特許 7646691 動脈圧推定装置、動脈圧推定システム、及び動脈圧推定方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2025-03-07

(45)【発行日】2025-03-17

(54)【発明の名称】動脈圧推定装置、動脈圧推定システム、及び動脈圧推定方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/022 20060101AFI20250310BHJP

【ＦＩ】

A61B5/022 400Z

A61B5/022 400B

【請求項の数】 14

(21)【出願番号】P 2022550555

(86)(22)【出願日】2021-09-13

(86)【国際出願番号】 JP2021033604

(87)【国際公開番号】W WO2022059653

(87)【国際公開日】2022-03-24

【審査請求日】2024-05-10

(31)【優先権主張番号】P 2020154967

(32)【優先日】2020-09-15

(33)【優先権主張国・地域又は機関】JP

(73)【特許権者】

【識別番号】000109543

【氏名又は名称】テルモ株式会社

(74)【代理人】

【識別番号】100147485

【弁理士】

【氏名又は名称】杉村 憲司

(74)【代理人】

【識別番号】230118913

【弁護士】

【氏名又は名称】杉村 光嗣

(74)【代理人】

【識別番号】100186015

【弁理士】

【氏名又は名称】小松 靖之

(74)【代理人】

【識別番号】100176728

【弁理士】

【氏名又は名称】北村 慎吾

(72)【発明者】

【氏名】櫨田 知樹

(72)【発明者】

【氏名】八田 知紀

(72)【発明者】

【氏名】江指 慶春

【審査官】高松 大

(56)【参考文献】

【文献】特開２００４－１７４０２９（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０００－３３３９１０（ＪＰ，Ａ）

【文献】特開２０１２－２０５８２２（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０１６／０１２０４２０（ＵＳ，Ａ１）

【文献】米国特許第４８５８６１６（ＵＳ，Ａ）

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｂ ５／０２２

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

大動脈の下流において血管の少なくとも２箇所が下流の箇所ほど高い圧力で圧迫されているときに１回の心拍に対して前記少なくとも２箇所のそれぞれに生じた血流が検知されたタイミングを示すセンサデータを取得し、取得したセンサデータを参照して、動脈圧の経時変化を推定する制御部を備える動脈圧推定装置。

【請求項2】

前記制御部は、前記少なくとも２箇所の間の距離に応じて、前記センサデータで示されるタイミングを補正し、補正後のタイミングと、前記少なくとも２箇所のそれぞれが圧迫された圧力とに応じて、前記動脈圧の経時変化を推定する請求項１に記載の動脈圧推定装置。

【請求項3】

前記制御部は、前記センサデータで示されるタイミングから、前記距離に対応する遅延時間を差し引くことで、当該タイミングを補正する請求項２に記載の動脈圧推定装置。

【請求項4】

前記制御部は、前記動脈圧の経時変化の推定結果に基づいて、ＬＶＥＤＰを推定する請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の動脈圧推定装置。

【請求項5】

前記制御部は、前記動脈圧の経時変化として、動脈圧波形を推定し、推定した動脈圧波形に応じて、左室圧波形を推定し、推定した左室圧波形から、前記ＬＶＥＤＰの推定値を取得する請求項４に記載の動脈圧推定装置。

【請求項6】

前記制御部は、前記動脈圧の経時変化の推定結果を学習済みモデルに入力し、前記学習済みモデルから、前記ＬＶＥＤＰの推定値を取得する請求項４に記載の動脈圧推定装置。

【請求項7】

前記制御部は、前記ＬＶＥＤＰの推定値を出力する請求項４から請求項６のいずれか１項に記載の動脈圧推定装置。

【請求項8】

前記制御部は、複数回の心拍について前記センサデータを取得し、前記センサデータに対する統計処理を実行し、前記統計処理の結果に基づいて、前記動脈圧の経時変化を推定する請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の動脈圧推定装置。

【請求項9】

前記少なくとも２箇所は、３箇所である請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の動脈圧推定装置。

【請求項10】

請求項１から請求項９のいずれか１項に記載の動脈圧推定装置と、
前記少なくとも２箇所に１対１で対応し、それぞれ対応する箇所に生じた血流を検知する少なくとも２つのセンサと
を備える動脈圧推定システム。

【請求項11】

前記少なくとも２箇所に１対１で対応し、それぞれ対応する箇所を圧迫する少なくとも２つの膨張部を更に備える請求項１０に記載の動脈圧推定システム。

【請求項12】

前記少なくとも２つの膨張部は、それぞれカフである請求項１１に記載の動脈圧推定システム。

【請求項13】

前記少なくとも２つの膨張部は、それぞれエアバッグであり、共通のカフに組み込まれている請求項１１に記載の動脈圧推定システム。

【請求項14】

少なくとも２つの膨張部が、大動脈の下流において血管の少なくとも２箇所を下流の箇所ほど高い圧力で圧迫し、
少なくとも２つのセンサが、１回の心拍に対して前記少なくとも２箇所のそれぞれに生じた血流を検知し、
制御部が、前記少なくとも２箇所が圧迫されているときに前記血流が検知されたタイミングを示すセンサデータを取得し、
前記制御部が、取得したセンサデータを参照して、動脈圧の経時変化を推定する動脈圧推定方法。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本開示は、動脈圧推定装置、動脈圧推定システム、及び動脈圧推定方法に関する。

【背景技術】

【0002】

特許文献１には、心音、上腕カフ圧、及びＫ音から左心内圧を推定する技術が開示されている。「Ｋ」は、Korotkoffの略語である。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0003】

