DE602004010448T2

DE602004010448T2 - Pulswellenmessgerät mit Korrektureinheit

Info

Publication number: DE602004010448T2
Application number: DE602004010448T
Authority: DE
Inventors: Kazuhisa Tanabe
Original assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Current assignee: Omron Healthcare Co Ltd
Priority date: 2003-04-04
Filing date: 2004-03-30
Publication date: 2008-11-13
Anticipated expiration: 2024-03-31
Also published as: US7344502B2; EP1464275B1; DE602004010448D1; JP4123031B2; EP1464275A2; ES2294387T3; EP1464275A3; US20040199080A1; JP2004305362A; CN1535653A; CN1299639C

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Pulswellenmessvorrichtung, insbesondere auf eine Pulswellenmessvorrichtung mit hoher Messgenauigkeit bei niedrigen Kosten.
Beschreibung des Standes der Technik
Zu herkömmlichen Pulswellenmessvorrichtungen gehören solche, die die Pulswelle mit einem direkt über einer Arterie angeordneten Drucksensor messen. Es ist bei einer solchen Pulswellenmessvorrichtung extrem schwierig, den Drucksensor direkt oberhalb einer Arterie anzuordnen. Zur Positionierung solcher Pulswellenmessvorrichtungen war eine Technik auf hohem Niveau erforderlich. Es bestand auch das Problem, dass die Reproduzierbarkeit einer Messung schlecht ist, da die Positionierreproduzierbarkeit nicht gut ist.
Es ist eine Tonometrie verwendende Sphymograph-Vorrichtung bekannt, die darauf gerichtet ist, obiges Problem zu überwinden.
Der Tonometriemechanismus wird nun unter Bezug auf 16 beschrieben. Unter Bezug auf 16 wird die Arterie an der Körperoberfläche mit einer flachen Platte gedrückt, wodurch die Arterie zu einer nivellierten Form verformt wird. Im Bereich direkt oberhalb der flachen Arterie ist die Wirkung einer Blutgefäßspannung, die durch den gestrichelten Pfeil in 16 angegeben ist, auf den Blutdruck im Blutgefäß am geringsten, da die Blutgefäßspannung zwischen linker und rechter Seite im Gleichgewicht ist. Dies bedeutet, dass der Druck, der durch ein Sensorelement gemessen wird, das kleiner als der flachge presste Bereich direkt oberhalb der nivellierten Arterie konsistent mit dem intra-arteriellen Druck ist. Die intra-arterielle Wellenform kann also an der Oberfläche gemessen werden.
Eine Art von herkömmlicher Pulswellenmessvorrichtung, die Tonometrie verwendet, weist eine Anzahl kleiner ausgerichteter Sensorelemente als Drucksensor auf, der direkt oberhalb einer Arterie angeordnet wird, um den Berührbereich für eine Messung einer Pulswelle niederzudrücken. Die Pulswelle wird durch das direkt oberhalb der Arterie liegende Sensorelement gemessen. Ein solches Tonometrie verwendendes Blutdruckmessgerät ist beispielsweise in dem japanischen Patent Nr. 2776961 beschrieben. Die zugehörige EP-A-0 404 594 beschreibt einen arteriellen Tonometersensor, der eine Anzahl von Druckfühlelementen aufweist. Aus dem gemessenen Druckprofil werden ein unkorrigierter Blutdruckwert, eine Arterienbreite und eine Eindringtiefe bestimmt, und die beiden letzteren werden zur Gewinnung eines Fehlerkorrekturfaktors, unter Berücksichtigung eines Übersprechens und eines Elementabstands, anhand einer vorberechneten Nachschlagtabelle gewonnen wird. Ein korrigierter Blutdruckwert wird durch Anwenden des Fehlerkorrekturfaktors auf den unkorrigierten Blutdruckwert berechnet.
Da die Tonometrie verwendende Pulswellenmessvorrichtung eine Anzahl ausgerichteter Sensorelemente aufweist, ist die Wahrscheinlichkeit, dass irgendeines der Sensorelemente direkt oberhalb der Arterie liegt, hoch. Die Positionierung der Vorrichtung ist daher erleichtert. Die Positionierung einer Anzahl ausgerichteter Sensorelemente ist beispielsweise in der japanischen Offenlegungsveröffentlichung Nr. 2002-320594 , eingereicht vom Anmelder der vorliegenden Anmeldung vor Einreichung der vorliegenden Anmeldung, beschrieben.
Die oben dargelegte Tonometrie verwendende Pulswellenmessvorrichtung muss ausgerichtet eine Anzahl von Sensorelementen aufweisen, die beispielsweise nur ungefähr 0,2 bis 0,3 mm in der Breite sind.
Dementsprechend müssen kritische Erfordernisse, wie etwa eine hohe Empfindlichkeit und Mikroherstellung, erfüllt sein. Dies erfordert die Verwendung eines MEMS-(Micro Electro Mechanical Systems) Siliziumhalbleiterdrucksensors, was zu einem teurem Sensor führt. Ferner nimmt die Komplexität der elektronischen Schaltung, die die Sensorsignale empfängt, zu, da Signale von vielen Sensorelementen zu verarbeiten sind. Auch hier war es das Problem, dass die Kosten steigen.
Wenn die oben erwähnten kleinen Sensorelemente nicht in einer Pulswellenmessvorrichtung verwendet werden, die darauf gerichtet ist, die oben ausgeführten Probleme zu überwinden, wird der nivellierte Bereich der Arterie kleiner als die Breite des Sensorelements, was zu einem Problem eines Messfehlers führt. Dieses Problem wird im Einzelnen unter Bezug auf 17 beschrieben. 17 zeigt den AI (Augmentation Index), der beruhend auf den Pulswellen berechnet wird, die mit den jeweiligen Sensorelementen kleiner Größe (0,2 mm in der Breite), die auf der Arterie ausgerichtet sind, gemessen wird. Der AI ist ein Parameter, der durch eine Verzerrung des Sensorsignals signifikant beeinträchtigt wird. Dieser AI wird im Einzelnen im Abschnitt der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung beschrieben werden.
