Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи

Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к устройству для анализа пульсовой волны и, в частности, к устройству для анализа пульсовой волны и носителю записи, содержащему записанную на нем программу анализа пульсовой волны, которая может вычислять предварительно заданный показатель для анализа пульсовой волны посредством анализа пульсового сигнала для множества сердечных сокращений.

Уровень техники

Анализ пульсовой волны применяют при измерении показателя для анализа пульсовой волны, например скорости распространения пульсовой волны. Скорость распространения пульсовой волны используют в медицинской практике в качестве показателя для неинвазивной оценки жесткости вен.

Ниже приведены примеры методов для точного измерения показателя для анализа пульсовой волны.

В патенте JP 2006-247221A (патентном документе 1) раскрывается определение того, содержит ли пульсовая волна шум, с использованием автокорреляционной функции сигнала.

В патенте JP 2001-128946A (патентном документе 2) раскрывается детектирование провалов и вычисление скорости распространения пульсовой волны на основании разности по времени упомянутых провалов для измерения точной информации о скорости распространения пульсовой волны.

В патенте JP H10-328150A (патентном документе 3) раскрывается вычисление скорости распространения пульсовой волны с использованием линии с максимальным наклоном и изоэлектрической линии волны, синхронизированной с сердечными сокращениями, чтобы с высокой точностью измерять скорость распространения пульсовой волны.

В патенте JP 2008-168073A (патентном документе 4) раскрывается детектирование характерной точки полученной пульсовой волны и отображения пульсового сигнала на экране в реальном времени с четко указанной характерной точкой, чтобы повысить достоверность и эффективность оценки артериосклероза.

Список библиографических ссылок

Патентная литература

Патентный документ 1: JP 2006-247221A

Патентный документ 2: JP 2001-128946A

Патентный документ 3: JP H10-328150A

Патентный документ 4: JP 2008-168073A

Раскрытие изобретения

Техническая проблема

Скорость распространения пульсовой волны, которая представляет собой один из типов показателей для анализа пульсовой волны, получают, в частности, следующим способом. В случае скорости распространения пульсовой волны плечо-лодыжка (baPWV), которая является одной из форм скорости распространения пульсовой волны, манжеты, наложенные вокруг плеча и лодыжки, поддерживаются под заданным давлением, и полученный сигнал записи пульсового кровенаполнения (PVR) записывается на протяжении от нескольких сердечных сокращений до десятка или около того сердечных сокращений. Затем, скорость распространения пульсовой волны вычисляют путем детектирования местоположения начала нарастания пульсовой волны для каждого сердечного сокращения как в сигнале PVR на плече, так и в сигнале PVR на лодыжке.

При использовании данного способа пульсовые волны для всех сердечных сокращений используют при вычислении показателя для анализа пульсовой волны, поэтому, если случается аритмия, перемещение тела или что-то подобное во время получения сигнала PVR, то пульсовая волна становится нарушенной, и точность измерения показателя снижается. В результате, существует риск использования ошибочного измеренного значения (неточного показателя для анализа пульсовой волны) при диагностике.

Поэтому предложения, представленные в вышеприведенной патентной литературе, нельзя назвать достаточными для высокоточного вычисления показателя для анализа пульсовой волны.

Настоящее изобретение создано для решения вышеописанных проблем, и задачей изобретения является создание устройства для анализа пульсовой волны и носителя записи, содержащего записанную на нем программу анализа пульсовой волны, которая может с высокой точностью вычислять показатель для анализа пульсовой волны.

Решение проблемы

Устройство для анализа пульсовой волны в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения содержит: запоминающее устройство для хранения пульсового сигнала для множества сердечных сокращений; блок обработки анализа, который выполняет обработку для вычисления показателя для анализа пульсовой волны посредством анализа пульсового сигнала для множества сердечных сокращений; и блок вывода для вывода вычисленного показателя для анализа пульсовой волны как результата анализа. Блок обработки анализа интегрирует формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения, которые составляют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений, чтобы получить интегрированную форму пульсового сигнала, и вычисляет показатель для анализа пульсовой волны, после исключения из объекта вычислений, сердечного сокращения, для которого степень приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и формой пульсового сигнала данного сердечного сокращения является низкой.

В предпочтительном варианте блок обработки анализа дополнительно вычисляет степень стабильности сердечных сокращений посредством интегрирования степеней приближения каждой формы пульсового сигнала, использованной при вычислении показателя для анализа пульсовой волны, и блок вывода дополнительно выводит степень стабильности в качестве показателя, указывающего достоверность показателя для анализа пульсовой волны.

