特表2023-552643脈波信号を解析するための方法、装置及びコンピュータプログラム製品
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2023-12-18
(54)【発明の名称】脈波信号を解析するための方法、装置及びコンピュータプログラム製品
(51)【国際特許分類】
A61B 5/02 20060101AFI20231211BHJP
【ＦＩ】
A61B5/02 310A
A61B5/02 310V
【審査請求】未請求
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2023535689
(86)(22)【出願日】2021-12-13
(85)【翻訳文提出日】2023-06-12
(86)【国際出願番号】 EP2021085339
(87)【国際公開番号】W WO2022128830
(87)【国際公開日】2022-06-23
(31)【優先権主張番号】20214268.3
(32)【優先日】2020-12-15
(33)【優先権主張国・地域又は機関】EP
(81)【指定国・地域】
【公序良俗違反の表示】
（特許庁注：以下のものは登録商標）
１．ＢＬＵＥＴＯＯＴＨ
(71)【出願人】
【識別番号】590000248
【氏名又は名称】コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ
【氏名又は名称原語表記】Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．
【住所又は居所原語表記】Ｈｉｇｈ Ｔｅｃｈ Ｃａｍｐｕｓ ５２， ５６５６ ＡＧ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ，Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ
(74)【代理人】
【識別番号】110001690
【氏名又は名称】弁理士法人Ｍ＆Ｓパートナーズ
(72)【発明者】
【氏名】デルクス レネ マルティヌス マリア
【テーマコード（参考）】
4C017
【Ｆターム（参考）】
4C017AA02
4C017AA08
4C017AA09
4C017AA10
4C017AC26
4C017BB12
4C017BC11
4C017BC14
4C017FF05
(57)【要約】
一態様によると、対象者から得られた脈波信号、すなわちＰＷＳを解析するためのコンピュータ実装方法が提供される。ＰＷＳは、第１の期間中の対象者の複数の心拍サイクルについての脈波測定値を含む。方法は、（ｉ）ＰＷＳを解析して、複数の心拍サイクルを特定し、各特定された心拍サイクルについてそれぞれの基準点を特定するステップ（４０）と、（ｉｉ）ＰＷＳの時間に関する二階微分信号として２ＰＷＳを決定するステップと、（ｉｉｉ）それぞれの特定された心拍サイクルに対応する２ＰＷＳの各部分について、前記心拍サイクルについて特定された基準点において、２ＰＷＳの振幅に関して２ＰＷＳの前記部分を正規化することによって正規化された２ＰＷＳを決定するステップと、（ｉｖ）第１のラグタイム値について、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値についてｎ次多項式フィットを決定するステップ（４２）であって、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点から第１のラグタイム値が生じる正規化された２ＰＷＳの値を含み、ｎは１以上である、ステップと、（ｖ）１つ又は複数のさらなるラグタイム値について、ステップ（ｉｖ）の１回又は複数回のさらなる反復を行い、正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値についてそれぞれのさらなるｎ次多項式フィットを決定するステップ（４４）であって、正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点からそれぞれのさらなるラグタイム値が生じる正規化された２ＰＷＳの値を含む、ステップと、（ｖｉ）第１の期間内の第１の時点について第１の平均心拍サイクル波形を形成するステップ（４６）であって、第１の平均心拍サイクル波形は、第１の時点での複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、ステップとを含む。
【特許請求の範囲】
【請求項1】
対象者から得られた脈波信号、すなわちＰＷＳを解析するためのコンピュータ実装方法であって、前記ＰＷＳは第１の期間中の前記対象者の複数の心拍サイクルに対する脈波測定値を含み、前記方法は、（ｉ）前記ＰＷＳを解析して、複数の心拍サイクルを特定し、各特定された心拍サイクルについてそれぞれの基準点を特定するステップと、
（ｉｉ）前記ＰＷＳの時間に関する二階微分信号として２ＰＷＳを決定するステップと、
（ｉｉｉ）それぞれの特定された心拍サイクルに対応する前記２ＰＷＳの各部分について、前記心拍サイクルについて前記特定された基準点において、前記２ＰＷＳの振幅に関して前記２ＰＷＳの前記部分を正規化することによって正規化された２ＰＷＳを決定するステップと、
（ｉｖ）第１のラグタイム値について、前記正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値についてｎ次多項式フィットを決定するステップであって、前記正規化された２ＰＷＳの前記第１のセットの値は、各特定された心拍サイクルの前記基準点から前記第１のラグタイム値が生じる前記正規化された２ＰＷＳの値を含み、ｎは、１以上である、ステップと、
（ｖ）１つ又は複数のさらなるラグタイム値について、ステップ（ｉｖ）の１回又は複数回のさらなる反復を行い、前記正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値についてそれぞれのさらなるｎ次多項式フィットを決定するステップであって、前記正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値は、各特定された心拍サイクルの前記基準点から前記それぞれのさらなるラグタイム値が生じる前記正規化された２ＰＷＳの値を含む、ステップと、
（ｖｉ）前記第１の期間内の第１の時点について第１の平均心拍サイクル波形を形成するステップであって、前記第１の平均心拍サイクル波形は、前記第１の時点での前記複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、ステップとを有する、コンピュータ実装方法。
【請求項2】
前記第１の期間内の第２の時点について第２の平均心拍サイクル波形を形成するステップであって、前記第２の平均心拍サイクル波形は、前記第２の時点で前記複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、ステップを有する、請求項１に記載のコンピュータ実装方法。
【請求項3】
前記第１の平均心拍サイクル波形と、前記第２の平均心拍サイクル波形とを比較して、前記第１の時点と前記第２の時点との間の前記平均心拍サイクル波形の変化を特定するステップをさらに有する、請求項２に記載のコンピュータ実装方法。
【請求項4】
前記第１の平均心拍サイクル波形及び前記第２の平均心拍サイクル波形から前記対象者の血圧の尺度又は前記対象者の血圧の変化の尺度を決定するステップをさらに有する、請求項２又は３に記載のコンピュータ実装方法。
【請求項5】
前記第１の平均心拍サイクル波形を処理して前記対象者の血圧の尺度を決定するステップをさらに有する、請求項１に記載のコンピュータ実装方法。
【請求項6】
前記第１のラグタイム値及び前記１つ又は複数のさらなるラグタイム値の各々は、前記対象者の心拍サイクルの持続期間以下である、請求項１から５のいずれか一項に記載のコンピュータ実装方法。
【請求項7】
各特定された心拍サイクルについての前記基準点は、前記対象者の脈波の始まりである、請求項１から６のいずれか一項に記載のコンピュータ実装方法。
【請求項8】
対象者から得られた脈波信号、すなわちＰＷＳを解析するための装置であって、前記ＰＷＳは、第１の期間中の前記対象者の複数の心拍サイクルについての脈波測定値を含み、前記装置は、（ｉ）前記ＰＷＳを解析して、複数の心拍サイクルを特定し、各特定された心拍サイクルについてそれぞれの基準点を特定し、
（ｉｉ）前記ＰＷＳの時間に関する二階微分信号として２ＰＷＳを決定し、
（ｉｉｉ）それぞれの特定された心拍サイクルに対応する前記２ＰＷＳの各部分について、前記心拍サイクルについて特定された前記基準点において、前記２ＰＷＳの振幅に関して前記２ＰＷＳの前記部分を正規化することによって正規化された２ＰＷＳを決定し、
（ｉｖ）第１のラグタイム値について、前記正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値についてｎ次多項式フィットを決定し、前記正規化された２ＰＷＳの前記第１のセットの値は、各特定された心拍サイクルの前記基準点から前記第１のラグタイム値が生じる前記正規化された２ＰＷＳの値を含み、ｎは１以上であり、
（ｖ）前記１つ又は複数のさらなるラグタイム値について、動作（ｉｖ）の１回又は複数回のさらなる反復を行い、前記正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値についてそれぞれのさらなるｎ次多項式フィットを決定し、前記正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値は、各特定された心拍サイクルの前記基準点から前記それぞれのさらなるラグタイム値が生じる前記正規化された２ＰＷＳの値を含み、