Aus 17 ist ersichtlich, dass die Zunahme eines AI-Werts, der das Maß der Sensorsignalverzerrung darstellt, als Funktion des Abstandes vom nivellierten Bereich größer wird. Dies bedeutet, dass das Ausmaß der Sensorsignalverzerrung größer wird. Wie in 16 gezeigt entsteht dies durch die Tatsache, dass mit weiterer Entfernung vom nivellierten Bereich die Auswirkungen der sich ergebenden Kraft der Blutgefäßspannung auf den Blutdruck im Blutgefäß infolge der Erzeugung der Blutgefäßspannung in einer Richtung, die von der Richtung parallel zum nivellierten Bereich verschieden ist, größer werden.
Eine größere Breite des Sensorelements gestattet folglich einen größeren Nachweisbereich, was zu der Wahrscheinlichkeit führt, dass ein vom nivellierten Bereich verschiedener Bereich eingeschlossen wird. Dadurch erhöht sich die Wahrscheinlichkeit dass ein Bereich hoher Sensorsignalverzerrung, wie in 17 gezeigt, im Nachweisbereich enthalten ist. Die Wahrscheinlichkeit eines Messfehlers, bedingt durch eine Verzerrung des Sensorsignals eines Sensorelements, ist also hoch. Auf ein solches Problem trifft man in ähnlicher Weise nicht nur in dem Fall, dass das Sensorelement große Breite hat, sondern auch in dem Fall, dass die Druckkraft des Sensorelements unzureichend ist, oder wenn das Sensorelement ansprechend auf einen hohen intra-arteriellen Druck zurückgedrückt wird.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
In Hinblick auf das Vorstehende ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, bei niedrigen Kosten eine Pulswellenmessvorrichtung zu schaffen, die eine hohe Messgenauigkeit aufrechterhält.
Gemäß der vorliegenden Erfindung enthält eine Pulswellenmessvorrichtung einen Druckpulswellensensor mit einer Anzahl von Sensorelementen zur Feststellung einer intra-arteriellen Druckwellform auf der Oberfläche eines Körpers, eine Auswahleinheit, welche ein oberhalb einer Arterie angeordnetes Sensorelement aus der Anzahl von Sensorelementen beruhend auf einer sphygmographischen Wellenform auswählt, die mit dem Druckpulswellensensor festgestellt wird, eine Berechnungseinheit für einen Detailwert aus der sphygmographischen Wellenform zur Berechnung eines Detailswerts unter Verwendung eines Amplitudenwerts eines bestimmten Teils beruhend auf der mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform, eine Verzerrungsgradberechnungseinheit, die den Unterschied im Verzerrungsgrad zwischen mit den jeweiligen Sensorelementen festgestellten sphygmographischen Wellenformen beruhend auf der sphyg mographischen Wellenform, die mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellt ist, und der sphygmographischen Wellenform, die mit wenigstens einem Sensorelement festgestellt ist, das in einem bestimmten Abstand von dem ausgewählten Sensorelement liegt, berechnet, und eine Amplitudenwertkorrektureinheit, die den Amplitudenwert des bestimmten Teils unter Verwendung der berechneten Verzerrungsgraddifferenz korrigiert.
Die vorstehenden und anderen Aufgaben, Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden ausführlichen Beschreibung der vorliegenden Erfindung bei Hinzunahme der beigefügten Zeichnungen deutlicher werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt im Einzelnen ein Beispiel eines Aufbaus einer Pulswellenmessvorrichtung gemäß einer Ausführungsform.
2 ist ein Flussdiagramm des Vorgangs bei der Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Ausführungsform.
3 und 4 zeigen Beispiele einer Änderung einer Pulswelle über der Zeit.
5 stellt die Beziehung zwischen der Position eines Sensorelements in Bezug auf eine Arterie und der Wellenform einer mit dem Sensorelement gemessenen Pulswelle dar.
6 zeigt AI-Werte, die beruhend auf durch betreffende Sensorelemente einer Breite von 0,6 mm, die auf einer Arterie ausgerichtet sind, gemessenen Pulswellen.
7 zeigt AI-Werte, die beruhend auf Pulswellen gewonnen sind, die mit betreffenden Sensorelementen einer Breite von 1,0 mm, ausgerichtet auf der Arterie, gemessen werden.
8 zeigt die Beziehung zwischen der Sensorelementbreite und einem AI-Wertfehler.
9 zeigt schematisch die Verteilung von AI-Werten, wenn die Sensorelementbreite groß ist.
10 zeigt schematisch die Verteilung von AI-Werten, wenn die Sensorelementbreite klein ist.
11 zeigt die Beziehung zwischen der Summe aus der Differenz von AI-Werten, die Parameter sind, die den Verzerrungsgrad darstellen, und dem Fehler von AI-Werten, die anhand der mit den oberhalb der Arterie angeordneten Sensorelementen gemessenen Pulswelle berechnet sind.
12 zeigt die Beziehung zwischen der Summe von Quadraten der Differenz von AI-Werten, die Parameter sind, die den Verzerrungsgrad darstellen, und dem Fehler von AI-Werten, berechnet anhand der mit dem direkt oberhalb der Arterie angeordneten Sensorelement gemessenen Pulswelle.
13 ist ein Flussdiagramm eines Detailwert-Berechnungsvorgangs des Schritts S119.
14 und 15 zeigen das Ergebnis einer Korrektur der AI-Werte.
16 ist ein Diagramm zur Beschreibung des Tonometrieprinzips.
17 stellt AI-Werte dar, die durch Pulswellen gewonnen sind, die mit betreffenden kleinen Sensorelementen, die auf einer Arterie ausgerichtet sind, gemessen sind.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nachstehend in Bezug auf die Zeichnungen beschrieben. In der folgenden Beschreibung sind gleichen Komponenten und Elementen gleiche Bezugs zeichen zugeordnet. Ihre Bezeichnung und Funktion sind identisch. Eine ausführliche Beschreibung derselben wird daher nicht wiederholt.
Unter Bezug auf 1 ist eine Pulswellenmessvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung hauptsächlich aus einer Grundeinheit 10 und einer Sensoreinheit 20 gebildet. Die Grundeinheit 10 ist mit einem externen Blutdruckmessgerät 30 verbunden. Es wird angenommen, dass zu einer Verbindung zwischen Grundeinheit 10 und Blutdruckmessgerät 30 solche durch ein besonderes Kabel, eine Kommunikationsleitung und dergleichen oder eine drahtlose Verbindung gehören. In 1 ist die Sphygmographvorrichtung mit einer Grundeinheit 10 mit Kommunikationsfähigkeit verwirklicht und in der Lage, Blutdruck nach Bedarf im Zusammenwirken mit dem Blutdruckmessgerät 30 zu messen. Es versteht sich, dass eine solche Beschreibung allein ein Beispiel darstellen soll und dass die Sphygmographvorrichtung direkt ein Blutdruckmessgerät 30 enthalten kann, damit eine Blutdruckmessung möglich ist.
