈からの血圧のための方法800を示す。図1〜図8を参照すると、方法800の様々な動作は、1つまたは複数のセンサー(たとえば、111、112、121、122、130、650)、ならびに制御ユニット(たとえば、200、700)もしくは他のコンピューティングデバイスおよび/または上記で説明した血圧測定デバイス100、600などの血圧測定デバイスと通信するプロセッサを含む、血圧測定デバイス(たとえば、100、600)によって実行され得る。
【０１０３】
ブロック802において、センサーは、上記で説明したように、被験者の肢(たとえば、腕、脚、手首、足首、指、足指など)の上の測定の位置において、脈拍、推定静水圧、および高度を測定し得る。センサーは、脈拍を測定するための1つのセンサーおよび高度を測定するための別のセンサーのような、2つ以上のセンサーを含んでよい。様々な実施形態では、プロセッサが、動脈測定センサーおよび/または高度センサーなどの1つまたは複数のセンサーからの出力に基づいて、脈拍、推定静水圧、および高度を測定してもよい。様々な実施形態では、脈拍、静水圧、および高度は、初期較正の一部として、必要に応じて、周期的および/または連続的に取得され得る。様々な実施形態では、プロセッサは、測定された高度を所定の期間(たとえば、数秒)にわたって平均してよく、脈拍および静水圧が同じ期間にわたって平均されてよい。
【０１０４】
ブロック804において、プロセッサは、測定された脈拍、静水圧、動脈拡張、および高度、ならびに観測期間に対応するそれらの平均された測定値を記憶し得る。一実施形態では、脈拍は、それらが発生するときに連続的に記録されてよく、脈拍数は、30秒のウィンドウから約2分のウィンドウなどのスライディングウィンドウにわたって測定および平均されてよい。たとえば、プロセッサは、測定された脈拍、静水圧、および高度、ならびにそれらの平均された測定値を、1つまたは複数の異なる観測時間に対応するメモリに記憶し得る。
【０１０５】
決定ブロック806において、プロセッサは、動脈の測定値(たとえば、動脈の拡張および/または断面積の変化に関連する測定値)および高度の変化がともに、最後の観測以後に発生したかどうかを決定し得る。様々な実施形態では、プロセッサは、測定値に何らかの変化が起こったかどうかを決定するために、最も最近の観測時間に対する測定値またはそれらの平均測定値を、前の観測時間に対する測定値またはそれらの平均測定値と比較し得、高度に何らかの変化が起こったかどうかを決定するために、最も最近の観測時間からの高度を、前の観測時間からの高度と比較し得る。たとえば、測定位置の高度の変化が起こるとき、異なる高度において測定された動脈の拡張が異なる場合があり、高度の変化および測定値はともに、最も最近の観測を前の観測と比較することによって決定され得る。拡張または高度のいずれにも変化が起こらなかったと決定することに応答して(すなわち、決定ブロック806=「No」)、プロセッサは、ブロック802において、脈拍、静水圧、動脈拡張、および高度を測定し続けてよい。
【０１０６】
拡張と高度の両方に変化が起こったと決定することに応答して(すなわち、決定ブロック806=「Yes」)、プロセッサは、決定ブロック808において観測時間の間で脈拍数の変化が起こったかどうかを決定してよい。脈拍数の変化を伴わない高度および拡張の変化は、血圧の変化に対する理由が静水圧の変化だけであることを示し得、そのことは、増分圧力変化と測定される数量の増分変化との間の現在の関係の推定をもたらし得る。脈拍数に変化が起こったと決定することに応答して(すなわち、決定ブロック808=「Yes」)、プロセッサは、ブロック802において、脈拍、静水圧、動脈拡張、および高度を測定し続けてよい。
【０１０７】
脈拍数に変化が起こらなかったと決定することに応答して(すなわち、決定ブロック808=「No」)、プロセッサは、ブロック810において、観測における変動から増分感度(すなわち、調整項)を決定し得る。一実施形態では、増分感度は、ある観測時間から別の観測時間までの静水圧変化ΔPHの増分値対出力変化ΔXの間の関係(たとえば、式(11))を使用して決定されてよく、ここにおいて、ΔXは2つの観測時間の間での拡張センサーの平均出力の変化である。
【０１０８】
様々な実施形態では、2つの異なる観測時間が、測定位置の2つの異なる高度に関連付けられ得る。プロセッサは、2つの計算を実行し結果を比較することによって、観測の間での増分感度を決定し得る。第1の計算は、測定位置の高度の変化によって引き起こされる予期される圧力変化を、前の較正および動脈寸法変化に基づいて決定し得、第2の計算は、静水圧の変化を決定し得る。プロセッサは、前の較正および動脈寸法測定値に基づく測定位置の高度変化によって引き起こされる予期される圧力変化を、静水圧変化の変化と比較し得る。圧力変化が異なると決定することに応答して、プロセッサは、新しい較正が必要であると決定し得、新しい較正が、静水圧、および少なくとも1つの脈拍にわたって平均された測定数量の変化から、実行され得る。