В предпочтительном варианте запоминающее устройство сохраняет пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для каждой конечности, блок обработки анализа интегрирует формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения и вычисляет степень приближения, показатель для анализа пульсовой волны и степень стабильности, и блок вывода выводит, как результат анализа, показатель для анализа пульсовой волны, для которого степень стабильности является максимальной.

В предпочтительном варианте запоминающее устройство сохраняет пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для левой конечности и правой конечности, и блок обработки анализа вычисляет степень приближения для каждой конечности и вычисляет показатель для анализа пульсовой волны с использованием формы пульсового сигнала на конечности, для которой степень приближения является максимальной.

В предпочтительном варианте при вычислении степени приближения блок обработки анализа ограничивает формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения до диапазона, оказывающего влияние на вычисление показателя для анализа пульсовой волны.

В предпочтительном варианте показатель для анализа пульсовой волны указывает степень артериосклероза и/или степень стеноза кровеносных сосудов.

В предпочтительном варианте показатель для анализа пульсовой волны содержит скорость распространения пульсовой волны в качестве показателя, указывающего степень артериосклероза.

В предпочтительном варианте устройство для анализа пульсовой волны дополнительно содержит блок детектирования пульсовой волны для детектирования пульсовой волны на конечности, при этом блок обработки анализа вычисляет пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений на основании сигнала детектирования из блока детектирования пульсовой волны.

Носитель записи в соответствии с другим аспектом настоящего изобретения содержит записанную на нем программу анализа пульсовой волны для побуждения компьютера функционировать как устройство для анализа пульсовой волны. Программа анализа пульсовой волны побуждает компьютер исполнять этапы интегрирования форм пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения, которые составляют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений, сохраненный в запоминающем устройстве, чтобы получить интегрированную форму пульсового сигнала; вычисления показателя для анализа пульсовой волны после исключения из объекта вычислений сердечного сокращения, для которого степень приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и формой пульсового сигнала сердечного сокращения является низкой; и вывода вычисленного показателя для анализа пульсовой волны в качестве результата анализа.

Полезные эффекты изобретения

Настоящее изобретение обеспечивает возможность вычисления показателя для анализа пульсовой волны с использованием только стабильных сердечных сокращений, содержащих незначительное воздействие от перемещения тела и т.п. В результате возможен вывод высокоточного показателя для анализа пульсовой волны в качестве результата анализа.

Краткое описание чертежей

Фиг.1 - принципиальная схема конфигурации устройства для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.2 - функциональная блок-схема, представляющая функциональную конфигурацию устройства для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.3 - схема, представляющая пример результатов измерения пульсовой волны на каждой конечности.

Фиг.4 - схема для иллюстрации способа вычисления степени приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и каждым сердечным сокращением в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.5 - схема для иллюстрации способа вычисления расстояния распространения пульсовой волны.

Фиг.6 - блок-схема последовательности операций способа обработки анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.7 - схема, представляющая пример результатов исключающей обработки на этапе S108, показанном на фиг.6.

Фиг.8 - схема, представляющая пример вывода информации о результатах анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.9 - схема, представляющая другой пример вывода информации о результате анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.10 - схема, представляющая еще один пример вывода информации о результате анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.11A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID1.

Фиг.11B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.11A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.12A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID2.

Фиг.12B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.12A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.13A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID3.

Фиг.13B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.13A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.14A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID4.

Фиг.14B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.14A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.15A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID5.

Фиг.15B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.15A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.16A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID6.

Фиг.16B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.16A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.17A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID7.

Фиг.17B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.17A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.18A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID8.

Фиг.18B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.18A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.19A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID9.

Фиг.19B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.19A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.20A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID10.

Фиг.20B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.20A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.21A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID11.

Фиг.21B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.21A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.22A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID12.

Фиг.22B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.22A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.23A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID13.

Фиг.23B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.23A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.24A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID14.

Фиг.24B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.24A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.25A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID15.

Фиг.25B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.25A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.26A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID16.

Фиг.26B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.26A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.27A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID17.

Фиг.27B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.27A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.28 - схема, представляющая взаимосвязь между порядком степеней приближения, вычисленных устройством, и порядком степеней приближения, полученных наблюдателем, в случае задания в качестве целей пульсовых сигналов, показанных на фиг.11A-27B.