Die Grundeinheit 10 enthält eine CPU (Central Processing Unit) 101, die über eine Spannungsversorgung 110 betrieben wird. Die CPU 101 errichtet einen Zugang zu einer Speichervorrichtung, wie einem Speicher 108, zum Auslesen und Ausführen eines Programms zur Gesamtsteuerung der Pulswellenmessvorrichtung.
Die CPU 101 empfängt ein von einem Benutzer über einen Betriebsschalter 109 gesetztes Betriebssignal, um so eine Steuerverarbeitung der gesamten Pulswellenmessvorrichtung beruhend auf dem Betriebssignal durchzuführen. Im Einzelnen reagiert die CPU 101 auf die Eingabe eines Betriebssignals über den Betriebsschalter 109 damit, dass Steuersignale an eine Pumpe 102, ein Ventil 103 und das Blutdruckmessgerät 30 übertragen werden, und empfängt dann ein Messergebnis vom Blutdruckmessgerät 30.
Die Pumpe 102 und das Ventil 103 arbeiten dahingehend, einen in der Sensoreinheit 20 enthaltenen Luftsack aufzupumpen und zu entlee ren. Ein Drucksensor 104 stellt den Druck (Manschettendruck) im Luftsack 21 fest und liefert ein Drucksignal an einen A/D-Wandler 106. Ein Druck-Pulswellensensor 22 in der Sensoreinheit 20 ist mit einer Anzahl von Sensorelementen aufgebaut, die in einem bestimmten Abstand ausgerichtet angeordnet sind, und wird gegen den Messort eines Subjekts, wie etwa das Handgelenk des Subjekts, über den Druck des Luftsacks 21 gedrückt. In diesem Zustand stellt die Sensoreinheit 20 die Pulswelle des Subjekts fest. Der Druck-Pulswellensensor 22 gibt das festgestellte Pulswellensignal auf einen Multiplexer 23 für die Kanäle der einzelnen Sensorelemente. Das Pulswellensignal wird vom Multiplexer 23 auf einen Verstärker 105 gegeben.
Der Verstärker 105 verstärkt das Pulswellensignal eines jeden Kanals aus dem Multiplexer 23 auf ein bestimmtes Niveau. Das verstärkte Signal wird auf den A/D-Wandler 106 gegeben.
Der A/D-Wandler 106 wandelt das Drucksignal, das ein analoges Signal aus dem Drucksensor 104 ist, und das Pulswellensignal, das ein analoges Signal aus dem Verstärker 105 ist, in digitale Information um. Die digitale Information wird auf die CPU 101 gegeben.
Die CPU 101 liefert ein digitales Signal auf eine Anzeige 107 und/oder einen Speicher 108.
Der Druck-Pulswellensensor 22 der Pulswellen-Messvorrichtung der in 1 gezeigten vorliegenden Ausführungsform ist aus Sensorelementen gebildet, die jeweils größer als die bei der allgemeinen Tonometrie erforderliche Sensorgröße sind. Die Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Ausführungsform ist dadurch gekennzeichnet, dass die Verzerrung eines mit einem direkt über einer Arterie liegenden Sensorelements korrigiert wird.
Die in der Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Ausführungsform ausgeführte Verarbeitung wird nun unter Bezug auf das Flussdiagramm der 2 beschrieben. Der im Flussdiagramm der 2 gezeigte Prozess wird durch die CPU 101 der Pulswellenmessvorrichtung realisiert, wobei ein Zugang zu einer Speichervorrichtung, wie etwa zu dem Speicher 108, zum Auslesen und Ausführen eines Programms erstellt wird. Unter Bezug auf 2 wird zum Initiieren einer Messung von Pulswellen die Sensoreinheit 20 an einem Messort, wie etwa dem Handgelenk eines Subjekts, mittels eines nicht gezeigten Gurts angebracht (S101). Die CPU 101 sendet dann ein Steuersignal an das Blutdruckmessgerät 30, um die Initiierung einer Blutdruckmessung zu bezeichnen (S103). Wenn der Blutdruck des Subjekts über das Blutdruckmessgerät 30 gemessen ist (S105), geht die CPU 101 zur Initiierung der Messung einer Pulswelle weiter. Im Einzelnen sendet die CPU 101 Steuersignale zur Öffnung des Ventils 103 und zur Aufgabe von Druck auf die Pumpe 102 so, dass der Druck im Luftsack 21 einen bestimmten Druckgradienten erreicht, während der vom Drucksensor 104 aufgebrachte Druck im Luftsack 21 über den A/D-Wandler 106 festgestellt wird, womit der Druck im Luftsack 21 erhöht wird, um das Unter-Druck-Setzen des Druck-Pulswellensensors 22 zu initialisieren (S107).
Jedes einen Druck-Pulswellensensor 22 bildende Sensorelement wird gegen den Messort des Subjekts gepresst, um jeweils den Herzschlag der Arterie festzustellen (S109). Zur Errichtung einer geeigneten Druckkraft in diesem Stadium erhöht die CPU 101 den Druck im Luftsack 21 auf einen Wert, der höher als der minimale Blutdruck des Subjekts ist (JA in S111), und bestimmt dann die geeignete Unterdrucksetzungskraft (S113).
Der Weg der Bestimmung, ob der Druck im Luftsack 21 den minimalen überschritten hat, im Schritt S111 beschränkt sich nicht auf denjenigen in der vorliegenden Erfindung beschriebenen. Beispielsweise kann eine Bestimmung, dass der Druck im Luftsack 21 den minimalen Blutdruck überschritten hat, erfolgen, wenn ein nivellierter Bereich vor handen ist, der dem Anstiegspunkt der Pulswelle, die mit dem Druck-Pulswellensensor 22 festgestellt wird, unmittelbar vorhergeht.
Ferner beschränkt sich der Weg der Definition der geeigneten Unterdrucksetzungskraft im Schritt S113 ebenfalls nicht auf den in der vorliegenden Erfindung beschriebenen. Verschiedene bekannte Arten können verwendet werden. Beispielsweise kann der Bereich, der eine kleine Änderung der Pulswellenamplitude in Bezug auf eine Änderung des Druckes in einem Bereich der Unterdrucksetzungskraft unterhalb des minimalen Blutdrucks zeigt, als geeignete Unterdrucksetzungskraft definiert werden.