（ｖｉ）前記第１の期間内の第１の時点について第１の平均心拍サイクル波形を形成し、前記第１の平均心拍サイクル波形は、前記第１の時点での前記複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、装置。
【請求項9】
前記第１の期間内の第２の時点について第２の平均心拍サイクル波形を形成し、前記第２の平均心拍サイクル波形は、前記第２の時点での前記複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、請求項８に記載の装置。
【請求項10】
前記第１の平均心拍サイクル波形と、前記第２の平均心拍サイクル波形とを比較して、前記第１の時点と前記第２の時点との間の前記平均心拍サイクル波形の変化を特定する、請求項９に記載の装置。
【請求項11】
前記第１の平均心拍サイクル波形及び前記第２の平均心拍サイクル波形から前記対象者の血圧の尺度又は前記対象者の血圧の変化の尺度を決定する、請求項９又は１０に記載の装置。
【請求項12】
前記第１の平均心拍サイクル波形を処理して前記対象者の血圧の尺度を決定する、請求項８に記載の装置。
【請求項13】
前記第１のラグタイム値及び前記１つ又は複数のさらなるラグタイム値の各々は、前記対象者の心拍サイクルの持続期間以下である、請求項８から１２のいずれか一項に記載の装置。
【請求項14】
各特定された心拍サイクルについての前記基準点は、前記対象者の脈波の始まりである、請求項８から１３のいずれか一項に記載の装置。
【請求項15】
コンピュータ可読コードが具現化されるコンピュータ可読媒体であって、前記コンピュータ可読コードは、好適なコンピュータ又はプロセッサによる実行時に、前記コンピュータ又は前記プロセッサに、請求項１から７のいずれか一項に記載の方法を実行させる、コンピュータ可読媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本開示は、対象者から得られた脈波信号に関し、脈波信号は、対象者の複数の心拍サイクルについての脈波測定値を有する。より詳細には、本開示は、脈波信号を解析するための方法、装置及びコンピュータプログラム製品に関する。
【背景技術】
【0002】
血圧（ＢＰ）は、人／対象者の健康の重要な指標である。米国では、成人人口の約３０％は血圧が高いと推定される。高血圧症は、明らかな外見の兆候がない共通の健康問題である。血圧は一般に、年齢と共に上昇し、その後の生活の中で高血圧になるというリスクに注目すべきである。持続性高血圧症は、発作、心不全及び死亡率の増加に関する重要なリスク要因の１つである。対象者の症状は、生活スタイルの変化、健康的な食事の選択及び投薬によって改善することができる。とりわけ高リスクの患者に関して、通常の日常生活活動の邪魔をしないシステムを利用する継続的２４時間の血圧モニタリングが極めて重要である。血圧の継続的モニタリングはまた、健康管理環境、例えば病院などでの、手術室（ＯＲ）又は集中治療出力（ＩＣＵ）においても患者にとって有益であり得る。低血圧は、重要な器官の酸素供給の欠乏につながり、器官が損傷する結果になる場合もある。血圧が高過ぎると、外科手術、特に脳外科手術中、又は術後に特に、防止すべきである出血を引き起こす可能性がある。
【0003】
例えば血圧の変化の測定に関して、一部のケースでは、血圧の絶対測定値を得ることができ、他のケースでは、血圧の相対測定値を得る場合もある。とりわけ血圧は、例えば数分程度の短い時間ウィンドウにわたって変化する場合があり、このような変化は、さらなる診察、及び場合によっては医学的介入に該当する場合がある。
【0004】
血圧を測定する、及び／又は血圧の変化を測定するのに利用可能ないくつかの異なる技術がある。これらの技術の一部は、血圧自体を測定するが、他の技術は、対象者の他の生理学的特徴を測定し、例えば、生理学的特徴の変化又は値を、血圧の変化又は値と関連付けることによってこれらを血圧の代用として使用する。血圧を直接測定する技術の一部は、対象者の動脈への侵襲式の接近を必要とする、又は膨張式カフなどのかさばる／不便な器具の利用を必要とする。しかしながら、血圧の代用として使用される生理学的特徴は、対象者の身体に貼り付けられた簡素な及び／又は目立たないセンサを使用して測定することができる。
【0005】
トノメータは、圧力が動脈に加えられたとき、外部に配置された力センサ又は圧力センサを使用して動脈拡張（すなわち動脈の拡張を表す波形）を測定する。或いは、何回かの心臓の周期（心拍サイクル）の間の身体の一部における血流のボリュームの変化を表す１つ又は複数のＰＰＧ信号を取得するために、１つ又は複数の光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）センサが身体の一部に配置される場合がある。これらの技術は両方とも、対象者の何回かの心拍サイクルをカバーする、対象者からの脈波信号（ＰＷＳ）を取得する。この脈波形／信号を解析して、代用血圧測定値として使用される１つ又は複数の生理学的特徴を特定することができる。
【0006】
代用血圧測定値として使用することができる１つの生理学的特徴は、脈波伝搬速度（ＰＷＶ）である。心臓が拍動するとき、大動脈及びさらなる動脈系の血液を通して脈波が生成される。脈波の速度（脈波伝播速度と呼ばれる）は、血液（流体）特性及び何らかの動脈の（直径及びコンプライアンスのような）特性によって影響を受ける。これらの血液特性及び動脈特性はまた、血圧によっても影響を受け、そのため、ＰＷＶの変化は血圧の変化と関連付けることができる。
【0007】
ＰＷＶを測定するための一部の技術は、２スポット又はダブルスポット手法を使用する。これは、２つの信号を同時に捕らえるために２つのセンサ（例えばＰＰＧセンサ）を必要とする。第１のセンサからの信号は、近位の場所での、例えば心臓に近くでの脈波の始まりを検出するのに使用される。第２のセンサからの信号は、遠位の場所での、例えば患者の指の大腿動脈での、脈波の到達を検出するのに使用される。
【0008】
しかしながら、測定器具による対象者の不便さを最小限にするために、ＰＷＶを測定するためのシングルスポット技術が開発されている。これらの技術は、動脈樹における脈波反射を利用する。大動脈から、例えば指まで進む直接脈波が存在し、大動脈から腎臓の分岐まで進み、その後腎臓の分岐から指まで進む間接脈波が存在する。この方法において、間接（反射）脈波は、直接脈波よりも指の場所に遅く到達する。直接脈波及び間接脈波の到達時間が指で測定されるとき、これらの到達時間の差分は、大動脈弓から腎臓の分岐に進み、そこから戻るのに必要とされる時間を提供する。反射脈波のこの余分な進行距離の知識（又は概算）を利用して、以下の式（１）による反射波の脈波伝播速度を推定することが可能である。
ここで、Ｌｈｒは、大動脈弓と腎臓の分岐との間の距離であり、ＰＲＴは、いわゆる脈拍反射時間であり、これは、間接脈波の開始（上に向かう側面）の時間までの、直接脈波の開始（上に向かう側面）の間の時間として定義される。ＰＲＴを算出するのに必要とされる時間ｔｃ及びｔａは、例えば時間に対するＰＰＧ波形の二階微分を介して得られる、ＰＰＧ測定値のいわゆる「加速度波形」を介して決定することができる。
【数1】
【0009】
典型的には、図１に示されるように、加速度波形は、５つの「参照点」又は「基準点」から成るとみなされる。図１（ａ）は、指摘された重複隆起を有する１秒間に及ぶ例示のＰＰＧ信号を示す。図１（ｂ）は、時間に関する、図１（ａ）のＰＧＧ信号の一階微分信号を示し、図１（ｃ）は、時間に関する図１（ａ）のＰＧＧ信号の二階微分信号を示す。一階微分信号は、ｖ－ＰＰＧと示され、二階微分信号（加速度波形）は、ａ－ＰＰＧと示される。５つの基準点が、加速度波形、図１（ｃ）に示される。ａ点は、直接脈波の開始の印となり、ｂ点は、直接脈波の終わりの印となる。ｅ点は、収縮期期間の終わり（大動脈弁閉鎖）の印となり、この開示の目的のために、ｃ点は、反射波の開始の印となり、ｄ点は、反射波の終わりの印となるとみなされる。
【0010】
図２は、式（１）によるシングルスポットＰＰＧ測定及びＰＷＶ派生の一例を示す。図２（ａ）におけるグラフは、ＩＣＵ患者の５時間の期間にわたるｍｍＨｇでの平均動脈圧（ＭＡＰ）を示す。図２（ｂ）におけるグラフは、２Ｌｈｒ（心臓から腎臓の分岐の距離までの２倍）を７５ｃｍとする推定で、式（１）によるＰＰＧ信号から計算したｍ／ｓでのＰＷＶを示す。
【0011】
シングルスポット測定値からＭＡＰと脈波伝播速度との間に強力な正の相関があることを図２に見ることができる。しかしながら、脈波伝播速度測定値の確実さは、とりわけ２スポット測定手法から得られた脈波伝播速度と比べたとき、脈波伝播速度値に多くの異常値が存在するため、疑われる場合もある。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0012】
シングルスポット脈波伝播速度測定に関する問題の一部は、反射脈波の参照点を検出することが常に容易ではないことである。これは、図１（ｃ）におけるａ－ＰＰＧプロットから見ることができる。このＰＰＧ信号の二階微分信号を算出することは、元のＰＰＧ信号における量子化及びノイズが理由で、極めて品質の劣る信号につながる。改善された参照点検出を獲得するために、（一時的又は多数の心拍にわたるいずれかの）信号平滑化を適用することができる。そのような平滑化の後、参照点を確実に検出することが可能になる。しかしながら、ｃ点及びｄ点（これらは反射波に関連する）の良好な検出のために、参照点を確実に検出することができるようになるには、かなり大幅な平滑化が適用される必要がある。あまりにも一時的過ぎる平滑化は、高周波参照点におけるロスにつながるのに対して、多数の心拍サイクルにわたるあまりにも大きな平均化は、時間が変動する条件下で問題を提示する。