Фиг.29 - схема, представляющая корреляцию между порядком степеней приближения, вычисленных устройством, и порядком степеней приближения, полученных наблюдателем, показанных на фиг.28.

Фиг.30 - схема для пояснения способа вычисления показателя для анализа пульсовой волны в соответствии со второй модификацией варианта осуществления настоящего изобретения.

Осуществление изобретения

Ниже приведено подробное описание варианта осуществления настоящего изобретения со ссылкой на чертежи. Следует отметить, что на чертежах одинаковые позиции обозначают соответствующие части, и их избыточное описание приводиться не будет.

Принципиальная схема конфигурации

На фиг.1 представлена принципиальная схема конфигурации устройства 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.1, устройство 100 для анализа пульсовой волны содержит блок 1 обработки информации, четыре блока 20ar, 20al, 20br и 20bl детектирования и четыре манжеты 24ar, 24al, 24br и 24bl.

Манжеты 24ar, 24al, 24br и 24bl наложены на соответствующие конечности объекта 200 измерения. В частности, упомянутые манжеты наложены, соответственно, на правое плечо (верхнюю правую конечность), левое плечо (верхнюю левую конечность), правую лодыжку (нижнюю правую конечность) и левую лодыжку (нижнюю левую конечность). Следует отметить, что термин «конечность» относится к месту на любой из четырех конечностей человека и может означать запястье, палец и т.п. Манжеты 24ar, 24al, 24br и 24bl ниже именуются, в совокупности, «манжетами 24», когда специально не требуется проводить различие между ними.

Блоки 20ar, 20al, 20br и 20bl детектирования содержат, каждый, аппаратные средства, необходимые для детектирования пульсовой волны конечности объекта 200 измерения. Поскольку достаточно, чтобы все блоки 20ar, 20al, 20br и 20bl детектирования имели одинаковую конфигурацию, то упомянутые блоки ниже именуются, в совокупности, «блоками 20», когда специально не требуется проводить различие между ними.

Блок 1 обработки информации содержит блок 2 управления, блок 4 вывода, операционный блок 6 и запоминающее устройство 8.

Блок 2 управления является устройством, которое выполняет общее управление устройством 100 для анализа пульсовой волны, и, обычно, выполнен в виде компьютера, содержащего CPU (центральный процессор) 10, устройстве ROM (постоянной памяти) 12 и устройстве RAM (оперативной памяти) 14.

Центральный процессор (CPU) 10 соответствует арифметическому блоку обработки, и центральный процессор (CPU) 10 считывает программу, предварительно записанную в устройстве ROM 12, и исполняет программу при использовании устройства RAM 14 в качестве рабочей памяти.

Кроме того, блок 2 управления соединен с блоком 4 вывода, операционным блоком 6 и запоминающим устройством 8. Блок 4 вывода выводит измеренные пульсовые волны, результаты анализа пульсовых волн и т.п. Блок 4 вывода может быть дисплейным устройством, выполненным в виде LED (светодиодного) дисплея и LCD (жидкокристаллического) дисплея или подобного устройства, или принтера (драйвера).

Операционный блок 6 получает команды от пользователя. Запоминающее устройство 8 содержит данные и программы различных типов. Центральный процессор (CPU) 10 блока 2 управления считывает данные и программы, записанные в запоминающем устройстве 8, а также выполняет запись в запоминающее устройство 8. Запоминающее устройство 8 может быть сконфигурировано, например, в виде жесткого диска, энергонезависимой памяти (например, флэш-памяти) или съемного внешнего носителя записи.

Ниже приведено конкретное описание конфигурации блоков 20 детектирования.

Блок 20br детектирования регистрирует пульсовую волну на правом плече посредством регулировки и детектирования внутреннего давления манжеты 24br (в дальнейшем, называемого «манжетным давлением»), наложенной на правое плечо объекта 200 измерения. Манжета 24br содержит камеру для текучей среды (например, пневматическую камеру), которая не показана.

Блок 20br детектирования содержит датчик 28br давления, клапан 26br регулировки давления (сокращенно показанный как «PR клапан» на фиг.1), нагнетательный насос 25br, блок 29br A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27br. Манжета 24br соединена с датчиком 28br давления и клапаном 26br регулировки давления трубкой 22br.