【文献】米国特許出願公開第２０１５／０２６５１６３号明細書

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

心不全診療において、心臓の左心内圧は重要な観察項目である。しかし、左心内圧を直接計測しようとすると、心臓の中にセンサなどのデバイスを入れることになり、侵襲性が高くなる。

【0005】

特許文献１に開示されている技術では、複数の動脈圧波形にわたってデータ収集を行うため、正解値としての動脈圧波形が変動してしまう。具体的には、カフの締付け圧を緩めていく過程で、複数の心拍に対応した波形を特定し、それぞれの波形から収集した情報を統合して、動脈圧波形を推定するため、推定精度が低くなってしまう。

【0006】

本開示の目的は、動脈圧の経時変化を非侵襲かつ高精度に推定することである。

【課題を解決するための手段】

【0007】

本開示の一態様としての動脈圧推定装置は、大動脈の下流において血管の少なくとも２箇所が下流の箇所ほど高い圧力で圧迫されているときに１回の心拍に対して前記少なくとも２箇所のそれぞれに生じた血流が検知されたタイミングを示すセンサデータを取得し、取得したセンサデータを参照して、動脈圧の経時変化を推定する制御部を備える。

【0008】

一実施形態として、前記制御部は、前記少なくとも２箇所の間の距離に応じて、前記センサデータで示されるタイミングを補正し、補正後のタイミングと、前記少なくとも２箇所のそれぞれが圧迫された圧力とに応じて、前記動脈圧の経時変化を推定する。

【0009】

一実施形態として、前記制御部は、前記センサデータで示されるタイミングから、前記距離に対応する遅延時間を差し引くことで、当該タイミングを補正する。

【0010】

一実施形態として、前記制御部は、前記動脈圧の経時変化の推定結果に基づいて、ＬＶＥＤＰを推定する。

【0011】

一実施形態として、前記制御部は、前記動脈圧の経時変化として、動脈圧波形を推定し、推定した動脈圧波形に応じて、左室圧波形を推定し、推定した左室圧波形から、前記ＬＶＥＤＰの推定値を取得する。

【0012】

一実施形態として、前記制御部は、前記動脈圧の経時変化の推定結果を学習済みモデルに入力し、前記学習済みモデルから、前記ＬＶＥＤＰの推定値を取得する。

【0013】

一実施形態として、前記制御部は、前記ＬＶＥＤＰの推定値を出力する。

【0014】

一実施形態として、前記制御部は、複数回の心拍について前記センサデータを取得し、前記センサデータに対する統計処理を実行し、前記統計処理の結果に基づいて、前記動脈圧の経時変化を推定する。

【0015】

一実施形態として、前記少なくとも２箇所は、３箇所である。

【0016】

本開示の一態様としての動脈圧推定システムは、前記動脈圧推定装置と、前記少なくとも２箇所に１対１で対応し、それぞれ対応する箇所に生じた血流を検知する少なくとも２つのセンサとを備える。

【0017】

一実施形態として、前記少なくとも２箇所に１対１で対応し、それぞれ対応する箇所を圧迫する少なくとも２つの膨張部を更に備える。

【0018】

一実施形態として、前記少なくとも２つの膨張部は、それぞれカフである。

【0019】

一実施形態として、前記少なくとも２つの膨張部は、それぞれエアバッグであり、共通のカフに組み込まれている。

【0020】

本開示の一態様としての動脈圧推定方法は、少なくとも２つの膨張部が、大動脈の下流において血管の少なくとも２箇所を下流の箇所ほど高い圧力で圧迫し、少なくとも２つのセンサが、１回の心拍に対して前記少なくとも２箇所のそれぞれに生じた血流を検知し、制御部が、前記少なくとも２箇所が圧迫されているときに前記血流が検知されたタイミングを示すセンサデータを取得し、前記制御部が、取得したセンサデータを参照して、動脈圧の経時変化を推定する、というものである。

【発明の効果】

【0021】

本開示によれば、動脈圧の経時変化を非侵襲かつ高精度に推定することができる。

【図面の簡単な説明】

【0022】

【図1】本開示の実施形態に係る動脈圧推定システムの構成を示すブロック図である。

【図2】本開示の実施形態に係る動脈圧推定装置の構成を示すブロック図である。

【図3】本開示の実施形態に係る動脈圧推定システムの動作を示すフローチャートである。

【図4A】本開示の実施形態に係る心電波形の例を示すグラフである。

【図4B】本開示の実施形態に係る第１Ｋ音波形の例を示すグラフである。

【図4C】本開示の実施形態に係る第２Ｋ音波形の例を示すグラフである。

【図4D】本開示の実施形態に係る第３Ｋ音波形の例を示すグラフである。

【図5】本開示の実施形態においてプロットされた点の例を示すグラフである。

【図6】本開示の実施形態において推定された曲線の例を示すグラフである。

【図7】本開示の実施形態において抽出された曲線の例を示すグラフである。

【図8】本開示の実施形態において平均化された曲線の例を示すグラフである。

【図9】本開示の実施形態において推定されたＬＶＥＤＰの例を示すグラフである。

【図10A】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧、左室圧、及び心音の波形を示す図である。

【図10B】図１０Ａに対応する血液の流れを示す図である。

【図11A】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧波形、左室圧波形、心音波形、及び上腕の動脈圧波形を示す図である。