【０１０９】
ブロック812において、プロセッサは脈圧δPを決定し得る。様々な実施形態では、脈圧δPは、いくつかの脈拍の値の平均を使用して、式(11)によって表現される関係の評価によって推定され得る。平均を計算する際に使用される脈拍の数は、1〜60またはそれよりも多くてよい。一般に、短期変動が最小限に抑えられ得るとともに動脈特性が概して一定であり得るので、60個の脈拍が使用されてよい。
【０１１０】
ブロック814において、プロセッサは、観測された圧力の減衰を特徴付ける指数関数的減衰関数用の係数を決定するために、指数関数的に減衰する関数を推定脈圧に適合させる脈拍の拡張期段階に対応する曲線によって、測定された動脈の応力ひずみ関係を調整するための係数を決定し得る。様々な実施形態では、2つの観測時間の間で記録された、測定された脈拍の拡張期段階に対応する推定脈圧は、指数関数的に減衰する関数を(少なくとも部分的に測定バイアスに関係し得る)加法的係数に適合させるために使用され得る。様々な実施形態では、拡張期段階に対応する推定脈圧は、指数関数的に減衰する関数を各個々の脈拍に適合させるために使用され得、決定された係数は、次いで、60個の脈拍のような一連の脈拍にわたって平均され得る。代替として、適合させることは、60個までの脈拍のような一連の脈拍にわたる条件付き平均によって取得された脈拍において実行されてもよい。拡張期は、測定された脈拍波形の時間に対する二次導関数が正である時間インスタンスにおいて始まり、後続の脈拍の開始において終わるものとして定義され得る。
【０１１１】
ブロック816において、プロセッサは、拡張期血圧(DBP)を決定し得る。一実施形態では、式(12)の拡張振幅aおよび漸近限界bは、増分感度kとの乗算および測定バイアスに対して補正することによって、圧力パラメータに変換され得る。一実施形態では、拡張期血圧は、拡張期の終わりにおいて式(12)によって表現される関係の評価、すなわち、増分感度kと乗算し、静脈圧を加算することによって推定されてよく、静脈圧は、2mmHgとしての不確実性を伴って4mmHgと仮定され得る。拡張期血圧推定は、個々の脈拍に対して実行されてよく、いくつかの脈拍の値を平均する。脈拍の数は1〜60またはそれよりも多くてよい。概して、短期変動が最小限に抑えられ得るとともに動脈特性が概して一定であり得るので、60個の脈拍が使用されてよい。拡張期血圧推定はまた、条件付き平均によって取得された脈拍から取得されてもよい。
【０１１２】
ブロック818において、プロセッサは、収縮期血圧(SBP)を決定し得る。一実施形態では、収縮期血圧は、上記で説明した式(13)によって表現される関係の評価によって推定され得る。
【０１１３】
ブロック820において、プロセッサは、平均動脈圧(MAP)を決定し得る。一実施形態では、増分感度kを用いて変倍され、拡張期圧において観測される減衰を特徴付ける指数関数的に減衰する関数を脈拍測定値に適合させることによって決定された係数を用いて補正された、収縮期の始まりから拡張期の終わりまでの脈拍の平均を見つけることによって、MAPが決定され得る。様々な実施形態では、MAPを決定するために、式(14)によって表現される近似が使用され得る。
【０１１４】
決定ブロック822において、プロセッサは、観測の間でのMAPの変化がしきい値よりも大きいかどうかを決定し得る。しきい値は、メモリに記憶された所定の値であってよく、被験者の変化する条件に関連付けられてよい。たとえば、しきい値は、実際に測定された拡張に関連する圧力値であってよい。プロセッサは、ブロック820において決定されたMAPを前に決定されたMAPから減算し、決定されたMAPの変化をブロック802において測定された動脈の拡張に関連するしきい値と比較することによって、MAPの変化がしきい値よりも大きいかどうかを決定し得る。MAPの変化がしきい値以下であると決定することに応答して(すなわち、決定ブロック822=「No」)、プロセッサは、ブロック802において、脈拍、静水圧、動脈の拡張、および高度を測定し続けてよい。
【０１１５】