【0013】
したがって、心拍サイクル波形の平均化を改善する要望がある。
【0014】
本明細書に記載される技術は、多数の心拍サイクルにわたる平均化を適用して、結果として生じる平均におけるノイズを削減又は除去することで、反射脈波及び／又は心拍サイクル波形の他の特徴の改善された解析を可能にする。上記で指摘したように、反射脈波の解析は、代用血圧測定として使用することができるが、平均化された心拍サイクル波形の解析は、対象者の健康の他の局面、例えば完全に入院中の患者の動脈コンプライアンスの傾向をモニタリングするのに使用することができることを理解されたい。
【課題を解決するための手段】
【0015】
第１の特有の態様によると、対象者から得られた脈波信号（ＰＷＳ）を解析するためのコンピュータ実施方法が提供される。ＰＷＳは、第１の期間中の対象者の複数の心拍サイクルについての脈波測定値を含む。方法は、（ｉ）ＰＷＳを解析して、複数の心拍サイクルを特定し、各特定された心拍サイクルについてそれぞれの基準点を特定するステップと、（ｉｉ）ＰＷＳの時間に関して二階微分信号として２ＰＷＳを決定するステップと、（ｉｉｉ）それぞれの特定された心拍サイクルに対応する２ＰＷＳの各部分について、前記心拍サイクルについて特定された基準点において、２ＰＷＳの振幅に関して２ＰＷＳの前記部分を正規化することによって正規化された２ＰＷＳを決定するステップと、（ｉｖ）第１のラグタイム値について、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値についてｎ次多項式フィットを決定するステップであって、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点から第１のラグタイム値が生じる正規化された２ＰＷＳの値を含み、ｎは、１以上である、ステップと、（ｖ）１つ又は複数のさらなるラグタイム値についてステップ（ｉｖ）の１回又は複数回のさらなる反復を行って正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値についてそれぞれのさらなるｎ次多項式フィットを決定するステップであって、正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点からそれぞれのさらなるラグタイム値が生じる正規化された２ＰＷＳの値を含む、ステップと、（ｖｉ）第１の期間内の第１の時点について第１の平均心拍サイクル波形を形成するステップであって、第１の平均心拍サイクル波形は、第１の時点での複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、ステップとを含む。したがって、この態様は、第１の期間にわたるＰＷＳにおける傾向を考慮し、例えばシングルスポット測定技術を使用して得られたＰＷＳの改善された解析を可能にする改善された平均心拍サイクル波形を提供する。
【0016】
いくつかの実施形態において、方法は、第１の期間内の第２の時点について第２の平均心拍サイクル波形を形成するステップであって、第２の平均心拍サイクル波形は、第２の時点で複数のｎ次多項式フィットの値から形成される、ステップをさらに含む。
【0017】
これらの実施形態では、方法は、第１の平均心拍サイクル波形と、第２の平均心拍サイクル波形を比較して、第１の時点と第２の時点との間の平均心拍サイクル波形の変化を特定するステップをさらに含むことができる。これらの実施形態は、例えば心拍サイクルに関連する特性がどのように変化したかを評価するために、第１の期間にわたる平均心拍サイクル波形における変化が評価され得ることを実現する。
【0018】
これらの実施形態では、方法は、第１の平均心拍サイクル波形及び第２の平均心拍サイクル波形から対象者の血圧の尺度又は対象者の血圧の変化の尺度を決定するステップをさらに含むことができる。
【0019】
いくつかの実施形態において、方法は、第１の平均心拍サイクル波形を処理して対象者の血圧の尺度を決定するステップをさらに含む。
【0020】
いくつかの実施形態において、第１のラグタイム値及び１つ又は複数のさらなるラグタイム値の各々は、対象者の心拍サイクルの持続期間以下である。
【0021】
いくつかの実施形態において、各特定された心拍サイクルについての基準点は、対象者の脈波の始まりである。この基準点は、時間に関するＰＷＳの一階微分信号又は二階微分信号を検出するのが比較的容易であるために有益である。
【0022】
いくつかの実施形態において、ステップ（ｉｉ）は、ステップ（ｉ）より前、又はその一部として実行され、ステップ（ｉ）は、複数の心拍サイクルを特定し、２ＰＷＳにおける局所最大値として、各特定された心拍サイクルについてのそれぞれの基準点を特定するステップを含むことができる。
【0023】
代替の実施形態では、ステップ（ｉｉ）は、ステップ（ｉ）より前、又はその一部として実行され、ステップ（ｉ）は、ＰＷＳの時間に関する一階微分信号（１ＰＷＳ）におけるピークを検出するステップと、１ＰＷＳにおける検出されたピークによって規定されるそれぞれのサーチウィンドウ内で複数の心拍サイクルを特定し、２ＰＷＳにおける局所最大値として各特定された心拍サイクルについてのそれぞれの基準点を特定するステップを含むことができる。
【0024】
いくつかの実施形態において、ｎは１である。他の実施形態では、ｎは２である。いくつかの実施形態において、ＰＷＳは、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）信号である。
【0025】
第２の態様において、対象者から得られた脈波信号（ＰＷＳ）を解析するための装置が提供される。ＰＷＳは、第１の期間中の対象者の複数の心拍サイクルについての脈波測定値を含む。装置は、（ｉ）ＰＷＳを解析して、複数の心拍サイクルを特定し、各特定された心拍サイクルについてそれぞれの基準点を特定し、（ｉｉ）ＰＷＳの時間に関して二階微分信号として２ＰＷＳを決定し、（ｉｉｉ）それぞれの特定された心拍サイクルに対応する２ＰＷＳの各部分について、前記心拍サイクルについて特定された基準点において、２ＰＷＳの振幅に関して２ＰＷＳの前記部分を正規化することによって正規化された２ＰＷＳを決定し、（ｉｖ）第１のラグタイム値について、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値についてｎ次多項式フィットを決定し、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点から第１のラグタイム値が生じる正規化された２ＰＷＳの値を含み、ｎは１以上であり、（ｖ）１つ又は複数のさらなるラグタイム値について、動作（ｉｖ）の１回又は複数回のさらなる反復を行い、正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値についてそれぞれのさらなるｎ次多項式フィットを決定し、正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点からそれぞれのさらなるラグタイム値が生じる正規化された２ＰＷＳの値を含み、（ｖｉ）第１の期間内の第１の時点について第１の平均心拍サイクル波形を形成し、第１の平均心拍サイクル波形は、第１の時点での複数のｎ次多項式フィットの値から形成されるように構成される。したがってこの態様は、第１の期間にわたってＰＷＳにおける傾向を考慮し、例えばシングルスポット測定技術を使用して得られたＰＷＳの改善された解析を可能にする改善された平均心拍サイクル波形を提供する。
【0026】
いくつかの実施形態において、装置は、第１の期間内の第２の時点について第２の平均心拍サイクル波形を形成するようにさらに構成され、第２の平均心拍サイクル波形は、第２の時点での複数のｎ次多項式フィットの値から形成される。
【0027】
これらの実施形態では、装置は、第１の平均心拍サイクル波形と、第２の平均心拍サイクル波形とを比較して、第１の時点と第２の時点との間の平均心拍サイクル波形の変化を特定するようにさらに構成され得る。これらの実施形態は、例えば心拍サイクルに関連する特性がどのように変化したかを評価するために、第１の期間にわたる平均心拍サイクル波形の変化が評価され得ることを実現する。
【0028】
これらの実施形態では、装置は、第１の平均心拍サイクル波形及び第２の平均心拍サイクル波形から対象者の血圧の尺度又は対象者の血圧の変化の尺度を決定するようにさらに構成され得る。
【0029】
いくつかの実施形態において、装置は、第１の平均心拍サイクル波形を処理して対象者の血圧の尺度を決定するようにさらに構成され得る。
【0030】
いくつかの実施形態において、第１のラグタイム値及び１つ又は複数のさらなるラグタイム値の各々は、対象者の心拍サイクルの持続期間以下である。
【0031】
いくつかの実施形態において、各特定された心拍サイクルについての基準点は、対象者の脈波の始まりである。この基準点は、時間に関するＰＷＳの一階微分信号又は二階微分信号を検出するのが比較的容易であるため有益である。
【0032】
いくつかの実施形態において、動作（ｉｉ）は、動作（ｉ）より前、又はその一部として実行され、動作（ｉ）は、複数の心拍サイクルを特定し、２ＰＷＳにおける局所最大値として、各特定された心拍サイクルについてのそれぞれの基準点を特定するステップを含むことができる。