【図11B】図１１Ａに対応する血液の流れを示す図である。

【図12A】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧波形、左室圧波形、心音波形、及び上腕の動脈圧波形を示す図である。

【図12B】図１２Ａに対応する血液の流れを示す図である。

【図13A】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧波形、左室圧波形、心音波形、上腕の動脈圧波形、心電波形、及び上腕の第１Ｋ音波形を示す図である。

【図13B】図１３Ａに対応する血液の流れを示す図である。

【図14】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧波形、左室圧波形、心音波形、上腕の動脈圧波形、心電波形、及び上腕の第１Ｋ音波形を示す図である。

【図15】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧波形、左室圧波形、心音波形、上腕の動脈圧波形、心電波形、上腕の第１Ｋ音波形、推定された動脈圧波形、及びフィットさせたカーブを示す図である。

【図16】比較例に係る大動脈弁近傍の動脈圧波形、左室圧波形、心音波形、上腕の動脈圧波形、心電波形、上腕の第１Ｋ音波形、推定された動脈圧波形、フィットさせたカーブ、及び推定ＬＶＥＤＰを示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0023】

以下、比較例として、特許文献１に開示されている技術と同様に、動脈圧波形から左心内圧を推定する方法について、図を参照して説明する。

【0024】

図１０Ａ及び図１０Ｂに示すように、左室１６内の圧が上がっていくと、大動脈弁１７が開き、大動脈１８に血液が流れ込む。図１１Ａ及び図１１Ｂに示すように、大動脈弁１７を通過した血流が、上腕である腕１３に遅れて到達する。腕１３の動脈圧波形は、大動脈弁１７近傍の動脈圧波形を遅延分シフトした曲線となる。

【0025】

図１２Ａ及び図１２Ｂに示すように、カフ圧が高いと、腕１３に血液が流れない。カフ圧は、腕１３に取り付けられたカフ９０の圧力である。カフ９０には、第１Ｋ音マイク９１、第２Ｋ音マイク９２、及び圧センサ９３が内蔵されている。図１３Ａ及び図１３Ｂに示すように、心電波形をとりつつ、Ｋ音を待ち構えながら、カフ圧を下げていくと、腕１３に血液が流れ始める。血液が流れることで生じたＫ音が第１Ｋ音マイク９１によって捉えられると、Ｑ波からＫ音までの時間間隔と、圧センサ９３によって計測されたカフ圧とが記録される。Ｑ波からＫ音までの時間間隔の代わりに、心音からＫ音までの時間間隔が記録されてもよい。第１Ｋ音マイク９１及び第２Ｋ音マイク９２の間の距離は既知であり、例えば３ｃｍ以上５ｃｍ以下程度である。第１Ｋ音マイク９１及び第２Ｋ音マイク９２に信号が入るタイミングのずれと、大動脈弁１７及び第１Ｋ音マイク９１の間の距離とに応じて、大動脈弁１７及び第１Ｋ音マイク９１の間の遅延が算出される。

【0026】

図１４に示すように、カフ圧を更に下げると、次以降の心拍におけるＫ音の開始タイミングが早くなる。心拍ごとに、Ｋ音が第１Ｋ音マイク９１によって捉えられると、Ｑ波からＫ音までの時間間隔と、圧センサ９３によって計測されたカフ圧とが記録される。Ｑ波からＫ音までの時間間隔の代わりに、心音からＫ音までの時間間隔が記録されてもよい。図１５に示すように、時間間隔とカフ圧との記録に、多項式曲線又はコサイン曲線など、何らかのカーブがフィットさせられる。このカーブが左室圧波形と同じ波形になることが理想であるが、現実的には難しい。図１６に示すように、Ｑ波のタイミングから遅延分だけ経過した時点の圧力値が、推定ＬＶＥＤＰとなる。「ＬＶＥＤＰ」は、left ventricular end-diastolic pressureの略語である。

【0027】

比較例では、心拍ごとにカフ圧を徐々に下げていって、複数拍で動脈圧に関する情報の取得が完結するため、心拍間での動脈圧の変動に起因するＫ音の開始タイミングの誤差が情報に反映されてしまう。これに対し、本開示では、１拍で動脈圧に関する情報の取得が完結するため、比較例のような誤差を考慮する必要がなくなる。

【0028】

以下、本開示の実施形態について、図を参照して説明する。

【0029】

各図中、同一又は相当する部分には、同一符号を付している。本実施形態の説明において、同一又は相当する部分については、説明を適宜省略又は簡略化する。

【0030】

図１及び図２を参照して、本実施形態の概要を説明する。

【0031】

本実施形態に係る動脈圧推定システム１０では、少なくとも２つの膨張部が、大動脈１８の下流において血管１２の「少なくとも２箇所」を下流の箇所ほど高い圧力で圧迫する。少なくとも２つのセンサが、１回の心拍に対して「少なくとも２箇所」のそれぞれに生じた血流を検知する。制御部２１が、「少なくとも２箇所」が圧迫されているときに血流が検知されたタイミングを示すセンサデータ４４を取得する。制御部２１が、取得したセンサデータ４４を参照して、動脈圧の経時変化を推定する。