Die CPU 101 steuert das Ventil 103 und die Pumpe 102 so, dass der Druck im Luftsack 21 der im Schritt S113 definierten geeigneten Unterdrucksetzungskraft entspricht (S115). Im Einzelnen schließt, wenn der Druck im Luftsack 21 an dem geeigneten Unterdrucksetzungskraftniveau ankommt, die CPU 101 das Ventil 103, um diese geeignete Unterdrucksetzungskraft aufrechtzuerhalten. Jede Abweichung der Unterdrucksetzungskraft von dem geeigneten Niveau infolge eines Entweichens von Luft oder einer Körperbewegung kann über die CPU 101 durch Überwachung des aus dem Drucksensor 104 über den A/D-Wandler 106 aufgegebenen Drucks abgefühlt werden. Als Reaktion auf die Feststellung einer solchen Abweichung werden das Ventil 103 und die Pumpe 102 adaptiv geregelt, um die geeignete Unterdrucksetzungskraft aufrechtzuerhalten.
Wenn die Unterdrucksetzungskraft des Druck-Pulswellensensors 22 das geeignete Niveau erreicht, bestimmt die CPU 101 das Sensorelement mit einem Sensornachweisbereich, in welchem der direkt über der Arterie des Subjekts liegende Bereich enthalten ist (S117). Der Weg der Bestimmung des Sensorelements in Schritt S117 beschränkt sich nicht auf den in der vorliegenden Erfindung beschriebenen. Beispielsweise kann das Verfahren das in der japanischen Offenlegungsveröffentlichung 2002-320594 , eingereicht vom Anmelder der vorliegenden Anmeldung vor Einreichung der vorliegenden Erfindung, verwendet werden.
Die CPU 101 berechnet dann den Detailwert beruhend auf der mit dem im Schritt S117 bestimmten Sensorelement gemessenen Pulswelle (S119). Dieser Vorgang wird im Einzelnen später unter Bezug auf ein Flussdiagramm beschrieben werden. Die CPU 101 wiederholt den Vorgang der Berechnung eines Detailwerts des Schritts S119, bis die Messungsendbedingung errichtet ist (JA in S121). Die Bedingung zur Beendigung der Messung des Schritts S121 kann der Ablauf einer bestimmten voreingestellten Zeit oder ein vom Benutzer bezeichnetes Unterbrechungssignal sein.
Wenn die Messung der Pulswelle endet, öffnet die CPU 101 das Ventil 103, um den Druck des Drucksensors 104 wegzunehmen, und betätigt die Pumpe 102 dahingehend, den Luftsack 21 zu entleeren (S123). Mit Wegnahme des Drucks des Drucksensors 104 entfernt der Benutzer die Sensoreinheit 20 vom Messort (S125). Die Folge des Pulswellenmessvorgangs endet also.
Der im Schritt S119 ausgeführte Detailwertberechnungsvorgang wird hier beschrieben. In der vorliegenden Ausführungsform wird der AI-(Augmentation Index) Wert als Detailwert genommen.
Wie hierin verwendet, ist AI ein bekannter Index, welcher eine indexierte Version des Detailwerts ist, der die Intensität der Pulswellenreflexion, die einer Arteriosklerose des zentralen Blutgefäßes entspricht, wiedergibt. Es heißt, dass AI ein effektiver Index für eine frühe Diagnose einer Kreislaufstörung ist, und es ist bekannt, dass er ein Verhalten zeigt, das sich von demjenigen des Blutdrucks unterscheidet. AI wird anhand der gemessenen Pulswelle mit der CPU 101 in dem oben beschriebenen Schritt S119 berechnet. In dem Fall, wo die Pulswellenmessvorrichtung mit einem Informationsprozessor, wie etwa einem nicht gezeigten Rechner, verbunden ist, und die Messinformation durch diesen verarbeitet wird, kann der AI mit der CPU in dem Informationsprozessor berechnet werden.
3 und 4 zeigen besondere Beispiele einer Änderung der gemessenen Pulswelle über der Zeit. Beispielsweise wird der AI-Wert als AI = P1/P2 (oder AI (%) = P2 – P1)/P1 × 100) gewonnen, wenn die in 3 gezeigte Pulswelle gemessen wird. Der AI-Wert wird als AI = P1/P2 (oder AI (%) = P2 – P1)/P × 100) gewonnen, wenn die in 4 gezeigte Pulswelle gemessen wird. Das Niveau P1 im Zeitpunkt T1 gibt den Wert einer Ejektionswelle von Blut wieder, die durch einen Herzschlag verursacht wird, während der Wert P2 im Zeitpunkt T2 den Wert durch eine reflektierte Welle der durch einen Herzschlag bewirkten Ejektionswelle angibt. Die Intensität und die Auftrittszeit dieser reflektierten Welle beruhend auf dem Anstiegspunkt der Ejektionswellenänderung, entsprechen der Verhärtung des Blutgefäßes. Ein Weg der Bestimmung von P1 und P2 ist die Anwendung einer Rechenoperation, wie etwa einer Differenzierung, auf der sphygmographischen Wellenform. Im Allgemeinen zeigt ein jüngeres Subjekt die Beziehung Niveau P2 < Niveau P1, wie in 3 gezeigt, während ein älteres Subjekt die Beziehung Niveau P2 > Niveau P1, wie in 4 gezeigt, zeigt.
Dies geht auf das Fortschreiten der Verhärtung der Innenwand eines Blutgefäßes (Arteriosklerose) mit fortschreitendem Alter des Subjekts zurück. Die Ejektionswelle kann nicht ausreichend an der Wand des Blutgefäßes absorbiert werden, so dass eine Reflexion auf hohem Niveau innerhalb einer kurzen Zeitdauer festgestellt wird.
Gemäß der Messung einer Pulswelle beruhend auf Tonometrie muss die Pulswelle mit einem Sensorelement einer Breite (ungefähr 0,2 mm) festgestellt werden, die kleiner als der nivellierte Bereich einer Arterie ist. Wenn die Breite eines Sensorelements größer als der nivellierte Bereich der Arterie ist, zeigen der mit dem Sensorelement gemessene Druck in der Arterie und das das Sensorsignal keine Linearität, was zu der Erzeugung einer Verzerrung führt.