【0033】
代替の実施形態では、動作（ｉｉ）は、動作（ｉ）より前、又はその一部として実行され、動作（ｉ）は、ＰＷＳの時間に関する第１の派生（１ＰＷＳ）におけるピークを検出するステップと、１ＰＷＳにおける検出されたピークによって規定されるそれぞれのサーチウィンドウ内で複数の心拍サイクルを特定し、２ＰＷＳにおける局所最大値として、各特定された心拍サイクルについてのそれぞれの基準点を特定するステップを含むことができる。
【0034】
いくつかの実施形態において、ｎは１である。他の実施形態では、ｎは２である。
【0035】
いくつかの実施形態において、ＰＷＳは、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）信号である。
【0036】
いくつかの実施形態において、装置は、対象者からＰＷＳを取得するための脈波センサをさらに備える。代替の実施形態では、装置は、脈波センサからＰＷＳを受け取るように構成される。
【0037】
第３の態様によると、コンピュータ可読コードが具現化されるコンピュータ可読媒体を備えるコンピュータプログラム製品が提供され、コンピュータ可読コードは、好適なコンピュータ又はプロセッサによる実行時に、コンピュータ又はプロセッサに、第１の態様による、又はその任意の実施形態による方法を実行させるように構成されている。
【0038】
これらの及び他の態様は、以下に記載される実施形態から明白となり、これらの実施形態による明瞭となる。
【0039】
例示の実施形態がここで、単なる一例として、以下の図面を参照して記載される。
【図面の簡単な説明】
【0040】
【図1(a)】ＰＰＧ信号の１秒セグメントを示す図である。
【図1(b)】ＰＰＧ信号の一階微分信号を示す図である。
【図1(c)】ＰＰＧ信号の二階微分信号を示す図である。
【図2(a)】５時間の期間にわたる平均動脈圧力の測定値を示す図である。
【図2(b)】同じ期間についての式（１）によるシングルスポットＰＰＧ測定値及びＰＷＶ微分信号の一例を示す図である。
【図3】種々の例示の実施形態による装置のブロック図である。
【図4】種々の実施形態による対象者から得られた脈波信号を解析するための方法を例示するフローチャートである。
【図5(a)】ＰＰＧ信号の１秒セグメントを示す図である。
【図5(b)】ＰＰＧ信号の一階微分信号を示す図である。
【図5(c)】ＰＰＧ信号の二階微分信号を示す図である。
【図6(a)】１分の時間ウィンドウにおける動脈圧力のグラフである。
【図6(b)】６０秒の時間ウィンドウ中の脈波信号の二階微分信号のグラフである。
【図7】互いと重ね合わされた脈波信号の二階微分信号において特定された複数の波形を示すグラフである。
【図9】共通の参照点から特定のラグタイム値での脈波信号の二階微分信号において特定された複数の波形からの値と、表示された値についての３つのｎ次多項式フィットとを示すグラフである。
【図10】６０秒の時間ウィンドウ中のいくつかの時点についての１次平均波形を示す図である。
【図11】種々の実施形態による脈波信号を解析する中での種々の動作を例示する機能ブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【0041】
本明細書に記載される技術は、多数の心拍サイクルにわたる平均化を適用することで、結果として生じる平均におけるノイズを削減又は除去することで、反射脈波及び／又は心拍サイクル波形の他の特徴の改善された解析を可能にする。反射脈波の解析は、代用血圧測定として使用することができるが、平均化された心拍サイクル波形の解析は、対象者の健康の他の局面についての情報を提供することができることを理解されたい。記載される技術は、単一のセンサが対象者に貼り付けられる、いわゆるシングルスポット測定技術の場合にとりわけ有益である。
【0042】
対象者の身体にある測定点において脈の変化／脈波に関する情報を含む脈波信号（ＰＷＳ）について、平滑化されるべき心拍サイクルの各々についての基準点がＰＷＳにおいて特定される。ＰＷＳは、例えば、トノメータを使用して得られたＰＰＧ信号又は脈波信号であり得る。特定されるべき基準点は好ましくは、脈波の最初の上に向かう側面に関し、これは、反射の影響を受けるべきではなく、したがって安定した基準点（すなわち血圧の変化に左右されない）であるべきである。しかしながら、所望であれば、異なる基準点が使用される場合もあることを理解されたい。次に、平均心拍サイクル波形を算出するために、基準点の種々の発生の時間及び振幅が使用される。時間ウィンドウにわたる全ての心拍サイクル波形の通常の平均化は、時間が変動する状況を考慮にいれない。そのような通常の平均化は、ＷＯ２０１５／０４４０１０号に記載されている。本明細書に記載される平均化技術は、平均化処置（ラグ、すなわちラグタイムは、各心拍サイクルについて特定されたａ基準点に対する時間であり、例えば各心拍サイクルについて特定された基準点に対する時間である）において各ラグについての時間の（線形）変動を考慮するように平均化を拡張する。
【0043】
図３は、本明細書に記載される技術の種々の実施形態によるＰＷＳを解析するための装置３０のブロック図である。対象者の身体にある単一の地点で圧力波を測定し、ＰＷＳを出力するのに使用される脈波センサ３２が図３に示される。脈波センサ３２は、いくらかの適用圧力で対象者の（上）腕に貼り付けることができ、ＮＸＰ ＳｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒｓからのＭＰＸＶ６１１５ Ｓｅｒｉｅｓ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｓｉｌｉｃｏｎ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒなどを使用する、任意のタイプの圧力センサ、例えばＰＰＧセンサ、トノメータ（圧力計）ベースのセンサ又は油圧式センサパッドであり得る。いくつかの実施形態において、脈波センサ３２は、装置の一部である、又は装置３０と一体式の場合もある。他の実施形態において、装置３０は、直接（例えば有線で）又は間接的に（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ、ＷｉＦｉ、セルラー方式通信プロトコルなどの無線通信技術を使用して）脈波センサ３２に接続される場合もある。代替の実施形態では、装置３０は、脈波センサ３２に接続されず、代わりに装置３０は、サーバ又はデータベースなどの別のデバイス又は装置からＰＷＳを取得することができる。
【0044】
知られているように、ＰＰＧセンサ３２は、例えば腕、脚、耳たぶ、指などの対象者の身体の上に配置することができ、身体のその部分を通過する血液のボリュームに関連する出力信号（「ＰＰＧ信号」）を提供することができる。身体のその部分を通過する血液のボリュームは、身体のその部分における血液の圧力に関連する。ＰＰＧセンサ３２は典型的には、光センサと、１つ又は複数の光源とを備える。ＰＰＧセンサ３２によって出力されたＰＰＧ信号は、光センサからの生の測定信号である（例えばＰＰＧ信号は、経時的な光強度を表す信号であり得る）。或いは、ＰＰＧセンサ３２は、例えば、ノイズを削減するため、及び／又はモーションアーテファクトを補償するために、光強度信号の何らかの前処理を実行するが、この前処理は、本明細書に記載される技術の実施のために必須ではないことを理解されたい。
【0045】
装置３０は、サーバ、デスクトップコンピュータ、ラップトップ、タブレットコンピュータ、スマートフォン、スマートウォッチなどのコンピューティングデバイスの形態である、又はコンピューティングデバイスの一部である、或いは、対象者／患者の種々の生理学的特徴をモニタする（及び任意選択で表示する）のに使用される患者モニタリングデバイス（例えば臨床環境での患者の枕元に位置するモニタリングデバイス）など、臨床環境で典型的に見られるデバイスのタイプである。
【0046】
装置３０は、装置３０の動作を制御し、ＰＷＳを解析するために本明細書に記載される方法を実施及び／又は実行するように構成され得る処理ユニット３４を含む。処理ユニット３４は、本明細書に記載される種々の機能を実行するために、ソフトウェア及び／又はハードウェアを備えて、多数のやり方で実装することができる。処理ユニット３４は、必要な機能を実行するため、及び／又は必要とされる機能をもたらすために処理ユニット３４の構成要素を制御するために、ソフトウェア又はコンピュータプログラムコードを使用してプログラミングされる１つ又は複数のマイクロプロセッサ又はデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を備える。処理ユニット３４は、任意の機能を実行するための専用ハードウェア（例えば、増幅器、前置増幅器、アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）及び／又はデジタルアナログ変換器（ＤＡＣ））と、他の機能を実行するためのプロセッサ（例えば１つ又は複数のプログラムされたマイクロプロセッサ、コントローラ、ＤＳＰ及び関連付けられた回路）との組み合わせとして実装される。本開示の種々の実施形態で採用される構成要素の例は、これに限定するものではないが、従来のマイクロプロセッサ、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）、ニューラルネットワークを実装するためのハードウェア、及び／又はいわゆる人工知能（ＡＩ）ハードウェアアクセラレータ（すなわちメインプロセッサの傍らで使用することができる、ＡＩ用途に特別に設計されたプロセッサ又は他のハードウェア）を含む。