【0032】

本実施形態によれば、１回の心拍に対応する動脈圧の経時変化を推定することができる。よって、動脈圧の経時変化を非侵襲かつ高精度に推定することができる。

【0033】

本実施形態では、制御部２１は、動脈圧の経時変化として、動脈圧波形を推定する。したがって、１拍の動脈圧波形を非侵襲かつ高精度に推定することができる。

【0034】

本実施形態では、「少なくとも２箇所」は、「３箇所」である。したがって、「２箇所」のみを圧迫して、「２箇所」のみで血流を検知する場合よりも、動脈圧の経時変化を高精度に推定することができる。また、「４箇所以上」を圧迫して、「４箇所以上」で血流を検知する場合よりも、各膨張部及び各センサを腕１３などの身体部位に取り付けやすくなる。本実施形態では、「３箇所」のそれぞれは、中にセンサ及びカフがある止血突破圧計測部に相当する。

【0035】

図１を参照して、本実施形態に係る動脈圧推定システム１０の構成を説明する。

【0036】

動脈圧推定システム１０は、動脈圧推定装置２０と、カフ制御装置３０と、第１カフ３１と、第２カフ３２と、第３カフ３３と、拍出センサ４０と、第１センサ４１と、第２センサ４２と、第３センサ４３とを備える。

【0037】

動脈圧推定装置２０は、コンピュータである。動脈圧推定装置２０は、例えば、専用機器、ＰＣなどの汎用機器、又はクラウドコンピューティングシステム若しくはその他のコンピューティングシステムに属するサーバ機器である。「ＰＣ」は、personal computerの略語である。

【0038】

カフ制御装置３０は、第１カフ３１、第２カフ３２、及び第３カフ３３を制御する機器である。カフ制御装置３０は、上流側、すなわち、心臓１１に近い側から、カフ圧が段階的に高くなっていくように第１カフ３１、第２カフ３２、及び第３カフ３３を制御する。カフ圧は、任意の方法で設定されてよいが、本実施形態では、血圧計で実際に計測された最低血圧と最高血圧との範囲内で、第１カフ３１、第２カフ３２、及び第３カフ３３の順に高くなるように設定される。例えば、第１カフ３１の圧力Ｐ１は、最低血圧よりも５ｍｍＨｇなど、少し高い値に設定される。第３カフ３３の圧力Ｐ３は、最高血圧よりも５ｍｍＨｇなど、少し低い値に設定される。第２カフ３２の圧力Ｐ２は、圧力Ｐ１と圧力Ｐ３との中間値に設定される。カフ制御装置３０は、直接、又はＬＡＮ若しくはインターネットなどのネットワークを介して動脈圧推定装置２０と通信可能である。「ＬＡＮ」は、local area networkの略語である。

【0039】

第１カフ３１、第２カフ３２、及び第３カフ３３の３つの膨張部は、「３箇所」に１対１で対応し、それぞれ対応する箇所を圧迫する。本実施形態では、第１カフ３１は腕１３の最上流側、第３カフ３３は腕１３の最下流側、第２カフ３２は第１カフ３１及び第３カフ３３の間に取り付けられる。本実施形態では、血液伝搬時間が既知となるようにカフ間の距離が固定されているが、血液伝搬時間は毎回計測されてもよい。例えば、第１カフ３１、第２カフ３２、及び第３カフ３３の間の距離をいずれも５０ｍｍとし、血液の伝搬速度を１０００ｍｍ／ｓと仮定すると、既知の血液伝搬時間は５０ｍｓとなるが、個人の特性値を全カフでの締付け圧力を等しくして測ってその特性値を利用してもよい。その場合、全カフで締付けがないか、又は同じ圧力で加圧する血液伝搬時間計測モードから、本実施形態に係るカフごとの個別の圧力で加圧する動脈圧波形計測モードに移行できるようにしてもよい。本実施形態の一変形例として、３つの膨張部は、それぞれカフの代わりにエアバッグであってもよい。３つの膨張部としての３つのエアバッグは、共通のカフに組み込まれていてもよい。

【0040】

拍出センサ４０は、心臓１１の拍出を検知するセンサである。拍出センサ４０は、本実施形態ではＥＣＧセンサであるが、僧帽弁の閉塞音を検知する音センサであってもよい。「ＥＣＧ」は、electrocardiogramの略語である。拍出センサ４０は、直接、又はＬＡＮ若しくはインターネットなどのネットワークを介して動脈圧推定装置２０と通信可能である。

【0041】

第１センサ４１、第２センサ４２、及び第３センサ４３の３つのセンサは、「３箇所」に１対１で対応し、それぞれ対応する箇所に生じた血流を検知する。第１センサ４１は、第１カフ３１の下流側かつ第２カフ３２の上流側に配置され、第１カフ３１の下流側に生じた血流を検知する。第２センサ４２は、第２カフ３２の下流側かつ第３カフ３３の上流側に配置され、第２カフ３２の下流側に生じた血流を検知する。第３センサ４３は、第３カフ３３の下流側に配置され、第３カフ３３の下流側に生じた血流を検知する。各センサは、本実施形態では、血液が流れることで生じる音を検知する音センサであるが、ＰＰＧセンサ、又は血流を超音波ドップラ法で計測する超音波センサであってもよい。「ＰＰＧ」は、photoplethysmogramの略語である。第１センサ４１、第２センサ４２、及び第３センサ４３は、直接、又はＬＡＮ若しくはインターネットなどのネットワークを介して動脈圧推定装置２０と通信可能である。本実施形態の一変形例として、３つのセンサは、それぞれ対応するカフと一体化されていてもよい。