Датчик 28br давления содержит несколько сенсорных элементов, расположенных с предварительно заданным интервалом на полупроводниковой интегральной схеме, выполненной из монокристаллического кремния или подобного материала, в месте детектирования, для детектирования колебаний давления, передаваемых по трубке 22br. Сигнал колебаний давления, зарегистрированный датчиком 28br давления, преобразуется в цифровой сигнал блоком 29br аналого-цифрового преобразования, и цифровой сигнал вводится в блок 2 управления в виде сигнала Pbr(t) пульсовой волны.

Клапан 26br регулировки давления установлен между нагнетательным насосом 25br и манжетой 24br и обеспечивает давление, используемое в процессе нагнетания давления манжеты 24br, на уровне в пределах предварительно заданного диапазона во время измерения. Нагнетательный насос 25br работает в соответствии с командой детектирования из блока 2 управления и подает воздух в камеру для текучей среды (не показанную) в манжете 24br для нагнетания давления в манжете 24br.

Вследствие вышеописанного нагнетания давления манжета 24br прижимается к месту измерения, и изменения давления, соответствующие пульсовой волне правого плеча, передаются в блок 20br детектирования по трубке 22br. Блок 20br детектирования регистрирует пульсовую волну правого плеча посредством детектирования переданных изменений давления.

Аналогично, блок 20bl детектирования также содержит датчик 28bl давления, клапан 26bl регулировки давления, нагнетательный насос 25bl, блок 29bl A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27bl. Манжета 24bl соединена с датчиком 28bl давления и клапаном 26bl регулировки давления трубкой 22bl.

Блок 20ar детектирования также содержит датчик 28ar, давления, клапан 26ar регулировки давления, нагнетательный насос 25ar, блок 29ar A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27ar. Манжета 24ar соединена с датчиком 28ar давления и клапаном 26ar регулировки давления трубкой 22ar.

Аналогично, блок 20al детектирования также содержит датчик 28al давления, клапан 26al регулировки давления, нагнетательный насос 25al, блок 29al A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27al. Манжета 24al соединена с датчиком 28al давления и клапаном 26al регулировки давления трубкой 22al.

Функции частей в блоках 20bl, 20ar и 20al аналогичны функциям частей блока 20br детектирования, и, поэтому, далее не приведено их излишнее подробное описание. Символические обозначения «ar», «br» и т.п. в описании частей в блоках 20 детектирования будут отсутствовать, когда специально не требуется проводить различие между ними.

Следует отметить, что в настоящем варианте осуществления приведено описание конфигурации для детектирования пульсовой волны с использованием датчика 28 давления, однако, возможно использование конфигурации для детектирования пульсовой волны с использованием датчика объема артерии (не показанного). В данном случае датчик объема артерии может содержать, например, светоизлучающий элемент для облучения светом артерии и фотоприемный элемент для приема света, испускаемого светоизлучающим элементом, как света, который прошел сквозь артерию или отражен артерией. В альтернативном варианте возможна конфигурация, в которой обеспечено несколько электродов для подведения слабого постоянного тока к месту измерения на объекте 200 измерения и детектирования изменений напряжения, которые возникают из-за изменений импеданса (биологического импеданса), происходящих в соответствии с распространением пульсовой волны.

Функциональная конфигурация

На фиг.2 представлена функциональная блок-схема, представляющая функциональную конфигурацию устройства 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.2, устройство 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с настоящим вариантом осуществления содержит, как функции, регулировочный блок 30, блок 102 измерения пульсовой волны, блок 104 обработки анализа, блок 106 измерения артериального давления, блок 108 вычисления показателя артериального давления и блок 4 вывода. Следует отметить, что блок 106 измерения артериального давления и блок 108 вычисления показателя артериального давления не обязательно должны входить в функциональную конфигурацию устройства 100 для анализа пульсовой волны.

Регулировочный блок 30 является функциональным блоком, который регулирует давление внутри манжет 24. Функция регулировочного блока 30 обеспечивается нагнетательными насосами 25 и клапанами 26 регулировки давления, показанными, например, на фиг.1.

Блок 102 измерения пульсовой волны соединен с регулировочным блоком 30 и блоком 29 аналого-цифрового (A/D) преобразования и выполняет обработку для измерения пульсовой волны (PVR) в каждой конечности. Блок 102 измерения пульсовой волны регулирует внутреннее давление манжет 24 посредством передачи командного сигнала в регулировочный блок 30 и получает сигналы Par(t), Pal(t), Pbr(t) и Pbl(t) давления манжет, которые были продетектированы в ответ на командный сигнал. Затем полученные сигналы Par(t), Pal(t), Pbr(t) и Pbl(t) давления манжет записываются во временных последовательностях и тем самым получается пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для каждой конечности. Измерение пульсовой волны выполняется, например, в течение предварительно заданного времени (например, приблизительно 10 сек).