Aus 5, die die Beziehung zwischen dem Ort eines Sensorelements in Bezug auf die Arterie und der mit dem Sensorelement gemessenen Wellenform der Pulswelle zeigt, ist ersichtlich, dass die Amplitude der Pulswelle allgemein dazu tendiert, niedrig zu sein, wenn sie mit einem Sensorelement gemessen wird, das im Abstand vom Mittelbereich der Arterie liegt, die nicht vollständig nivelliert ist, als wenn sie mit einem Sensorelement gemessen wird, das direkt oberhalb der Arterie liegt, die nivelliert ist. Dies entsteht durch die Tatsache, dass die mit einem Sensorelement festgestellte Pulswelle durch die Spannung des Blutgefäßes, die an einem Ort im Abstand von der Mitte der Arterie erzeugt wird, beeinflusst wird (siehe 16).
Diese Verzerrung in einem Sensorsignal ist aus dem berechneten AI-Wert signifikant sichtbar. 6 und 7 zeigen AI-Werte, die anhand von Pulswellen gewonnen sind, die mit den jeweiligen auf der Arterie ausgerichteten Sensorelementen gemessen sind, wobei erstere der Messung unter Verwendung eines Sensorelements einer Breite von 0,6 mm und letztere einem Sensorelement einer Breite von 1,0 mm entsprechen. 6 und 7 sowie 17, die AI-Werte zeigt, die anhand von Pulswellen gewonnen sind, die mit einem Sensorelement einer Breite von 0,2 mm gemessen sind, zeigen die Tendenz der Gewinnung eines höheren AI-Werts, auch wenn seine Grundlage Pulswellen waren, die mit einem Sensorelement gemessen wurden, dessen Mittelpunkt an der gleichen Stelle auf der Arterie liegt. Dies liegt daran, dass mit größerer Breite des Sensorelements eine Pulswelle anhand eines Bereichs einer Arterie gemessen wird, die einen Ort enthält, der vom Mittelbereich der nivellierten Arterie im Abstand liegt. Anders ausgedrückt, zeigen 6, 7 und 17 die Tendenz eines größeren Fehlers im AI-Wert, je größer die Breite des Sensorelements wird.
Diese Beziehung zwischen der Sensorelementbreite und dem AI-Wertfehler ist in 8 gezeigt. Unter Bezug auf 8 wird die Verzerrung eines Sensorsignals größer als Funktion einer größeren Sensorelementbreite, was zu einem größeren Fehler des AI-Werts führt. Es ist ersichtlich, dass die Standardabweichung (SD), die die Streuung des AI-Fehlers angibt, ebenfalls größer ist.
Aus 6 und 7 ist ersichtlich, dass die Sensorsignalverzerrung umso größer ist, je entfernter der Ort des Sensorelements von dem Bereich direkt über der Arterie ist, oder je größer der Abstand des Sensorelements vom nivellierten Bereich der Arterie wird. Anders ausgedrückt gibt der AI-Wert, der beruhend auf den Sensorsignalen der einzelnen Sensorelemente berechnet ist, den Grad der Verzerrung des Sensorsignals der einzelnen Sensorelemente wieder.
In Hinblick auf das Vorstehende korrigiert die Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Ausführungsform die Verzerrung des Sensorsignals des Sensorelements, das direkt über der Arterie liegt, beruhend auf der Differenz zwischen der Verzerrung eines Sensorsignals eines Sensorelements mit einem Sensornachweisbereich, in welchem der Bereich direkt oberhalb der Arterie enthalten ist (aus Gründen der Einfachheit nachfolgend als „Sensorelement direkt oberhalb der Arterie" bezeichnet) und der Verzerrung eines Sensorsignals eines Sensorelements, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement angeordnet ist, in dem Detailwertberechnungsvorgang des Schrittes S119 in 2.
Die Verteilung von AI-Werten, die mit Sensorsignalen der jeweiligen Sensorelemente berechnet sind, wenn die Sensorelementbreite groß und klein ist, ist in 9 bzw. 10 gezeigt. Der Mechanismus der vorstehenden Korrektur wird nachfolgend beschrieben.
Der Verzerrungsgrad eines Sensorsignals wird anhand eines AI-Werts, der beruhend auf einem Sensorsignal eines Sensorelements di rekt oberhalb einer Arterie berechnet ist, und eines AI-Werts, der beruhend auf einem Sensorsignal eines Sensorelements berechnet ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt über der Arterie liegenden Sensorelement liegt, definiert. Anders ausgedrückt, wird der Verzerrungsgrad eines Sensorsignals der einzelnen Fälle anhand der Differenz zwischen einem AI-Wert, der auf einem Sensorsignal eines Sensorelements direkt oberhalb der Arterie beruht, und einem AI-Wert, der auf einem Sensorsignal eines Sensorelements beruht, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, definiert (A1 und B1 der 9 und A2 und B2 der 10). A1 und A2 werden allgemein als „A" und B1 und B2 allgemein als „B" nachstehend bezeichnet. Die Methode der Definierung des Verzerrungsgrads beschränkt sich nicht auf die oben beschriebene. Beispielsweise kann er mit einem Koeffizienten (A + B) oder einem Koeffizienten (A² + B²) definiert werden.
Auf der Grundlage der oben gegebenen Definition des Verzerrungsgrads ist der Sensorsignalverzerrungsgrad groß, wenn die Sensorelementbreite groß in Bezug auf den Durchmesser einer Arterie ist, wie dies in 9 gezeigt ist. Im Falle eines großen Sensorsignalverzerrungsgrads ist der nivellierte Bereich der Arterie klein in Bezug auf den Sensorelementnachweisbereich, so dass angenommen wird, dass die Verzerrung des Sensorsignals des Sensorelements direkt oberhalb der Arterie ebenfalls groß ist. In 9 ist die Verzerrung eines Sensorsignals eines Sensorelements direkt oberhalb der Arterie mit D1 angegeben. Andererseits ist, wenn die Sensorelementbreite kleiner als die Breite in 9 ist, der Verzerrungsgrad D2 eines Sensorsignals kleiner als D1, wie dies in 10 gezeigt ist. Im Falle eines kleinen Sensorsignalverzerrungsgrads ist der nivellierte Bereich der Arterie groß in Bezug auf den Sensorelementnachweisbereich, so dass angenommen wird, dass die Verzerrung des Sensorsignals des direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelements ebenfalls klein ist. Der AI-Wert, der anhand einer Pulswelle berechnet wird, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensor gemessen ist, lässt sich also unter Ausnutzung dieses Verzerrungsgrads korrigieren.