【0047】
処理ユニット３４は、装置３０の動作を制御する際に、及び／又は本明細書に記載される方法を実施又は実行する際に、処理ユニット３４による使用のためにデータ、情報及び／又は信号を記憶することができるメモリユニット３６に接続される。いくつかの実装形態では、メモリユニット３６は、処理ユニット３４が、本明細書に記載される方法を含めた、１つ又は複数の機能を実行するために、処理ユニット３４によって実施され得るコンピュータ可読コードを記憶する。詳細な実施形態では、プログラムコードは、スマートウォッチ、スマートフォン、タブレット、ラップトップ又はコンピュータのための用途の形態であり得る。メモリユニット３６は、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、スタティックＲＡＭ（ＳＲＡＭ）、ダイナミックＲＡＭ（ＤＲＡＭ）、リードオンリメモリ（ＲＯＭ）、プログラマブルＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能なＰＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）及び電気的に消去可能なＰＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）などの揮発性及び不揮発性コンピュータメモリを含むキャッシュ又はシステムメモリなどの任意のタイプの非一時的マシン可読媒体を備えることができ、メモリユニット３６は、メモリチップ、光学ディスク（コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）又はブルーレイディスクなど）、ハードディスク、テープストレージソリューション、又はメモリスティック、ソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）、メモリカードなどを含むソリッドステートデバイスの形態で実装することができる。
【0048】
いくつかの実施形態において、装置３０は、装置３０のユーザが情報、データ及び／又は命令を装置３０に入力することを可能にする、及び／又は装置３０が装置３０のユーザに情報又はデータを出力することを可能にする１つ又は複数の構成要素を含むユーザインターフェース３８を備える。ユーザインターフェース３８によって出力され得る情報は、１つ又は複数の期間についての平均化された心拍サイクル波形の指示又は実例、及び／又は平均心拍サイクル波形から得られた情報を含むことができる。ユーザインターフェース３８は、任意の好適な入力構成要素を備えることができ、これに限定するものではないがキーボード、キーパッド、１つ又は複数のボタン、スイッチ又はダイアル、マウス、トラックパッド、タッチスクリーン、スタイラス、カメラ、マイクロフォンなどが含まれ、及び／又はユーザインターフェース３８は、任意の好適な出力構成要素を備えることができ、これに限定するものではないが、ディスプレイスクリーン、１つ又は複数の光源もしくは光源要素、１つ又は複数のラウドスピーカー、振動要素などが含まれる。
【0049】
装置３０の実際の実装形態は、図３に示されるもの対して追加の構成要素を含むことを理解されたい。例えば、装置３０は、バッテリなどの電源、又は装置３０がメイン電源に接続されることを可能にするための構成要素も含む。装置３０は、脈波センサ３２（脈波センサ３２が装置３０から離れている実施形態での）、サーバ、データベース、ユーザデバイス及び／又は他のセンサを含めた他のデバイスへのデータ接続、及び／又は他のデバイスとのデータ交換を可能にするためのインターフェース回路も含む。
【0050】
図４におけるフローチャートは、種々の実施形態による、対象者から得られたＰＷＳを解析するための例示の方法を示す。いくつかの実施形態において、装置３０内の処理ユニット３４は、図４における方法を実施するように構成することができる。他の実施形態では、コンピュータ又は処理ユニット３４がコードを実施するとき、コンピュータ又は処理ユニット３４に図４の方法を実行させるコンピュータ可読コードが提供され得る。
【0051】
ＰＷＳは、対象者上の単一の測定点に位置する脈波センサ３２から受信され、ＰＷＳは、対象者の複数の心拍サイクル（すなわち心拍動）についての脈波測定値を表す。ＰＷＳは、サンプリングレートＦｓで取得される。図４における方法は、ＰＰＧ信号の形態でＰＷＳを参照して以下に記載されるが、方法は、ＰＷＳの他の形態に適用され得ることを理解されたい。いくつかの実施形態において、図４における方法は、ＰＷＳが対象者から受信される、又は測定されるとき、ＰＷＳに対して周期的に又は継続的に行うことができる。いくつかの実施形態において、図４の方法は、例えば１時間の期間をカバーするＰＷＳの１分ウィンドウなど、より長いＰＷＳのウィンドウ部分に対して作用することができる。しかしながら、方法は、任意の数の心拍サイクルをカバーする任意の所望の長さを有するＰＷＳに適用することができることを理解されたい。以下の記載では、ＰＷＳに対して実行される動作又はステップへの言及は、例えば１分の期間に対応する部分など、対象のＰＷＳの一部に対してそのような動作又はステップを実行することに関連する。
【0052】
方法の第１のステップ、ステップ４０では、心拍サイクルを特定するためにＰＷＳが解析され、各心拍サイクルについてそれぞれの基準点が特定される。基準点は、心拍サイクルを「整列させ」、平均を決定することを可能にするために、その後のステップで使用することができる各心拍サイクルにおける特定の点である。
【0053】
図１を参照して上記に記載したように、「加速度波形」における各心拍サイクル（時間に対するＰＷＳの第２の派生）は、５つの「参照点」又は「基準点」を有するようにみなすことができる。ａ基準点は、直接脈波の開始の印となり、これは、脈波（心臓の拍動によって生じる血液の脈）の始まりであり、ｂ点は、直接脈波の終わりの印となる。ｅ点は、収縮期間の終わり（大動脈弁閉鎖）の印となり、この開示の目的のために、ｃ点は、反射波の開始の印となり、ｄ点は、反射波の終わりの印となるとみなされる。好ましくは、ステップ４０において、各心拍サイクルについての基準点は、脈波の始まり（脈波の直接部分）であり、これは、収縮段階の開始、すなわち基準点ａとして見ることができる。しかしながら、他の実施形態では、ステップ４０において基準点の他の１つを特定することができる、又は当然のことながら、図１（ｃ）に示される基準点ａからｅの異なる基準点を特定することができることを理解されたい。
【0054】
以下において、時間に対するＰＷＳの一階微分に対応する信号は、「１ＰＷＳ」として示され、時間に対するＰＷＳの二階微分に対応する信号は、「２ＰＷＳ」として示される。ＰＰＧ信号の特有の例を参照して説明するとき、１ＰＷＳは、「速度波形」（ｖ－ＰＰＧ）とも呼ばれ、２ＰＷＳは「加速度波形」（ａ－ＰＰＧ）とも呼ばれる。
【0055】
ステップ４０のいくつかの実施形態は、２ＰＷＳに表される各心拍サイクルにおける局所最大値を検出することによって脈波の始まりの検出を行う。しかしながら、二階微分されたＰＰＧ信号は、元のＰＰＧ信号におけるノイズ又は量子化が理由で、低品質である場合があることを図１（ｃ）に見ることができる。
【0056】
したがって、より好ましい実施形態では、脈波の始まりは、２段階プロセスを使用して検出される。図５（ａ）は、図１（ａ）に示されるＰＰＧ信号の同一の１秒セグメントを示す。図５（ｂ）は、時間に対するＰＰＧ信号の一階微分信号（ｖ－ＰＰＧ）を示し、図５（ｃ）は、時間に対するＰＰＧ信号の二階微分信号（ａ－ＰＰＧ）を示す。図５（ａ）では、２つの心拍サイクルについての脈波の始まりは、５０でラベル付けされた点によって指摘され、この実施形態の目的は、これらの点を特定することである。第１の段階では、時間に対するＰＰＧ信号の一階微分信号（１ＰＷＳ）のピーク検出が行われる。ｖ－ＰＰＧ信号におけるピークは、元のＰＰＧ波形（図５（ａ）に示される）における最も急勾配の側面に概ね一致することを図５（ｂ）に見ることができる。ｖ－ＰＰＧ信号において検出されたピークは、５２でラベル付けされる。
【0057】
１ＰＷＳにおける最大速度ピーク５２を検出した後、その後、第２の段階において、最大速度ピーク５２の各々のタイミングに基づいて、狭くなった（局所）サーチウィンドウが２ＰＷＳ（例えば図５（ｃ）に示されるａ－ＰＰＧ）に適用され、２ＰＷＳにおけるそのような狭くなった（局所）ウィンドウの最大ピークが検出される。狭くなったサーチウィンドウは、３０～１００ｍｓの持続期間を有することができる。これらの最大ピークは、所望のａ基準点に対応する、すなわち脈波の始まりはＰＷＳ信号における上に向かう側面に対応する。図５（ｃ）に示されるａ－ＰＰＧ波形において、狭くなったサーチウィンドウは、検出された速度ピーク５２のタイミングで終わる水平線５４によって示される。ａ－ＰＰＧ波形においてこれらの狭くなったサーチウィンドウにおいて特定された最大ピークは、５６でラベル付けされ、所望のａ基準点に対応する。
【0058】
２ＰＷＳは、信号の量子化が貧弱である場合に雑音が多くなる場合があるため、１ＰＷＳにおけるピークの検出より前に何らかの平滑化を行うことが有益であり得る。この平滑化は、微分の前にＰＷＳに適用することができる、又はピーク検出が行われる前に１ＰＷＳに適用される場合もある。いくつかの実施形態において、平滑化は、例えばＳａｖｉｔｚｋｙ－Ｇｏｌａｙフィルタリングなどのフィルタリングを用いて達成することができる。平滑化プロセス及び平滑化されたＰＷＳ／１ＰＷＳを微分して２ＰＷＳを決定することの結果は、図５（ｃ）における平滑化されたラインによって見ることができる。