【0042】

動脈圧推定装置２０は、拍出センサ４０、第１センサ４１、第２センサ４２、及び第３センサ４３から出力される信号をセンサデータ４４として取得する。センサデータ４４は、拍出タイミングＴ０、第１検知タイミングＴ１、第２検知タイミングＴ２、及び第３検知タイミングＴ３を示すデータである。拍出タイミングＴ０とは、拍出センサ４０により拍出が検知されたタイミングのことである。拍出タイミングＴ０は、心臓１１の基準タイミングとして扱われる。基準タイミングとは、心拍ごとに特定可能なタイミングのことである。第１検知タイミングＴ１とは、第１センサ４１により血流が検知されたタイミングのことである。第２検知タイミングＴ２とは、第２センサ４２により血流が検知されたタイミングのことである。第３検知タイミングＴ３とは、第３センサ４３により血流が検知されたタイミングのことである。

【0043】

動脈圧推定装置２０は、センサデータ４４を参照して、拍出タイミングＴ０から第１検知タイミングＴ１までの時間差Ｄ１を算出する。動脈圧推定装置２０は、センサデータ４４を参照して、拍出タイミングＴ０から第２検知タイミングＴ２までの時間差から、第１カフ３１及び第２カフ３２の間の血液伝搬時間を引いた時間差Ｄ２を算出する。動脈圧推定装置２０は、センサデータ４４を参照して、拍出タイミングＴ０から第３検知タイミングＴ３までの時間差から、第１カフ３１及び第３カフ３３の間の血液伝搬時間を引いた時間差Ｄ３を算出する。

【0044】

動脈圧推定装置２０は、時間差Ｄ１、時間差Ｄ２、及び時間差Ｄ３と、対応する第１カフ３１の圧力Ｐ１、第２カフ３２の圧力Ｐ２、及び第３カフ３３の圧力Ｐ３とから、１拍の動脈圧波形１５を推定する。この動脈圧波形１５は、大動脈１８の動脈圧波形１４に対応する。そのため、動脈圧推定装置２０は、推定した動脈圧波形１４から、ＬＶＥＤＰを推定する。

【0045】

本実施形態によれば、動脈圧推定装置２０により推定されたＬＶＥＤＰ値を活用して、心不全診療における重要な判断指標を提供することができる。この指標に基づいて、利尿薬などの処方変更、入院の判断、又は退院の判断が可能となる。

【0046】

図２を参照して、本実施形態に係る動脈圧推定装置２０の構成を説明する。

【0047】

動脈圧推定装置２０は、制御部２１と、記憶部２２と、通信部２３と、入力部２４と、出力部２５とを備える。

【0048】

制御部２１は、少なくとも１つのプロセッサ、少なくとも１つのプログラマブル回路、少なくとも１つの専用回路、又はこれらの任意の組合せを含む。プロセッサは、ＣＰＵ若しくはＧＰＵなどの汎用プロセッサ、又は特定の処理に特化した専用プロセッサである。「ＣＰＵ」は、central processing unitの略語である。「ＧＰＵ」は、graphics processing unitの略語である。プログラマブル回路は、例えば、ＦＰＧＡである。「ＦＰＧＡ」は、field-programmable gate arrayの略語である。専用回路は、例えば、ＡＳＩＣである。「ＡＳＩＣ」は、application specific integrated circuitの略語である。制御部２１は、動脈圧推定装置２０の各部を制御しながら、動脈圧推定装置２０の動作に関わる処理を実行する。

【0049】

記憶部２２は、少なくとも１つの半導体メモリ、少なくとも１つの磁気メモリ、少なくとも１つの光メモリ、又はこれらの任意の組合せを含む。半導体メモリは、例えば、ＲＡＭ又はＲＯＭである。「ＲＡＭ」は、random access memoryの略語である。「ＲＯＭ」は、read only memoryの略語である。ＲＡＭは、例えば、ＳＲＡＭ又はＤＲＡＭである。「ＳＲＡＭ」は、static random access memoryの略語である。「ＤＲＡＭ」は、dynamic random access memoryの略語である。ＲＯＭは、例えば、ＥＥＰＲＯＭである。「ＥＥＰＲＯＭ」は、electrically erasable programmable read only memoryの略語である。記憶部２２は、例えば、主記憶装置、補助記憶装置、又はキャッシュメモリとして機能する。記憶部２２には、動脈圧推定装置２０の動作に用いられるデータと、動脈圧推定装置２０の動作によって得られたデータとが記憶される。

【0050】

通信部２３は、少なくとも１つの通信用インタフェースを含む。通信用インタフェースは、例えば、ＬＡＮインタフェース、ＬＴＥ、４Ｇ規格、若しくは５Ｇ規格などの移動通信規格に対応したインタフェース、又はBluetooth（登録商標）などの近距離無線通信に対応したインタフェースである。「ＬＴＥ」は、Long Term Evolutionの略語である。「４Ｇ」は、4th generationの略語である。「５Ｇ」は、5th generationの略語である。通信部２３は、動脈圧推定装置２０の動作に用いられるデータを受信し、また動脈圧推定装置２０の動作によって得られるデータを送信する。

【0051】

入力部２４は、少なくとも１つの入力用インタフェースを含む。入力用インタフェースは、例えば、物理キー、静電容量キー、ポインティングデバイス、ディスプレイと一体的に設けられたタッチスクリーン、カメラなどの撮影装置、又はマイクである。入力部２４は、動脈圧推定装置２０の動作に用いられるデータを入力する操作を受け付ける。入力部２４は、動脈圧推定装置２０に備えられる代わりに、外部の入力機器として動脈圧推定装置２０に接続されてもよい。接続方式としては、例えば、ＵＳＢ、ＨＤＭＩ（登録商標）、又はBluetooth（登録商標）などの任意の方式を用いることができる。「ＵＳＢ」は、Universal Serial Busの略語である。「ＨＤＭＩ（登録商標）」は、High-Definition Multimedia Interfaceの略語である。