MAPの変化がしきい値よりも大きいと決定することに応答して(すなわち、決定ブロック822=「Yes」)、プロセッサは、血圧測定デバイスを再較正するために、較正手順を開始してよい。たとえば、プロセッサは、血圧測定デバイスを較正モードに入るようにシグナリングまたは制御してよい。血圧測定デバイスを較正すると、プロセッサは、ブロック802において、脈拍、静水圧、動脈の拡張、および高度を測定し続けてよい。
【０１１６】
上の説明は、主に非干渉連続血圧測定デバイスを用いて被験者の肢の中の動脈から血圧を測定することの様々な具現方法に対処してきた。様々な具現方法は、参照モデルを与え初期較正を実行することによって開始してよい。初期較正を完了することに応答して、様々な具現方法は、心拍数が一定となる期間を探してよい。これらの期間中、モデルのパラメータを適応させて被験者の動脈系の時間変動特性を考慮に入れるように、較正が調整されてよい。
【０１１７】
いくつかの実施形態では、デバイスは、いかなる初期較正も実行されることなく、被験者に取り付けられてよい。デバイスが被験者に取り付けられたとき、システムは動脈の断面積を測定し始めてよい。一定の心拍数の期間中、同時に起こる測定位置の高さ変化が記録される場合、デバイスは静水圧に基づいて較正手順を実行してよい。
【０１１８】
様々な実施形態では、モデルの正確な適合を可能にするのに十分なデータ点が収集されない場合、上記で説明した様々な方法動作のうちの1つまたは複数が実行されてよく、または繰り返されてもよい。
【０１１９】
様々な実施形態では、非干渉測定デバイスは、いかなる初期較正も伴わずに被験者に取り付けられてよい。所定の時間が経過した後、デバイスが完全に較正され圧力の測定値をデータベースに記録し始めてよい。完全に較正される前に、デバイスは、圧力のいかなる値もデータベースに記録する必要はなく、または圧力の値をデータベースに記録してもよいが、それらを不確実ファクタとともにマークしてよい。
【０１２０】
様々な実施形態では、非干渉測定デバイスは、初期較正を用いて、または多数の被験者に統計的に近いパラメータの初期セットを用いてプログラムされてよい。この最初の「粗い」較正は、次いで、適応アルゴリズムを介して経時的に適応され得る。別の実施形態では、最初の「粗い」較正は、被験者のいくつかの物理的パラメータをテスト被験者のデータベースと突き合わせ、被験者に最も近いテスト被験者のパラメータを選ぶことによって決定されてよい。
【０１２１】
上記の方法の説明およびプロセスフロー図は、単に説明のための例として提供され、様々な実施形態の動作が提示された順序で実施されなければならないことを要求または暗示することを意図しない。当業者によって理解されるように、上記の実施形態における動作の順序は、2つ以上の順序で実行されてもよい。「その後」、「次いで」、「次に」などの語は、動作の順序を限定するものではなく、これらの語は単に、本方法の説明を通して読者を導くために使用される。さらに、たとえば冠詞「a」、「an」、または「the」を使用する、請求項の要素に対する単数形でのいかなる参照も、要素を単数形に限定すると解釈されるべきではない。
【０１２２】
「第1の」および「第2の」という用語は、たとえば電極または他の要素について説明するのに本明細書で使用されるが、そのような識別子は、単に便宜上であり、様々な実施形態を特定の順序、シーケンス、ネットワークのタイプ、またはキャリアに限定することを意味しない。
【０１２３】
本明細書で開示する実施形態に関して説明する様々な例示的な論理ブロック、モジュール、回路、およびアルゴリズム動作は、電子ハードウェア、コンピュータソフトウェア、またはその両方の組合せとして実装され得る。ハードウェアおよびソフトウェアのこの互換性を明確に示すために、様々な例示的な構成要素、ブロック、モジュール、回路、および動作が、概してそれらの機能に関して上記で説明された。そのような機能がハードウェアとして実装されるのか、それともソフトウェアとして実装されるのかは、特定の適用例および全体的なシステムに課された設計制約で決まる。当業者は、説明される機能を特定の適用例ごとに様々な方法で実装し得るが、そのような実装の決定は、様々な実施形態の範囲からの逸脱を生じるものと解釈すべきではない。
【０１２４】