【0059】
図５（ｃ）では、ｂ波、ｃ波、ｄ波及びｅ波の最大値／最小値も、第１の心拍サイクルについて示されている。ｃ波及びｄ波は、非常に小さく（この最適なケースの状況ですら）、典型的には確実に検出するのは極めて難しいことが分かる。これは、ａ基準点の検出についての選択を例示するが、上記で指摘したように、ステップ４０において他の基準点の検出を目標とすることも可能である。以下では、平均心拍サイクル波形を決定するために、多数の心拍サイクルについて検出されたａ基準点を使用して多数の心拍サイクルの平均化を実行する。
【0060】
次に、ステップ４２、４４及び４６では、平均化技術がＰＷＳに適用されて、ＰＷＳによってカバーされる期間における１つ又は複数の時点Ｙについての平均心拍サイクル波形を決定する。ステップ４２、４４及び４６は、図６（ｂ）に示される例示の２ＰＷＳ（ａ－ＰＰＧの形態の）を参照して以下に記載される。図６（ｂ）における２ＰＷＳは、特定の対象者についての１分の期間をカバーするＰＰＧ信号から得られる。この１分の期間は、対象者の７４の心拍サイクルをカバーする。ａ－ＰＰＧ波形における各心拍サイクルについてステップ４０において特定されたそれぞれの基準点は、図６（ｂ）において印が付けられる。図６（ａ）は、図６（ｂ）におけるａ－ＰＰＧ信号が関連する同じ対象者及び同じ期間についての動脈血圧（ＡＢＰ－細いライン）及び平均動脈圧（ＭＡＰ－より太いライン）の測定値を示す。ＡＢＰ測定値が図６（ａ）に示されて、図６（ｂ）におけるａ－ＰＰＧ波形についての状況を提供し、ＡＢＰ測定値は典型的には、シングルスポットＰＷＳ測定値が取得されている対象者に対しては利用することはできないことを理解されたい。２０秒から４０秒の間の２０ｍｍＨｇ程の平均動脈圧力に増加があることを図６（ａ）に見ることができる。ａ－ＰＰＧ波形（図６（ｂ））では、３０秒前後に何らかの目に見える変化があり（例えば０～３０秒でａ基準点の大きな呼吸器の変調、及び３０～６０秒のａ基準点の小さな呼吸器の変調）、本明細書に記載される平均化技術を使用して、６０秒ウィンドウにわたる、及び／又は６０秒ウィンドウを通してａ－ＰＰＧ波形の形態学の変化を特定及び／又は解析することができる。
【0061】
ａ－ＰＰＧの形態学が６０秒の持続期間にわたってどのように変化するかを示すために、図７は、互いに重ね合わせた図６（ｂ）のａ－ＰＰＧ波形からの７つの心拍サイクルを示すグラフである。図７に含まれる７つの心拍サイクルは、図６（ｂ）では１～７でラベル付けされ、それらは、１分の時間ウィンドウを通して相対的に均等に離間される。これらの７つの心拍サイクルは、心拍サイクルがどのように変化し得るかの表現を簡単に提供するために図６（ｂ）において特定された心拍サイクルから任意で選択されていることに留意されたい。図７では、選択された７つの心拍サイクルについてのａ－ＰＰＧ波形は、整列された各ａ－ＰＰＧ波形のａ基準点と重ね合わされ、それぞれのａ－ＰＰＧ波形が正規化されることで、整列されたａ基準点での各ａ－ＰＰＧ波形の振幅は同じであり（振幅＝１）、他の時点では、ａ－ＰＰＧ波形は、通常－１から１の範囲内であるそれぞれの振幅を有する。整列された基準点から測定される時間は、「ラグタイム」又は「ラグタイム値」と呼ばれ、ＴΔｋで示され、整列された基準点は、ラグタイムＴΔｋ＝０秒に対応する。図７に示される７つの波形の各々は、本明細書では「正規化された」ａ－ＰＰＧ波形と呼ばれており、すなわちそれらは、心拍サイクルの共通の部分のあたりで（例えばこの例では、各心拍サイクルの基準点「ａ」で）正規化され、ａ－ＰＰＧ波形の振幅は、その基準点で合致している。
【0062】
完全な形態学（基準点の後）は、血圧の変化が理由で経時的に変化することを図７に見ることができる。１つには第２の派生の算出におけるノイズのために、波形を別々に特定又は解析することは極めて困難であることも分かる。
【0063】
脈波形態学は、図７の例に示されるように一定に変化し得るため、多数の波形に対して平均化を単に適用することは、反射脈波の解析に関連する高周波情報を失う。したがって、線形の変化を考慮することができる平均化方法が必要とされる。本明細書に開示される平均化技術は、線形変化に対応するために拡張を含む、ＷＯ２０１５／０４４０１０における技術に基づいている。
【0064】
以後アルゴリズムを記載するために、ベクトルｘは、Ｎｘ／Ｆｓ秒の持続期間で時間ウィンドウにおけるａ－ＰＰＧデータとして定義される。波形選択ｘの基準点（これは以下の作業例は、ピーク位置、すなわちａ基準点である）、長さＮｐを有するベクトルｐとして列挙されており、ここで、Ｎｐは、心拍サイクルの数／特定された基準点である。図６及び図７の例では、Ｎｐは、７４である。検出されたピーク位置での波形値は、
で示され、ここでｊ＝０，…，であり、Ｎｐ－１は、各心拍サイクルにおけるピークの指標である。ピーク位置の値は、
として後に短いフォーマットで示されており、ここで、ｊ＝０，…であり、Ｎｐ－１は、ピークの指標である。平均化プロセスにおける次のステップは、Ｎｐに（最初のピーク（ａ基準点）に対して左右に向かって）近接するサンプルを解析し、最初のピークレベルと比べて平均の変化（低下）を算出することである。ピークと同様に、ピーク位置に対する近接する位置は、
として、短いフォーマットで定義され
ここで、Δｋは、ピーク位置に対するラグ指標であり、これは、正又は負のいずれかで評価され得る。ラグ指標Δｋは、
Δｋ＝ＴΔｋ・Ｆｓ （４）
を介してラグタイムＴΔｋに関連する。
【数2】
【数3】
【数4】
ここで、Δｋは、ピーク位置に対するラグ指標であり、これは、正又は負のいずれかで評価され得る。ラグ指標Δｋは、
Δｋ＝ＴΔｋ・Ｆｓ （４）
を介してラグタイムＴΔｋに関連する。
【0065】
１分ウィンドウの内側であるピーク位置に対して全ての近接する位置について、平均レベルの変化（低下）が、
として算出され、
ここで、Ｎは、その領域内にある平均化された値の数［０．．．Ｎｘ－１］に等しい。
【数5】
ここで、Ｎは、その領域内にある平均化された値の数［０．．．Ｎｘ－１］に等しい。
【0066】
これは、平均化プロセスにおけるＮは、ピークの数Ｎｐに必ずしも等しいわけではなく、値（ｐ）ｊ＋Δｋの一部が、長さＮｘを有してウィンドウの外側にあるかどうかに応じて１又は２小さくなる。
【0067】
モデルの算出は、Δｋのいくつかの正の値及び負の値に対して行われ、反復又は繰り返しと呼ばれる。平均モデルにおける全ての平均値は、独立して算出することができる。心拍サイクルの収縮段階における平均モデル値のみが対象となるため、Δｋの負の値及び正の値に対する限界を適用することができる。Δｋの負の値について、収縮段階の開始の部分である負の値のみを含むことができる。ピーク位置は、収縮のこの開始に極めて近いため、Δｋの負の値は、例えば－０．１秒に等しくなるように制限することができる。Δｋの正の値について、収縮の残りの部分であるラグタイムが含まれる。Δｋについての典型的な最大の正の値は、例えば０．４秒のラグタイムＴΔｋに等しくなるように選択することができる。平均の正規化された波形ｗをここで、
式（５）によって算出したような
で
として
全ての指標Δｋについて算出することができる。
式（５）によって算出したような
【数6】
【数7】
全ての指標Δｋについて算出することができる。
【0068】
図８は、図７に示される正規化されたａ－ＰＰＧ波形からの波形７つの心拍サイクル上で重ね合わされた平均の正規化された波形（より太いライン８０）を示す。事実上、上記のプロセスからの平均の正規化された波形８０は、各ラグタイム値（ＴΔｋ）で各正規化された心拍サイクルの平均（平均）を取ることによって取得される。例えば、ラグタイムＴΔｋ＝＋１００ｍｓでの平均波形８０の値（すなわち正規化された振幅）は、ラグタイムＴΔｋ＝＋１００ｍｓで個々の正規化された（すなわち各心拍サイクルについて特定されたａ基準点に対して時間及び振幅が正規化された）ａ－ＰＰＧ波形の値の平均（平均）によって与えられる。この平均波形８０はまた、正規化されたａ－ＰＰＧ心拍サイクルについての０次多項式フィットとして記載することもできる。
【0069】
しかしながら図８に示されるように、完全な１分のウィンドウにわたるこの平均は、波形の形態学が経時的に変化するため、完全な１分のウィンドウにおける正規化された心拍サイクルの全てに対して適したフィットではない。
【0070】
したがって、上記の平均化処置は、ラグタイムＴΔｋでＮｐ値の０次平均を単に算出することによってではなく、ラグタイムＴΔｋでＮｐ値の１次の、又はより高次の多項式フィットを算出することによって、時間が変動する状況に対応するように一般化される。この多項式フィットは、次数ｎ（ここでｎは、１以上である）を有し、ｘ軸上に（ラグ）時間を有し、ｙ軸上にレベル低下値を有するため、平均化された（又は曲線フィットされた）レベル低下はまた、０より大きい多項式次数について時間依存性を有する。ラグタイムΔｋの各々について、ｍ（ｍ≦ｎ）多項式曲線フィット係数を算出することができる。これらの係数α０、・・・、αｍは、最小二乗法の観念での最小化を取得するための方法において算出することができ、
ここで、
は、線形フィットモデルであり、
である。
【数8】
【数9】
【数10】
【0071】
次に、多項式係数α０（Δｋ）、・・・、αｍ（Δｋ）に基づいて、平均レベルの変化（低下）を、
のように線形フィットモデル
を介して直接算出することができる。
【数11】
【数12】
【0072】