【0052】

出力部２５は、少なくとも１つの出力用インタフェースを含む。出力用インタフェースは、例えば、ディスプレイ又はスピーカである。ディスプレイは、例えば、ＬＣＤ又は有機ＥＬディスプレイである。「ＬＣＤ」は、liquid crystal displayの略語である。「ＥＬ」は、electro luminescenceの略語である。出力部２５は、動脈圧推定装置２０の動作によって得られるデータを出力する。出力部２５は、動脈圧推定装置２０に備えられる代わりに、外部の出力機器として動脈圧推定装置２０に接続されてもよい。接続方式としては、例えば、ＵＳＢ、ＨＤＭＩ（登録商標）、又はBluetooth（登録商標）などの任意の方式を用いることができる。

【0053】

動脈圧推定装置２０の機能は、本実施形態に係るプログラムを、制御部２１としてのプロセッサで実行することにより実現される。すなわち、動脈圧推定装置２０の機能は、ソフトウェアにより実現される。プログラムは、動脈圧推定装置２０の動作をコンピュータに実行させることで、コンピュータを動脈圧推定装置２０として機能させる。すなわち、コンピュータは、プログラムに従って動脈圧推定装置２０の動作を実行することにより動脈圧推定装置２０として機能する。

【0054】

プログラムは、非一時的なコンピュータ読取り可能な媒体に記憶しておくことができる。非一時的なコンピュータ読取り可能な媒体は、例えば、フラッシュメモリ、磁気記録装置、光ディスク、光磁気記録媒体、又はＲＯＭである。プログラムの流通は、例えば、プログラムを記憶したＳＤカード、ＤＶＤ、又はＣＤ－ＲＯＭなどの可搬型媒体を販売、譲渡、又は貸与することによって行う。「ＳＤ」は、Secure Digitalの略語である。「ＤＶＤ」は、digital versatile discの略語である。「ＣＤ－ＲＯＭ」は、compact disc read only memoryの略語である。プログラムをサーバのストレージに格納しておき、サーバから他のコンピュータにプログラムを転送することにより、プログラムを流通させてもよい。プログラムをプログラムプロダクトとして提供してもよい。

【0055】

コンピュータは、例えば、可搬型媒体に記憶されたプログラム又はサーバから転送されたプログラムを、一旦、主記憶装置に格納する。そして、コンピュータは、主記憶装置に格納されたプログラムをプロセッサで読み取り、読み取ったプログラムに従った処理をプロセッサで実行する。コンピュータは、可搬型媒体から直接プログラムを読み取り、プログラムに従った処理を実行してもよい。コンピュータは、コンピュータにサーバからプログラムが転送される度に、逐次、受け取ったプログラムに従った処理を実行してもよい。サーバからコンピュータへのプログラムの転送は行わず、実行指示及び結果取得のみによって機能を実現する、いわゆるＡＳＰ型のサービスによって処理を実行してもよい。「ＡＳＰ」は、application service providerの略語である。プログラムには、電子計算機による処理の用に供する情報であってプログラムに準ずるものが含まれる。例えば、コンピュータに対する直接の指令ではないがコンピュータの処理を規定する性質を有するデータは、「プログラムに準ずるもの」に該当する。

【0056】

動脈圧推定装置２０の一部又は全ての機能が、制御部２１としてのプログラマブル回路又は専用回路により実現されてもよい。すなわち、動脈圧推定装置２０の一部又は全ての機能が、ハードウェアにより実現されてもよい。

【0057】

図３を参照して、本実施形態に係る動脈圧推定システム１０の動作を説明する。この動作は、本実施形態に係る動脈圧推定方法に相当する。

【0058】

ステップＳ１において、拍出センサ４０は、心臓１１の拍出を検知する。具体的には、拍出センサ４０は、心電波形を計測する。拍出センサ４０は、計測した心電波形を示す信号を出力する。

【0059】

ステップＳ２において、第１センサ４１、第２センサ４２、及び第３センサ４３は、大動脈１８の下流において血管１２の「３箇所」が下流の箇所ほど高い圧力で圧迫されているときに１回の心拍に対して「３箇所」のそれぞれに生じた血流を検知する。具体的には、第１センサ４１は、血流が第１カフ３１を突破して生じたＫ音を検知する。第１センサ４１は、Ｋ音の波形を示す信号を出力する。第２センサ４２は、血流が第２カフ３２を突破して生じたＫ音を検知する。第２センサ４２は、Ｋ音の波形を示す信号を出力する。第３センサ４３は、血流が第３カフ３３を突破して生じたＫ音を検知する。第３センサ４３は、Ｋ音の波形を示す信号を出力する。