本明細書で開示する態様に関して説明される様々な例示的な論理、論理ブロック、モジュール、および回路を実装するために使用されるハードウェアは、汎用プロセッサ、デジタル信号プロセッサ(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)もしくは他のプログラマブル論理デバイス、個別ゲートもしくはトランジスタ論理、個別ハードウェア構成要素、または本明細書で説明する機能を実行するように設計されたそれらの任意の組合せを用いて実装または実行され得る。汎用プロセッサはマイクロプロセッサであってもよいが、代替として、プロセッサは、任意の従来のプロセッサ、コントローラ、マイクロコントローラ、またはステートマシンであってもよい。プロセッサはまた、コンピューティングデバイスの組合せ、たとえば、DSPとマイクロプロセッサの組合せ、複数のマイクロプロセッサ、DSPコアと連携した1つもしくは複数のマイクロプロセッサ、または任意の他のそのような構成として実装されてよい。代替として、いくつかの動作または方法は、所与の機能に固有の回路によって実施されてもよい。
【０１２５】
様々な実施形態における機能は、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、またはそれらの任意の組合せで実装されてよい。ソフトウェアで実装される場合、機能は、非一時的コンピュータ可読媒体上または非一時的プロセッサ可読媒体上の1つまたは複数の命令またはコードとして記憶されてよい。本明細書で開示する方法またはアルゴリズムの動作は、非一時的コンピュータ可読記憶媒体上または非一時的プロセッサ可読記憶媒体上に常駐することができるプロセッサ実行可能ソフトウェアモジュールにおいて具体化され得る。非一時的コンピュータ可読記憶媒体または非一時的プロセッサ可読記憶媒体は、コンピュータまたはプロセッサによってアクセスされ得る任意の記憶媒体であってよい。限定ではなく例として、そのような非一時的コンピュータ可読媒体または非一時的プロセッサ可読媒体は、RAM、ROM、EEPROM、FLASHメモリ、CD-ROMもしくは他の光ディスクストレージ、磁気ディスクストレージもしくは他の磁気記憶デバイス、または命令もしくはデータ構造の形態で所望のプログラムコードを記憶するために使用され得、コンピュータによってアクセスされ得る任意の他の媒体を含んでよい。本明細書で使用するディスク(disk)およびディスク(disc)は、コンパクトディスク(disc)(CD)、レーザーディスク(登録商標)(disc)、光ディスク(disc)、デジタル多用途ディスク(disc)(DVD)、フロッピーディスク(disk)、およびブルーレイディスク(disc)を含み、ディスク(disk)は通常、データを磁気的に再生し、ディスク(disc)はレーザーを用いてデータを光学的に再生する。上記の組合せも、非一時的コンピュータ可読媒体および非一時的プロセッサ可読媒体の範囲内に含まれる。加えて、方法またはアルゴリズムの動作は、コンピュータプログラム製品に組み込まれ得る、非一時的プロセッサ可読媒体上および/または非一時的コンピュータ可読媒体上のコードおよび/または命令の1つまたは任意の組合せまたはセットとして存在してよい。
【０１２６】
開示された実施形態の先行する説明は、当業者が特許請求の範囲を製作または使用することを可能にするために提供される。これらの実施形態への様々な修正は当業者には容易に明らかになり、本明細書で定義する一般原理は、特許請求の範囲から逸脱することなく他の実施形態に適用されてよい。したがって、本発明は、本明細書で示した実施形態に限定されるものではなく、以下の特許請求の範囲、ならびに本明細書で開示する原理および新規の特徴と一致する最も広い範囲が与えられるべきである。
【符号の説明】
【０１２７】
5  被験者
7  皮膚表面
9  動脈
10  指数曲線
15  通常動作部分
20  脈圧
21  脈圧
100  デバイス
111  内側検出電極
112  外側励振電極
113  検出信号
121  内側検出電極
122  外側励振電極
123  励振信号
125  電流発生器
130  高度センサー
200  制御ユニット
201  プロセッサ
202  メモリ
600  デバイス
650  センサースリーブ
700  コンピューティングデバイス
701  プロセッサ
702  内部メモリ
704  タッチスクリーンコントローラ
708  無線信号トランシーバ
710  アンテナ
712  タッチスクリーンパネル
714  スピーカー
718  周辺デバイス接続インターフェース
716  セルラーネットワークワイヤレスモデムチップ
720  ハウジング
722  電源
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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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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