Die Beziehung zwischen einem Parameter, der den Verzerrungsgrad darstellt, und einem Fehler des AI-Werts, der anhand einer Pulswelle berechnet wird, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensor gemessen wird, ist für den Fall der Messung einer Pulswelle mit einem Sensorelement einer Breite von 1,8 mm in 11 und 12 gezeigt. 11 entspricht dem Fall, in dem die Summe der Differenz von AI-Werten (der vorgenannte Koeffizient (A + B)) als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet wird. 12 entspricht dem Fall, in dem die Summe von Quadraten der Differenz von AI-Werten (der vorgenannte Koeffizient (A² + B²)) als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet wird.
Aus 11 und 12 ergibt sich, dass der den Verzerrungsgrad darstellende Parameter mit dem Fehler des AI-Werts korreliert, der anhand einer Pulswelle berechnet ist, die mit einem Sensorelement direkt oberhalb der Arterie gemessen ist. Unter Verwendung einer aus diesen Beziehungen gewonnenen Regressionsformel kann der Fehler des AI-Werts abgeschätzt werden. Die vorliegende Pulswellenmessvorrichtung ist dadurch gekennzeichnet, dass ein AI-Wert, bei dem ein Fehler nicht vorhanden ist, in dem Detailwertberechnungsvorgang des Schritts S119 unter Ausnutzung der oben beschriebenen Korrelationsbeziehung berechnet wird.
Der Detailwertberechnungsvorgang des Schritt S119 wird nun unter Bezug auf das Flussdiagramm der 13 beschrieben. Zunächst berechnet die CPU 101 einen AI-Wert AIc beruhend auf einem Pulswellensignal, das über einen Kanal eingegeben ist, der für das direkt oberhalb der Arterie liegende Sensorelement relevant ist, wobei dieser im Schritt S117 (S201) bestimmt wird. Auch werden AI-Werte AIa und AIb beruhend auf Pulswellensignalen berechnet, die über Kanäle eingegeben sind, die für zwei Sensorelemente relevant sind, die in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegen.
Der Definition α = AIa – Aic und β = AIb – Aic folgend, berechnet die CPU 101 α und β zur Gewinnung von α² + β² (S203). Dies entspricht der Methode der Verwendung der Summe von Quadraten der Differenz zwischen AI-Werten als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter, wie in 12 gezeigt.
Unter Verwendung der AI-Wertkorrekturberechnungsgleichung Y = NX + M, die eine Regressionsformel ist, mit dem in Schritt S203 berechneten α² + β² als dem den Verzerrungsgrad darstellenden Korrekturparameter wird der AI-Wert Korrekturwert (ΔAI) berechnet (S205). Wie hierin verwendet, sind N und M bestimmte Koeffizienten.
Die Berechnung von (AIc – ΔAI) wird unter Verwendung des im Schritt S205 berechneten AI-Wert Korrekturwerts (ΔAI) ausgeführt, um so den AI-Wert AIc zu korrigieren, der anhand der Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement, bestimmt im Schritt S117 (S207), gemessen wurde. Der korrigiert AI-Wert wird auf der Anzeige 107 wiedergegeben (S209).
Der Detailwertberechnungsvorgang endet also und die Steuerung kehrt zur Hauptroutine der 2 zurück.
Unter Ausnutzung der Differenz zwischen der Verzerrung eines Sensorsignals eines direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelements und der Verzerrung eines Sensorsignals eines Sensorelements, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, zur Korrektur des AI-Werts, der auf der Grundlage der Wellenform berechnet ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement bei der vorliegenden Pulswellen messvorrichtung gemessen wird, wird der AI-Wert, der anhand der Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, korrigiert, was zu dem in 14 gezeigten Ergebnis führt. Aus 14 ist ersichtlich, dass die Standardabweichung SD, die die Streuung des AI-Fehlers darstellt, ungefähr 0,015 ist, was eine Verbesserung gegenüber dem Standardabweichungswert SD von 0,021 in 8, vor Korrektur, ist.
Der Detailwertberechnungsvorgang des Schritts S119 beschränkt sich nicht auf die Methode der Verwendung der Summe von Quadraten der Differenz von AI-Werten als den Verzerrungsgrad darstellenden Parameter. Alternativ kann die Summe einer Differenz zwischen AI-Werten verwendet werden, die speziell in 11 gezeigt ist. Speziell wird α + β anstelle von α² + β² im Schritt S203 berechnet, um eine AI-Wertkorrektur (ΔAI) unter Verwendung der AI-Wertkorrekturberechnungsgleichung Y = NX + M im Schritt S205 zu gewinnen, die eine Regressionsformel mit α + β als den Verzerrungsgrad darstellender Korrekturparameter ist.
Ähnlich wird der AI-Wert korrigiert, der aus der Pulswelle gewonnen ist, die mit einem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorele- ment gemessen ist, was zu dem in 15 gezeigten Resultat führt. Im Einzelnen wird die Standardabweichung SD, die die Streuung des AI-Fehlers darstellt, in 15 auf ungefähr 0,015 reduziert, was eine Verbesserung gegenüber der früheren SD (0,021) in 8 vor Korrektur ist.
Der in 13 gezeigte Vorgang entspricht dem Fall eines Berechnungs-(Korrektur-)Vorgangs unter Verwendung von Pulswellensignalen zweier Sensorelemente als dem Sensorelement, das in einem bestimmten Abstand vom direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt. Die Anzahl der verwendeten Sensorelemente ist nicht auf zwei be schränkt. Ein Sensorelement oder mehr als zwei Sensorelemente können verwendet werden.
Es ist darauf hinzuweisen, dass sich die vorliegende Erfindung nicht auf die Verwendung von AI als Detailwert beschränkt. Ein ähnlicher Vorteil lässt sich erzielen, indem man beispielsweise das Verhältnis eines Bereichs einer Periode einer Pulswelle zu einem Bereich, der am Anstiegspunkt einer Pulswelle beginnt, bis zur dikrotischen Kerbe verwendet (kann für die Herzfunktion verwendet werden).