【0060】

ステップＳ３において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、センサデータ４４を取得する。センサデータ４４は、ステップＳ１で拍出が検知されたタイミングを示すデータを含む。具体的には、センサデータ４４は、そのようなデータとして、拍出センサ４０により計測された心電波形を示すデータを含む。制御部２１は、図４Ａに示すように、拍出センサ４０により計測された心電波形から、拍出タイミングＴ０を特定する。センサデータ４４は、ステップＳ２で１回の心拍に対して「３箇所」のそれぞれに生じた血流が検知されたタイミングを示すデータを更に含む。具体的には、センサデータ４４は、そのようなデータとして、第１センサ４１、第２センサ４２、及び第３センサ４３のそれぞれにより検知されたＫ音の波形を示すデータを含む。制御部２１は、図４Ｂに示すように、第１センサ４１により検知されたＫ音の波形から、第１検知タイミングＴ１として、血液が第１カフ３１を突破したタイミングを特定する。制御部２１は、図４Ｃに示すように、第２センサ４２により検知されたＫ音の波形から、第２検知タイミングＴ２として、血液が第２カフ３２を突破したタイミングを特定する。制御部２１は、図４Ｄに示すように、第３センサ４３により検知されたＫ音の波形から、第３検知タイミングＴ３として、血液が第３カフ３３を突破したタイミングを特定する。第１検知タイミングＴ１と第２検知タイミングＴ２との間には、下流側の圧力が高くなることによる突破の遅れ、及び第２カフ３２が下流にあることによる遅れに起因する時間差が生じている。第２検知タイミングＴ２と第３検知タイミングＴ３との間にも、下流側の圧力が高くなることによる突破の遅れ、及び第３カフ３３が下流にあることによる遅れに起因する時間差が生じている。

【0061】

動脈圧推定装置２０の制御部２１は、「３箇所」の間の距離に応じて、取得したセンサデータ４４で示されるタイミングを補正する。具体的には、制御部２１は、センサデータ４４で示されるタイミングから、「３箇所」の間の距離に対応する遅延時間を差し引くことで、当該タイミングを補正する。より具体的には、制御部２１は、時間差Ｄ１として、拍出タイミングＴ０から第１検知タイミングＴ１までの時間差を算出する。制御部２１は、拍出タイミングＴ０から第２検知タイミングＴ２までの時間差から、第１カフ３１及び第２カフ３２の間の距離に対応する遅延時間を差し引くことで、時間差Ｄ２を算出する。制御部２１は、拍出タイミングＴ０から第３検知タイミングＴ３までの時間差から、第１カフ３１及び第３カフ３３の間の距離に対応する遅延時間を差し引くことで、時間差Ｄ３を算出する。

【0062】

拍出タイミングＴ０は、心電波形の代わりに心音から特定されてもよい。その場合、ステップＳ１において、拍出センサ４０は、僧帽弁の閉塞音を含む心音を検知する。拍出センサ４０は、検知した心音を示す信号を出力する。ステップＳ３において、センサデータ４４は、拍出センサ４０により検知された心音を示すデータを含む。動脈圧推定装置２０の制御部２１は、拍出センサ４０により検知された心音から、拍出タイミングＴ０を特定する。

【0063】

ステップＳ４において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、ステップＳ３で取得したセンサデータ４４を参照して、動脈圧の経時変化を推定する。具体的には、制御部２１は、ステップＳ３における補正後のタイミングと、「３箇所」のそれぞれが圧迫された圧力とに応じて、動脈圧の経時変化を推定する。より具体的には、制御部２１は、図５に示すように、ステップＳ３で算出した時間差Ｄ１、時間差Ｄ２、及び時間差Ｄ３と、対応する第１カフ３１の圧力Ｐ１、第２カフ３２の圧力Ｐ２、及び第３カフ３３の圧力Ｐ３とをプロットする。制御部２１は、図６に示すように、プロットした３点に対するスプライン補間を行って、動脈圧波形の曲線を推定する。

【0064】

ステップＳ５において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、１０回以上の心拍に対する動脈圧波形の推定結果が得られたかどうかを判定する。１０回以上の心拍に対する動脈圧波形の推定結果が得られていなければ、ステップＳ１からステップＳ４の処理が再び行われる。１０回以上の心拍に対する動脈圧波形の推定結果が得られていれば、ステップＳ６の処理が行われる。

【0065】

ステップＳ６において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、１０回以上の心拍に対して取得したセンサデータ４４に対する統計処理を実行する。具体的には、制御部２１は、図７に示すように、１０回以上の心拍に対して推定した複数の動脈圧波形の曲線を重ね合わせる。制御部２１は、複数の動脈圧波形の曲線の平均を算出し、平均から一定距離以内にない曲線を外れ値として除去する。除去されずに残った曲線は、良質波形の曲線となる。

【0066】

ステップＳ７において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、１０回以上の心拍に対する良質波形の曲線が得られたかどうかを判定する。１０回以上の心拍に対する良質波形の曲線が得られていなければ、ステップＳ１からステップＳ６の処理が再び行われる。１０回以上の心拍に対する良質波形の曲線が得られていれば、ステップＳ８の処理が行われる。