ｎ＝０の場合、式（５）によって与えられるような平均レベルの変化（低下）を取得し、式（６）の使用を介して、ＷＯ２０１５／０４４０１０に記載されるような、及び図８に示される平均フィットモデルを獲得し、これは、時間ウィンドウ（例えばこの例では１分のウィンドウ）内での実際の位置に依存しない。しかしながら、ｎ＞０の場合、平均フィットモデルは、時間ウィンドウ内の実際の位置に依存する。これは、図９に例示されており、これは上記の例における７４の心拍サイクルについての特定されたａ基準点に対する＋２００ｍｓのラグタイムでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値を示す。正規化されたａ－ＰＰＧ波形値はライン９０で示される。よって、ライン９０における各値は、時間ウィンドウ内の心拍サイクルの１つについてのラグタイム＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値に対応する。例えば、１０番目の心拍サイクルについてのライン９０の値は、ａ基準点から＋２００ｍｓラグタイムでの１０番目の心拍サイクルの正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値であり、２５番目の心拍サイクルについてのライン９０の値は、ａ基準点から＋２００ｍｓラグタイムでの２５番目の心拍サイクルの正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値である、などである。よって図９におけるライン９０は、ａ基準点の後の＋２００ｍｓで正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値が、ＰＷＳにおける心拍サイクルにわたって時間ウィンドウ内でどのように変化するかを示す。
【0073】
図９はまた、ラグタイム＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の０次平均（ライン９２は、そのラグタイムでの全ての値の正に平均する（平均を引き出す）ための従来の手法に対応する）、ラグタイム＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の１次平均（ライン９４）は、ラグタイム＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の１次平均、及びラグタイム＋２００ｍｓでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の２次平均（ライン９６）も示す。
【0074】
図９のそれぞれの変形（すなわちそれぞれのフィット後のモデル）は、特定の範囲のラグタイム値について決定される。すなわち、図９のそれぞれの変形は、それぞれのラグタイムでの正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値から形成される。例えば、ラグタイム１０ｍｓ、５０ｍｓ、１００ｍｓなどの各々について図９のそれぞれの変形が存在し得る。図９のこれらの変形は、それぞれのラグタイム値での正規化されたａ－ＰＰＧ波形の値がＰＷＳにおける心拍サイクルにわたって時間と共にどのように変化するかを示す。図９の各それぞれの変形について、それぞれの０次、１次及び／又はそれに続く次数平均が決定される。
【0075】
図１０におけるグラフは、ｎ＝１の場合、その範囲のラグタイム値（ＴΔｋ）についての平均（時間変動型）フィットモデルを使用して、図６（ｂ）におけるａ－ＰＰＧ信号におけるいくつかの時点Ｙについての平均の正規化された心拍サイクル波形を示す。よって、図１０は、－１００ｍｓから＋４００ｍｓの間のラグタイム（ＴΔｋ）値の範囲について、正規化されたａ－ＰＰＧ波形値の１次平均を決定することから生じる平均波形を示す。単なる一例として、図１０は、時点Ｙ＝０秒（１０２でラベル付けされた）、時点Ｙ＝１分（１０４でラベル付けされた）についての平均波形を示し、図６（ｂ）で１～７でラベル付けされた波形に対応する時点についての平均波形を示す。時点Ｙ＝０秒は、図６においてＰＷＳによってカバーされる６０秒の期間の開始に対応し、時点Ｙ＝６０秒は、図６においてＰＷＳによってカバーされる期間の終わりに対応する。
【0076】
平均の正規化された心拍サイクル波形は、ラグタイム値ＴΔｋの範囲、例えば、図６～１０の例では、－１００ｍｓから＋４００ｍｓとの間について得られる。平均の正規化された心拍サイクル波形を形成する値は、ラグタイム値ＴΔｋの範囲について平均（時間変動型）フィットモデル（ｎの所望の値について）から取得される。換言すると、平均の正規化された心拍サイクル波形が必要とされる選択された時点Ｙについて、－１００ｍｓから＋４００ｍｓの範囲内でその平均の正規化された心拍サイクル波形を形成する値は、ラグタイム値ＴΔｋのその範囲についてフィットモデルにおける時点Ｙでの値である（例えば図９のライン９４、９６）。
【0077】
一例として、ラグタイム＋２００ｍｓについて図９を考慮し、－１００ｍｓから＋４００ｍｓの範囲内の他のラグタイム値について図９の対応する変形が存在すると考慮する。ｎについての所望の値は１であり、平均の正規化された心拍サイクル波形（本明細書では「平均化された波形」と短縮される）は、時点Ｙ＝０秒（すなわちＰＷＳによってカバーされる期間の開始時）に対して得られるべきである。ラグタイム＋２００ｍｓでの平均波形の値は、時点Ｙ＝０での（又はＹ＝０に対応する心拍サイクル指標での）図９におけるライン９４の値である。時点Ｙ＝０についての平均化された波形の＋ラグタイム２００ｍｓでの値は、－０．３である（すなわち１次多項式フィット９４は、Ｙ＝０（又は指標０を有する心拍サイクル）について－０．３の値を有する）のに対して、時点Ｙ＝１分についての平均化された波形の＋２００ｍｓでの値は、おおよそ０である（すなわち１次多項式フィット９４は、時点Ｙ＝１分（又は指標７３を有する心拍サイクル）について０の近似値を有する）ことが、ラグタイム値＋２００ｍｓでの図１０における平均心拍サイクル波形の値に対する図９の比較から分かる。これは、－１００ｍｓから＋４００ｍｓの範囲内の完全な平均化された波形を得るために、他のラグタイム値に対して（すなわち図９の他の変形を使用して）繰り返される。よって、ラグタイムＴΔｋ＝－１００ｍｓでのＹ＝０についての平均化された波形の値は、Ｙ＝０（又は指標０を有する心拍サイクル）での（ラグタイムＴΔｋ＝－１００ｍｓについての）対応するライン９４の値であり、ラグタイムＴΔｋ＝＋１００ｍｓでのＹ＝０についての平均化された波形の値は、Ｙ＝０でのラグタイムＴΔｋ＝＋１００ｍｓについての対応するライン９４の値であるなどである。
【0078】
１分の時間ウィンドウにおいてで選択された時間についての平均心拍サイクル波形は、よって、ラグタイム値の各々で、それぞれの多項式フィットから得ることができる。加えて、１分のウィンドウ内の異なるタイミングでの（図６（ｂ）での、１から７でラベル付けされた正規化されたａ－ＰＰＧ波形に対応する時間についての）全ての中間平均波形の結果も得ることができることが分かる。したがって、次数ｎ≧１を使用することによって、時間変動型の変化が、平均化処置において適応される。ｎは、１以上である任意の整数値でもあってよく、ｎ＝１は、既に、ＰＷＳが比較的短い期間にわたって解析され、波形の根本的な変化は直進である心拍サイクルを表すＰＷＳについて実際に最適な結果を与えることに留意されたい。経時的に形態学により大幅な変化が予測される場合、このときｎは、１より大きな値に設定することができる。
【0079】
図４のステップ４２、４４及び４６は、以下のように上記の平均化技術を実施する。上記の平均化技術と一致させて、ステップ４２、４４及び４６は、「正規化された２ＰＷＳ」に対して作用する。正規化された２ＰＷＳは、その心拍サイクルについて特定された基準点での２ＰＷＳの振幅に対して、ステップ４０において特定されたそれぞれの心拍サイクルに対応する２ＰＷＳの各部分を別々に正規化することによって取得される。すなわち、ステップ４０において特定された特定の心拍サイクルについて、その心拍サイクルに対応する２ＰＷＳの振幅は、その心拍サイクルについて特定された基準点での２ＰＷＳの振幅の前後で正規化される。
【0080】
ステップ４２において、第１のラグタイム値ＴΔｋについて、それは、特定された基準点を参照して測定され、ｎ次多項式フィットが、正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値について決定される。上記で指摘したように、ｎは１以上である。正規化された２ＰＷＳの第１のセットの値は、各特定された心拍サイクルの基準点から第１のラグタイム値が生じる２ＰＷＳの値を含む。すなわち、ステップ４２において、Ｘｍｓのラグタイム値について、第１のセットの値は、ステップ４０において特定された基準点の各々からＸｍｓである正規化された２ＰＷＳの値である。図９に示される例では、第１のセットの値は、ライン９０に対応する。そのため、例えば、２００ｍｓのラグタイム値ＴΔｋについて、図９において２０番目に特定された心拍サイクルの値は、２００ｍｓでの２０番目の特定された心拍サイクルについて正規化された２ＰＷＳの値であると仮定する。ライン９０は、特定された心拍サイクルの各々について２００ｍｓでの正規化された２ＰＷＳの値から形成される。ステップ４２において決定されたｎ次多項式フィット（ｎ≧１で）は、ｎ＝１の場合ライン９４に対応し、ｎ＝２の場合ライン９６に対応する。
【0081】