Obige Ausführungsform wurde beschrieben, in welcher die Korrelationsbeziehung, wie etwa die Summe von Quadraten oder die Summe von Differenzen zwischen AI-Werten, die die Detailwerte sind, als den Verzerrungsgrad darstellende Parameter verwendet wird. Ein ähnlicher Vorteil lässt sich erzielen, indem andere Korrelationsbeziehungen als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden. Als erstes Beispiel hierzu werden mit den betreffenden Sensorelementen gemessene Pulswellenformen in ein und derselben Phase normiert, wonach Pulswellenhöhenwerte in einer anderen gleichen Phasen verwendet werden können. Im Einzelnen werden die sphygmographischen Wellenformen, die mit betreffenden Sensorelementen gemessen sind, an der dikrotischen Kerbe normiert, wobei die Pulswellenhöhenwerte betreffender Sensorelemente an einer anderen gleichen Zeitphase verwendet werden können. Das Verhältnis des Pulswellenhöhenwerts, der anhand der Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zu dem Pulswellenhöhenwert, der anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand vom direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, kann als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Alternativ werden sphygmographische Wellenformen, die mit betreffenden Sensorelementen gemessen sind, an der Spitzenzeitphase normiert und können Pulswellenhöhenwerte in einer anderen Zeitphase verwendet werden. Auf ähnliche Weise kann dann das Verhältnis des Pulswellenhöhenwerts, der anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zum Pulswellenhöhenwert, der anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand vom direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Als zweites spezielles Beispiel werden Pulswellenformen, die mit betreffenden Sensorelementen gemessen sind, an der Spitzenzeitphase normiert, wobei jeder Bereich, der anhand von Pulswellenformen gewonnen ist, die einer Normierung unterworfen wurden, verwendet werden kann. Das Verhältnis des oben beschriebenen Bereichs, der anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zu dem oben beschriebenen Bereich, der anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, kann als der den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Als drittes spezielles Beispiel kann jede Zeitbreite, die den Schwellenwert eines bestimmten Verhältnisses überquert, nachdem Pulswellenformen, die mit betreffenden Sensorelementen gemessen sind, an der Spitzenzeitphase normiert sind, verwendet werden. Im Einzelnen werden mit betreffenden Sensorelementen gemessene Pulswellenformen an der Spitzenzeitphase normiert. Indem man den Wert, der um eine bestimmte Pulswellenhöhe niedriger ist als die Spitze, als Schwellenwert für jede einer Normierung unterworfene Wellenform verwendet, wird das Zeitintervall zwischen zwei Überquerungspunkten des Schwellenwerts für die mit betreffenden Sensorelementen gemessene Pulswellenformen gewonnen. Das Verhältnis der oben beschriebe nen Zeitbreite, die anhand der Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zu der oben beschriebenen Zeitbreite, die anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, kann als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Als viertes spezielles Beispiel kann das Bereichsverhältnis des der Zeitphase der dikrotischen Kerbe vorhergehenden und nachfolgenden Bereichs für mit betreffenden Sensorelementen gemessene Pulswellen formen verwendet werden. Im Einzelnen werden ein Bereich α, der der Zeitphase der dikrotischen Kerbe vorhergeht, und ein Bereich β, der der Zeitphase nachfolgt (rechte Seite), für mit betreffenden Sensorelementen gemessene Pulswellenformen gewonnen. Danach wird das Bereichsverhältnis α/β für jede Wellenform gewonnen. Das Verhältnis des oben beschriebenen Bereichsverhältnisses, das anhand der Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zum oben beschriebenen Bereichsverhältnis, das für eine Pulswelle gewonnen ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, kann als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Als fünftes spezielles Beispiel werden Pulswellenformen, die mit betreffenden Sensorelementen gemessen sind, an dem Bereich des gleichen Pulsschlages gemessen, wobei der maximale Pulswellenhöhenwert der normierten Wellenform verwendet werden kann. Das Verhältnis des oben beschriebenen maximalen Pulswellenhöhenwerts, der anhand der Pulswelle gewonnen ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zu dem oben beschriebenen Maximalpulswellenhöhenwert, der anhand einer Pulswelle gewonnen ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, kann als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Als sechstes spezielles Beispiel kann die Amplitude von Pulswellenformen, die mit betreffenden Sensorelementen gemessen sind, verwendet werden. Das Verhältnis der Amplitude der Pulswelle, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, zur Amplitude einer Pulswelle, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, kann als den Verzerrungsgrad darstellender Parameter verwendet werden.
Ferner beschränkt sich der den Verzerrungsgrad darstellende Parameter nicht auf die oben beschriebene Summe einer Differenz oder Summe von Quadraten einer Differenz des Detailwerts, der anhand der Pulswellenform berechnet ist, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, und des Detailwerts, der anhand der Pulswellenform berechnet ist, die mit einem Sensorelement gemessen ist, das in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegt, oder die oben dargelegten Verhältnisse. Er kann ein Korrelationskoeffizient zwischen der Pulswellenform, die mit dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement gemessen ist, und der Pulswellenform, die mit Sensorelementen gemessen ist, die in einem bestimmten Abstand von dem direkt oberhalb der Arterie liegenden Sensorelement liegen.
Solche den Verzerrungsgrad darstellende Parameter können gleichermaßen zur Gewinnung eines Messergebnisses hoher Genauigkeit mit geringer Streuung des Detailwerts verwendet werden.
Bei der Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Erfindung kann die Genauigkeit von AI, das der Detailwert ist, auch dann sicher gestellt werden, wenn die Pulswelle unter Verwendung eines Sensorelements größerer Abmessungen gemessen wird, als es diejenigen sind, die ein Sensorelement hat, das allgemein im Tonometriesystem benötigt wird. Dementsprechend lässt sich das kritische Erfordernis der Arbeitsdimension des Sensorelements, der Sensorempfindlichkeit und dergleichen mildern. Der Auswahlbereich für Druckabfühlmethoden, die herkömmlicherweise auf eine Halbleiterverarbeitungstechnologie angewiesen waren, lässt sich erhöhen und gestattet eine Verminderung der Kosten. Anders ausgedrückt, beschränkt sich die Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Erfindung nicht auf die Verwendung von über die Verarbeitung von teurem Siliziumhalbleiter über MEMS (Micro Electro Mechanical Systems) gewonnenen Drucksensoren, die bei einer Tonometrie verwendenden herkömmlichen Pulswellenmessvorrichtung verwendet werden mussten. Andere Sensoren, die piezoelektrische Keramik, piezoelektrisches Polymer, metallene Dünnschichtdehnungsmessstreifen oder dergleichen verwenden, können zur Kostenverminderung verwendet werden.