Результаты измерения пульсовой волны, полученные блоком 102 измерения пульсовой волны, могут быть выведены блоком 4 вывода.

На фиг.3 приведена схема, представляющая пример результатов измерения пульсовой волны для каждой конечности. На фиг.3 пульсовые сигналы на конечностях показаны вдоль одной временной оси. Местоположение начала нарастания пульсовых волн каждого сердечного сокращения может быть указано пунктирной линией или подобным образом, как показано на фиг.3.

Блок 104 обработки анализа анализирует пульсовые волны на каждой конечности, измеренные блоком 102 измерения пульсовой волны, чтобы вычислить предварительно заданный показатель для анализа пульсовой волны (в дальнейшем сокращенно называемый «показателем для анализа») в качестве количественной характеристики пульсовых волн объекта 200 измерения (фиг.1). В настоящем варианте осуществления термин «показатель для анализа» относится к показателю, имеющему корреляцию с артериосклерозом и/или стенозом кровеносных сосудов. Иначе говоря, термин «показатель для анализа» указывает степень артериосклероза и/или степень стеноза кровеносных сосудов.

Примеры показателя для анализа, указывающего степень артериосклероза, содержат скорость распространения пульсовой волны, PTT (время распространения пульсовой волны), AI (показатель приращения) и TR (время распространения до отраженной волны). Следует отметить, что вычисление скорости распространения пульсовой волны не ограничено использованием пульсовых волн в плече и пульсовых волн в лодыжке (т.е. baPWV), и для вычисления скорости распространения пульсовой волны можно использовать пульсовые волны в двух других местах измерения или пульсовую волну только в одном месте измерения (конечности).

Примеры показателя для анализа, указывающего степень стеноза кровеносных сосудов, содержат характеристическое значение нарастания пульсовой волны в лодыжке и заостренность пульсовой волны. Характеристическое значение нарастания пульсовой волны в лодыжке вычисляется, например, как UT (время подъема). Время подъема (UT) вычисляется как период нарастания пульсовой волны в лодыжке с момента начала нарастания до максимума. Заостренность пульсовой волны вычисляется как %MAP (нормированная площадь пульсовой волны). В данном случае %MAP вычисляется, например, как процентное отношение M к H (=M/H×100), где M означает высоту от минимального артериального давления, когда площадь пульсовой волны выровнена, и H означает высоту в максимуме пульсовой волны (т.е. давление пульса).

Хотя в описании настоящего варианта осуществления в качестве показателя для анализа вычисляется baPWV, возможно вычисление других количественных характеристик, например, описанных выше.

Блок 104 обработки анализа выполняет обработку для распознавания формы пульсового сигнала (формы данного пульсового сигнала) каждого сердечного сокращения в пульсовом сигнале для множества сердечных сокращений. В частности, блок 104 обработки анализа выполняет обработку по выделению пульсовых волн, чтобы выделить пульсовый сигнал для каждого сердечного сокращения. Соответственно, форма пульсового сигнала распознается для каждого сердечного сокращения. Упомянутая обработка по выделению пульсовых волн может быть реализована известным методом, например, обработкой с дифференцированием или обработкой с фильтрацией с использованием заданной частоты.

Блок 104 обработки анализа интегрирует распознанные формы пульсового сигнала каждого сердечного сокращения и вычисляет степень приближения между интегрированной формой пульсовой волны (в дальнейшем, называемой также «интегрированной формой») и каждым сердечным сокращением. В настоящем варианте осуществления формулировка «интегрирует распознанные формы пульсового сигнала каждого сердечного сокращения» относится к усреднению форм пульсового сигнала каждого сердечного сокращения, однако, можно выполнять обработку, эквивалентную усреднению.

В настоящем варианте осуществления формулировка «степень приближения» относится к значению, указывающему, в какой степени две формы сигнала близки друг другу, и, в частности, формулировка «степень приближения» относится к численному значению, указывающему, насколько совпадают две формы сигнала. Степень приближения получают с использованием нижеприведенного выражения (1), например.

С Т Е П Е Н Ь П Р И Б Л И Ж Е Н И Я = 1 ∑ | ( P i − P a ) | . (1)

На фиг.4 представлена схема для иллюстрации способа вычисления степени приближения между интегрированной формой и каждым сердечным сокращением в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.4, степень приближения вычисляется как величина, обратная площади, образованной в результате несовпадения интегрированной формы Wa и измеренной формы Wi пульсового сигнала i-го сердечного сокращения. Другими словами, степень приближения может быть получена как величина, обратная суммарному значению разности между значениями Pa и Pi амплитуды в каждый момент взятия отсчета, когда в качестве начала отсчета используют начало нарастания пульса.