【0067】

ステップＳ８において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、動脈圧の経時変化の推定結果に基づいて、ＬＶＥＤＰを推定する。具体的には、制御部２１は、推定した動脈圧波形に応じて、左室圧波形を推定する。制御部２１は、推定した左室圧波形から、ＬＶＥＤＰの推定値を取得する。本実施形態では、制御部２１は、ステップＳ６で実行した統計処理の結果に基づいて、動脈圧の経時変化を推定する。より具体的には、制御部２１は、図８に示すように、ステップＳ６で得られた良質波形の曲線を平均化する。制御部２１は、平均化した曲線の変曲点を特定する。制御部２１は、図９に示すように、平均化した曲線を１８０度回転させた線を外挿することで、変曲点の先の曲線を追加する。その結果、左室圧波形の曲線が得られる。制御部２１は、心拍ごとに特定される基準のタイミングから、大動脈弁１７と、「３箇所」のうち最上流の箇所との間の距離に対応する遅延時間が経過した時点における圧力値をＬＶＥＤＰの推定値として取得する。具体的には、制御部２１は、図９に示すように、拍出タイミングＴ０から、大動脈弁１７と第１カフ３１との間の距離に対応する血液伝搬時間分の時間差に対応するカフ圧を推定ＬＶＥＤＰ値として特定する。大動脈弁１７と第１カフ３１との間の距離は、固定値として予め定められていてもよいし、ＣＴ若しくはＭＲＩを用いて計測されてもよいし、又は診療時のカテーテルの経路長に応じて算出されてもよい。「ＣＴ」は、computed tomographyの略語である。「ＭＲＩ」は、magnetic resonance imagingの略語である。大動脈弁１７と第１カフ３１との間の血液伝搬時間は、第１カフ３１、第２カフ３２、及び第３カフ３３の間の血液伝搬時間から算出されてもよい。例えば、大動脈弁１７と第１カフ３１との間の距離を１５０ｍｍ、第１カフ３１及び第２カフ３２の間の距離を５０ｍｍとすると、第１カフ３１及び第２カフ３２の間の血液伝搬時間が５０ｍｓであれば、大動脈弁１７と第１カフ３１との間の血液伝搬時間は１５０ｍｓとなる。血液伝搬時間については、各カフを各センサに読み替えて考えてもよい。

【0068】

ステップＳ９において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、ステップＳ８で取得されたＬＶＥＤＰの推定値を出力する。例えば、制御部２１は、ＬＶＥＤＰの推定値を出力部２５としてのディスプレイに表示する。あるいは、制御部２１は、ＬＶＥＤＰの推定値を出力部２５としてのスピーカから音声で出力する。あるいは、制御部２１は、ＬＶＥＤＰの推定値を通信部２３に送信させる。通信部２３は、ＬＶＥＤＰの推定値を、直接、又はＬＡＮ若しくはインターネットなどのネットワークを介して他の装置に送信する。

【0069】

上述のように、本実施形態では、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、大動脈１８の下流において血管１２の「３箇所」が下流の箇所ほど高い圧力で圧迫されているときに１回の心拍に対して「３箇所」のそれぞれに生じた血流が検知されたタイミングを示すセンサデータ４４を取得する。制御部２１は、取得したセンサデータ４４を参照して、動脈圧の経時変化を推定する。

【0070】

本実施形態によれば、１回の心拍に対応する動脈圧の経時変化を推定することができる。よって、動脈圧の経時変化を非侵襲かつ高精度に推定することができる。

【0071】

本実施形態の一変形例として、ステップＳ８において、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、平均化した曲線を１８０度回転させた線を外挿する代わりに、比較例と同様の多項式曲線又はコサイン曲線など、何らかのカーブを、平均化した曲線にフィットさせてもよい。あるいは、制御部２１は、予め計測された被験者の動脈圧波形をフィットさせてもよい。被験者に適した曲線をフィットさせることで、左室圧波形の曲線が得られる。

【0072】

本実施形態の一変形例として、動脈圧推定装置２０の制御部２１は、１０回とは異なる任意の複数回の心拍についてセンサデータ４４を取得し、取得したセンサデータ４４を参照して、動脈圧の経時変化を推定してもよい。あるいは、制御部２１は、１回の心拍のみについてセンサデータ４４を取得し、取得したセンサデータ４４を参照して、動脈圧の経時変化を推定してもよい。その場合、制御部２１は、動脈圧波形の曲線を推定せず、図５に示した３点に相当するデータを学習済みモデルに入力し、学習済みモデルを用いてＬＶＥＤＰを推定してもよい。すなわち、制御部２１は、動脈圧の経時変化の推定結果を学習済みモデルに入力し、学習済みモデルから、ＬＶＥＤＰの推定値を取得してもよい。

【0073】

本開示は上述の実施形態に限定されるものではない。例えば、ブロック図に記載の２つ以上のブロックを統合してもよいし、又は１つのブロックを分割してもよい。フローチャートに記載の２つ以上のステップを記述に従って時系列に実行する代わりに、各ステップを実行する装置の処理能力に応じて、又は必要に応じて、並列的に又は異なる順序で実行してもよい。その他、本開示の趣旨を逸脱しない範囲での変更が可能である。

【符号の説明】

【0074】

１０ 動脈圧推定システム
１１ 心臓
１２ 血管
１３ 腕
１４ 動脈圧波形
１５ 動脈圧波形
１６ 左室
１７ 大動脈弁
１８ 大動脈
２０ 動脈圧推定装置
２１ 制御部
２２ 記憶部
２３ 通信部
２４ 入力部
２５ 出力部
３０ カフ制御装置
３１ 第１カフ
３２ 第２カフ
３３ 第３カフ
４０ 拍出センサ
４１ 第１センサ
４２ 第２センサ
４３ 第３センサ
４４ センサデータ
９０ カフ
９１ 第１Ｋ音マイク
９２ 第２Ｋ音マイク
９３ 圧センサ

【図1】

【図2】

【図3】

【図4A】

【図4B】

【図4C】

【図4D】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10A】

【図10B】

【図11A】

【図11B】

【図12A】

【図12B】

【図13A】

【図13B】

【図14】

【図15】

【図16】