Da bei der Pulswellenmessvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung die Größe des Sensors vergrößert sein kann, lässt sich die Anzahl der erforderlichen Sensorelemente für einen gleichen Bereich des Abfühldrucks, der demjenigen des Tonometriesystems mit vielen ausgerichteten kleinen Sensorelementen entspricht, vermindern. Dementsprechend lässt sich die Komplexität der ein Sensorsignal empfangenden elektronischen Schaltung vermindern, was eine Kostenverminderung erlaubt.
Ferner erlaubt die größere Sensorabmessung bei der Pulswellenmessvorrichtung der vorliegenden Erfindung stärker den Effekt einer Rauschunterdrückung als im Falle der Verwendung herkömmlicher kleiner Sensorelemente.
Die Detailwertberechnungs-(-korrektur-)methode der oben dargelegten Pulswellenmessvorrichtung kann als Programm vorgesehen sein. Ein solches Programm kann in einem computerlesbaren Speichermedium, wie etwa einer Diskette, CD-ROM (Compact Disc-Read Only Memory), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory) oder Speicherkarte in Zuordnung zu einem Rechner zur Lieferung als Programmprodukt gespeichert sein. Alternativ kann das Programm auf einem Aufzeichnungsmedium, wie etwa eines im Rechner eingebauten Festplatte, zur Lieferung als Programm aufgezeichnet sein. Ferner kann das Programm durch Herunterladen aus einem Netz vorgesehen sein.
Das dargebotene Programmprodukt wird in einer Programmspeichereinheit, wie etwa einer Festplatte, zur Ausführung installiert. Das Programmprodukt enthält das Programm selbst sowie das Aufzeichnungsmedium, auf dem das Programm aufgezeichnet ist.
Die vorliegende Erfindung wurde im Einzelnen beschrieben und dargestellt, es versteht sich jedoch, dass dies nur der Veranschaulichung und als Beispiel dienen soll und in keiner Weise einschränkend zu verstehen ist, wobei die Erfindung allein durch die beigefügten Ansprüche beschränkt ist.

Claims

Pulswellenmessvorrichtung, welche aufweist: einen Druck-Pulswellensensor (22), welcher eine Anzahl von Sensorelementen enthält, zur Feststellung einer interarteriellen Druckwellenform an der Oberfläche eines Körpers, eine Auswahleinheit (101), welche ein direkt über einer Arterie liegendes Steuerelement aus der Anzahl von Sensorelementen beruhend auf einer mit dem Druck-Pulswellensensor (22) festgestellten sphygmographischen Wellenform auswählt, eine Berechnungseinheit (101) zur Berechnung eines Detailwerts einer sphygmographischen Wellenform, welche einen Detailwert unter Verwendung eines Amplitudenwerts eines bestimmten Details aus der mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform berechnet, eine Verzerrungsgrad-Berechnungseinheit (1), welche einen Unterschied im Verzerrungsgrad von mit den Sensorelementen festgestellten sphygmographischen Wellenformen beruhend auf einer mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform und einer mit wenigstens einem in einem bestimmten Abstand von dem ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform berechnet, und eine Amplitudenwertkorrektureinheit (101), welche den Amplitudenwert des bestimmten Details unter Verwendung des berechneten Unterschieds im Verzerrungsgrad korrigiert.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Detailwert eine AI-(Augmentation-Index-) Wert enthält.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 2, wobei der an der Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) berechnete Unterschied im Verzerrungsgrad eine Summe aus Differenzen zwischen einem AI-Wert, der anhand einer mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform berechnet ist, AI-Werten, die anhand einer mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform an der Berechnungseinheit (101) für einen Detailwert einer sphygmographischen Wellenform berechnet sind, ist.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 2, wobei der an der Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) berechnete Unterschied im Verzerrungsgrad eine Summe von Quadraten von Differenzen zwischen einem AI-Wert, der anhand einer mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform berechnet ist, und AI-Werten, die anhand einer mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform an der Berechnungseinheit (101) für einen Detailwert einer sphygmographischen Wellenform berechnet sind, ist.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) an der gleichen Phase eine mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform und eine mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform normiert und dann ein Verhältnis eines Pulswellenhöhenwerts der mit dem ausgewählten Sen sorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform zu einem Pulswellenhöhenwert einer mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement an einer gleichen Phase, die von der genannten gleichen Phase verschieden ist, festgestellten sphygmographischen Wellenform als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) eine mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform und eine mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform an einer Spitzenzeit-Phase normiert und dann ein Verhältnis eines Bereichs der mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten normierten sphygmographischen Wellenform zu einem Bereich der mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten normierten sphygmographischen Wellenform als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) eine mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform und eine mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform an einer Spitzenzeit-Phase normiert und dann ein Verhältnis einer Zeitbreite der mit dem ausgewählten Sensorelement unter Überqueren eines Schwellenwerts eines bestimmten Verhältnisses festgestellten normierten sphygmographischen Wellenform zu einer Zeitbreite der mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement unter Überqueren des Schwellenwerts festgestellten normierten sphygmographischen Wellenform als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) ein Verhältnis von Bereichsverhältnissen einer mit dem ausgewählten Sensorelement, einer einer dikrotischen Kerbe in einem Herzschlag entsprechenden Zeitphase vorhergehend und nachfolgend, festgestellten sphygmographischen Wellenform zu Bereichsverhältnissen einer sphygmographischen Wellenform, die mit dem wenigstens einem Sensorelement in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement, der genannten Zeitphase vorhergehend und nachfolgend, festgestellt ist, als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) eine mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform und eine mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellte sphygmographische Wellenform in einem Bereich des gleichen Herzschlags normiert und dann ein Verhältnis eines maximalen Pulswellenhöhenwerts der mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten normierten sphygmographischen Wellenform zu einem maximalen Pulswellenhöhenwert der mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten normierten sphygmographischen Wellenform als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsberechnungseinheit (101) ein Verhältnis einer Amplitude einer mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform zu einer Amplitude einer mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.
Pulswellenmessvorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Verzerrungsgradberechnungseinheit (101) einen Korrelationskoeffizienten zwischen einer mit dem ausgewählten Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform und einer mit dem wenigstens einen in einem bestimmten Abstand vom ausgewählten Sensorelement liegenden Sensorelement festgestellten sphygmographischen Wellenform als den Unterschied im Verzerrungsgrad berechnet.