ステップ４４において、ステップ４２は、１つ又は複数のさらなるラグタイム値について１回又は複数回繰り返される。よって、ステップ４４では、ステップ４２の１回又は複数回のさらなる繰り返しが１つ又は複数のさらなるラグタイム値に対して行われて、正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値についてそれぞれのさらなるｎ次多項式フィット９４を決定する。正規化された２ＰＷＳのそれぞれのセットの値の各々は、各特定された心拍サイクルの基準点からそれぞれのさらなるラグタイム値が生じる、正規化された２ＰＷＳの値を含む。よってステップ４４は、それぞれのラグタイム値ＴΔｋについて得られる、図９の１つ又は複数のそれぞれの変形をもたらす結果となる。
【0082】
ステップ４６を参照して以下で指摘するように、ステップ４２が繰り返される回数は、ステップ４６において決定された平均化された心拍サイクル波形の時間分解能を決定する。ステップ４２が繰り返される回数が多いほど、結果として生じる平均心拍サイクル波形の平滑性及び分解能は高くなる。いくつかの実施形態において、ステップ４２は、－１００ｍｓから＋４００ｍｓの範囲内のラグタイム値に対して繰り返すことができる。ラグタイム値の範囲のサイズに対する上限は、対象者の心拍数によって課すことができることを理解されたい（より多くの心拍数は、ラグタイム値の範囲を短縮し、より少ない心拍数は、ラグタイム値の範囲を広くする）。ラグタイム値の範囲は、１つ又は１つ未満（但し、結果として生じる平均心拍サイクル波形において観察されるべき、反射脈波などの脈波特徴にとって十分な心拍サイクル）の心拍サイクルをカバーするべきである。
【0083】
次に、ステップ４６において、第１の平均心拍サイクル波形が、ＰＷＳによってカバーされる期間内の第１の時点Ｙについて形成される。例えば、図６（ｂ）における２ＰＷＳが得られた１分の期間をカバーするＰＰＧ信号について、第１の時点Ｙは、０秒（すなわち１分の期間の開始時）、２５秒（すなわち１分の期間の通しての途中まで）、６０秒／１分（すなわち１分の期間の終了時）のいずれかであり得る。
【0084】
ステップ４６において、上記の式（８）を評価するのではなく、係数α０（Δｋ）、・・・、αｍ（Δｋ）が、時点Ｙにおいて評価され、
ここでは、パラメータＦｓは、時点Ｙをサンプル数に変換するためのＰＷＳ信号のサンプリングレートを示し、式（８）と同様である。
【数13】
【0085】
第１の平均心拍サイクル波形は、第１の時点での複数のｎ次多項式フィット９４、９６の（正規化された振幅）値から形成される。よって、ＰＷＳによってカバーされる期間内の時点Ｙについて、時点Ｙについての平均心拍サイクル波形の値は、ステップ４２において決定された第１のセットの値のｎ次多項式フィット９４、９６の時点Ｙでの（正規化された振幅）値（すなわち、第１のラグタイム値についてのｎ次多項式フィット９４、９６の時点Ｙでの値）と、ステップ４４において決定されたさらなるｎ次多項式フィット９４、９６の各々の時点Ｙでのそれぞれの値（すなわち、さらなるラグタイム値についてのｎ次多項式フィット９４、９６の時点Ｙの値）とによって与えられる。
【0086】
時点Ｙ＝０及びｎ＝１についての特有の例では、平均心拍サイクル波形は、各ラグタイム値についての１次多項式フィット９４における時点Ｙでの（正規化された振幅）値から形成される。ステップ４６は、例えば、図１０に示される平均心拍サイクル波形１０２、１０４をもたらすことができる。より一般的には、ステップ４６は、図９及び図１０を参照して上記に記載したように実施される。
【0087】
いくつかの実施形態において、ステップ４６において形成された平均心拍サイクル波形を解析して、対象者の健康状態に関する情報を特定することができる。いくつかの実施形態において、健康状態に関する情報は、対象者の血圧の測定値又は指示、及び／又は対象者の血圧の変化の測定値又は指示である。
【0088】
いくつかの実施形態において、第２の平均心拍サイクル波形を、ＰＷＳによってカバーされる期間内の第２の時点について形成することができる。第２の平均心拍サイクル波形は、ステップ４６において決定された第１の平均心拍サイクル波形と同じ方法で形成することができる。一例として、第１の時点及び第２の時点のうちの一方は、ＰＷＳの開始時又は開始に近い場合があり、第１の時点及び第２の時点のうちの他方は、ＰＷＳの終了時又は終了に近い場合がある。さらなる実施形態では、１つ又は複数のさらなる平均心拍サイクル波形を、ＰＷＳによってカバーされる期間内のそれぞれの時点について決定することができる。
【0089】
第２の平均心拍サイクル波形が形成される実施形態では、方法は、第１の平均心拍サイクル波形と第２の平均心拍サイクル波形を比較して、第１の時点と第２の時点との間の平均心拍サイクル波形の変化を確定する、又は特定するステップをさらに含むことができる。このステップは、全てのラグタイム値についての２つの平均心拍サイクル波形の差を表す差分信号を決定するステップ、及び／又は平均心拍サイクル波形の特定の一部又は複数の部分の差を決定するステップを含むことができる。例えば、特定されたａ基準点に続く平均心拍サイクル波形における最小値の大きさの差を決定することができる。別の例として、２つの平均心拍サイクル波形における異なる基準点のタイミングの差を決定することができる。例えば、基準点ｅは各平均心拍サイクル波形において特定することができ、各平均心拍サイクル波形についてのそれぞれのａ基準点とｅ基準点との間の時間を比較することができる。
【0090】
いくつかの実施形態において、対象者の血圧の尺度、又は対象者の血圧の変化の尺度を、第１の平均心拍サイクル波形及び第２の平均心拍サイクル波形から決定することができる。いくつかの実施形態において、血圧の尺度又は血圧の変化の尺度は、第１の平均心拍サイクル波形と第２の平均心拍サイクル波形の比較から決定することができる。特定の実施形態では、ａ基準点と、ｃ基準点との間の時間から血圧代用測定値が決定される場合もあり、これは脈反射時間（ＰＲＴ）に対応する。
【0091】
図１１は、種々の例示の実施形態によるＰＷＳを解析する際の種々の動作を例示する機能ブロック図である。持続時間Ｎｘ／ＦｓでのＰＷＳ１００（例えばＰＰＧ信号）が、派生算出ブロック１０２と、ピーク発見ブロック１０４によって受信される。派生算出ブロック１０２は、時間に対するＰＷＳの一階微分信号（１ＰＷＳ）を決定し、時間に対するＰＷＳの二階微分信号（２ＰＷＳ）を決定する。１ＰＷＳ及び／又は２ＰＷＳ信号は、ピーク発見ブロック１０４に提供することができる。ピーク発見ブロック１０４は、入力信号を評価して、心拍サイクル及び２ＰＷＳにおける心拍サイクルの一部に対応する基準点（例えば収縮早期／上に向かう側面のａ基準点）を特定する。派生算出ブロック１０２及びピーク発見ブロック１０４の動作は、上記に記載したステップ４０に概ね対応する。
【0092】
２ＰＷＳ及び特定された基準点は、平均化ブロック１０６に対する入力である。多項式フィットのためのｎの所望の値１０８は、平均化ブロック１０６に対する入力である。或いは、所望の値ｎは、平均化ブロック１０６において事前に決定される、又は事前に設定することができる。平均化ブロック１０６は、入力２ＰＷＳ及び特定された基準点に基づいてステップ４２、４４及び４６において上記に記載した波形平均化プロセスを実施する。平均化ブロック１０６は、特定の時点について少なくとも１つの平均心拍サイクル波形を出力する。図１１において、平均化ブロック１０６は、Ｙ＝０及びＹ＝－Ｎｘ／Ｆｓ（例えばｔ＝０の１分前）について平均心拍サイクル波形を出力するように示される。
【0093】
任意選択の実施形態では、平均心拍サイクル波形は、平均心拍サイクル波形の何らかの解析を行うことで、対象者の健康状態に関する情報を特定することができる解析ブロック１１０に入力することができる。いくつかの実施形態において、解析ブロック１１０は、代用血圧測定値を決定することができる。一例として、解析ブロック１１０は、以下のように２つの平均化された心拍サイクル波形を減算することができ、
ここで、
は、時点Ｙ＝０についての第１の平均心拍サイクル波形であり、
は、時点Ｙ＝６０秒についての第２の平均心拍サイクル波形である。
【数14】
【数15】
【数16】
【0094】
【数17】
【数18】
【0095】
したがって、心拍サイクル波形の改善された平均化のための技術が提供される。
【0096】
開示される実施形態に対する変形形態は、図面、開示及び添付の特許請求の範囲の研究から、本明細書に記載される原理及び技術を実施する当業者によって理解され、もたらすことができる。特許請求の範囲において、用語「備える、有する」は、他の要素又はステップを除外するものではなく、単数形の要素は、複数を除外するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットは、特許請求の範囲に列挙されるいくつかの製品の機能を満たす。特定の措置が、相互に異なる従属クレームに列挙されているという単なる事実は、これらの措置の組み合わせを使用して利益をもたらすことはできないことを示してはいない。コンピュータプログラムは、他のハードウェアの一部と一緒に、又は他のハードウェアの一部として供給される、光学記憶媒体又はソリッドステート媒体などの好適な媒体に記憶又は分散されるが、インターネット、或いは他の有線又は無線電機通信システムを介してなど、他の形態でも分散される。特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も、範囲を制限するように解釈すべきではない。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【図11】
【国際調査報告】