Степень приближения можно также получить как величину, обратную интегрированному значению разности между значениями Pa и Pi амплитуды в каждый момент взятия отсчета.

Возможен также вариант, в котором разность между значениями Pa и Pi амплитуды взвешивают и степень приближения получают с использованием величины, обратной квадрату суммы разностей между значениями Pa и Pi амплитуды, как показано в выражении (2), приведенном ниже.

С Т Е П Е Н Ь П Р И Б Л И Ж Е Н И Я = 1 ∑ ( P i − P a ) 2 . (2)

Выражение для вычисления степени приближения определяют на основании результатов предварительно выполненных экспериментов. Описание способа (принципа) установки выражения для вычисления степени приближения приведено в дальнейшем.

Следует отметить, что хотя в настоящем варианте осуществления степень приближения с интегрированной пульсовой волной получают для пульсовых волн всех сердечных сокращений, с использованием начала нарастания пульса в качестве начала отсчета, сегмент, используемый при вычислении степеней приближения, можно ограничивать до диапазона, который оказывает наибольшее влияние на показатель для анализа. Например, этот сегмент может быть ограничен до диапазона от момента начала нарастания пульсового сигнала до максимума или может быть ограничен до первой половины пульсового сигнала. Иначе говоря, возможна конфигурация, в которой последняя половина формы пульсового сигнала одного сердечного сокращения, которая не влияет на вычисление показателя для анализа, не используется при вычислении степени приближения.

Кроме того, хотя при вычислении степени приближения применяется разность между значениями амплитуды, когда началом отсчета является начало нарастания пульса, местоположение начала отсчета (местоположение, в котором две формы сигнала совпадают) не ограничено началом нарастания пульса. Например, в качестве точки начала можно задать некоторое опорное местоположение, например, максимум пульсового сигнала. В альтернативном варианте вместо некоторой опорной точки в качестве начала отсчета можно определить местоположение каждого сердечного сокращения, в котором имеет место максимальная степень приближения с интегрированной формой сигнала.

Хотя в настоящем варианте осуществления вычисляется степень приближения, можно вычислять также «степень несовпадения» с интегрированной формой. Степень несовпадения можно вычислять как величину, обратную степени приближения, полученной с использованием выражений (1) или (2).

Блок 104 обработки анализа задает сердечные сокращения, для которых определена низкая степень приближения формы пульсового сигнала (т.е. высокая степень несовпадения) с интегрированной формой, и исключает заданные сердечные сокращения из объектов вычисления показателя для анализа. Такое исключение форм пульсовых сигналов, для которых степень приближения с интегрированной формой является низкой, надлежащим образом исключает пульсовые волны, которые являются нестабильными и характеризуются высокой вероятностью случайного нарушения вследствие аритмии или перемещения тела.

Обычно, после того как измерялись пульсовые сигналы для множества сердечных сокращений, как показано на фиг.3, врач визуально определял, нарушены ли формы сигналов, но в соответствии с настоящим изобретением вычисляется степень приближения с интегрированной формой, что позволяет определять, нарушена ли форма сигнала, на основании арифметической операции.

Блок 104 обработки анализа вычисляет baPWV путем анализа пульсовых сигналов только таких сердечных сокращений, которые не были исключены, то есть только стабильных пульсовых сигналов. В настоящем варианте осуществления блок 104 обработки анализа вычисляет baPWV двух типов с использованием как левой, так и правой лодыжек в качестве мест измерения, например, скорость распространения пульсовой волны между правым плечом и левой лодыжкой (в дальнейшем обозначаемой также как «baPWV_RL») и скорость распространения пульсовой волны между правым плечом и правой лодыжкой (в дальнейшем обозначаемой также как «baPWV_RR»). BaPWV двух типов вычисляют описанным методом, потому что разность между ними также можно использовать при диагностике артериального стеноза в левой голени и правой голени.

Следует отметить, что в настоящем варианте осуществления место измерения на плече находится с правой стороны, так как данное место задано по умолчанию, однако в качестве опорной стороны можно использовать левую сторону. Например, в случае, когда артериальное давление в правом плече ниже, чем артериальное давление в левом плече, на по меньшей мере предварительно заданн