JP2016187539A - 生体情報測定システム - Google Patents

Abstract

【課題】パルスフォトメータの原理を用いて血中吸光物質の濃度を算出する生体情報測定システムを提供する。
【解決手段】発光部１０は、第一波長λ１を含む第一の光、および第二波長λ２を含む第二の光を出射し受光部２０は、被検者の生体組織２を透過または反射した第一の光の受光強度Ｉ１および第二の光の受光強度Ｉ２に応じて、それぞれ第一信号Ｓ１および第二信号Ｓ２を出力する。処理期間設定部３０は、第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２の一方について被検者の心周期に対応する信号周期を抽出し、信号周期内における生体組織２への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分、生体組織２からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分の一方について、処理期間を設定する。濃度算出部５０は、第一変化量ΔＡ１と第二変化量ΔＡ２に基づいて、被検者の血中吸光物質の濃度Ｃを算出する。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体情報を測定するシステムに関する。

この種のシステムを構成する装置の一例として、パルスフォトメータが知られている。パルスフォトメータは、被検者の生体情報の一例である血中吸光物質濃度を算出する装置として知られている。具体的には、複数の波長の光が、被検者の生体組織に照射される。当該複数の波長は、当該血中吸光物質濃度によって血液の吸光係数の比が異なる波長の組合せとして定められる。当該生体組織を透過または反射した各波長の光量が検出される。各波長の光量は、当該被検者の血液の脈動によって変化する。したがって、脈動に起因する各波長の光量の経時変化が、脈波信号として取得される。各波長に係る脈波信号の振幅は、当該波長に係る減光度変化量に対応する。血中吸光物質濃度は、各波長に係る減光度変化量の比に基づいて算出される（例えば、特許文献１を参照）。

血中吸光物質濃度の例としては、動脈血酸素飽和度が知られている。動脈血酸素飽和度は、酸素運搬が可能なヘモグロビン量に対する酸素化ヘモグロビンの割合を示している。すなわち、酸素化ヘモグロビンは、血中吸光物質の一例である。他の血中吸光物質の例としては、生体組織の循環時間を測定するために血流中に投与される指示薬としての色素が挙げられる。

特公昭５３−０２６４３７号公報

本発明は、パルスフォトメータの原理を用いて様々な生体情報を簡易に測定することを目的とする。

上記の目的を達成するために、本発明がとりうる第一の態様は、生体情報測定システムであって、
第一波長を含む第一の光、および第二波長を含む第二の光を出射する発光部と、
被検者の生体組織を透過または反射した前記第一の光の受光強度および前記第二の光の受光強度に応じて、それぞれ第一信号および第二信号を出力する受光部と、
前記第一信号と前記第二信号の一方について前記被検者の心周期に対応する信号周期を抽出し、当該信号周期内における前記生体組織への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分、および前記生体組織からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分の一方について、処理期間を設定する処理期間設定部と、
前記処理期間における前記第一信号に基づいて、前記第一の光の減光度変化量に対応する第一変化量を取得する第一変化量取得部と、
前記処理期間における前記第二信号に基づいて、前記第二の光の減光度変化量に対応する第二変化量を取得する第二変化量取得部と、
前記第一変化量と前記第二変化量に基づいて、前記被検者の血中吸光物質の濃度を算出する濃度算出部と、
前記濃度を出力する出力部と、
を備えている。

前記血中吸光物質の例としては、酸素化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、色素などが挙げられる。

このような構成によれば、受光部における受光強度に対応する信号より得られる被検者の心周期に対応する信号周期が、生体組織へ流入する動脈血の影響が支配的な部分と、生体組織から流出する静脈血の影響が支配的な部分とに区分される。そして、両部分の一方についてのみ処理期間が設定され、各波長の光の減光度変化量が取得される。処理期間は、必然的に、被検者の心臓の拡張期または収縮期よりも短い時間となる。すなわち、被検者の血中吸光物質濃度を、演算負荷を抑制しつつ高速に算出できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定できる。

上記第一の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記第一信号と前記第二信号の前記一方を微分することにより微分信号を取得する微分信号取得部を備えており、
前記処理期間設定部は、前記微分信号の最小値に基づいて、前記第一部分に前記処理期間を設定する。

このような構成によれば、第一信号または第二信号を微分するという簡易な処理のみで、生体組織への動脈血の流入の影響が最も支配的になる特徴点に処理期間を設定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定可能である上記構成の効果を高めることができる。

または、上記第一の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記第一信号と前記第二信号の前記一方を微分することにより微分信号を取得する微分信号取得部を備えており、
前記処理期間設定部は、前記微分信号の最大値に基づいて、前記第二部分に前記処理期間を設定する。

このような構成によれば、第一信号または第二信号を微分するという簡易な処理のみで、生体組織からの静脈血の流出の影響が最も支配的になる特徴点に処理期間を設定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定可能である上記構成の効果を高めることができる。

上記の目的を達成するために、本発明がとりうる第二の態様は、生体情報測定システムであって、
第一波長を有する第一の光、および第二波長を有する第二の光を出射する発光部と、
被検者の生体組織を透過または反射した前記第一の光の受光強度および前記第二の光の受光強度に応じて、それぞれ第一信号および第二信号を出力する受光部と、
前記第一信号と前記第二信号のそれぞれについて前記被検者の心周期に対応する信号周期を抽出し、当該信号周期内における前記生体組織への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分に第一処理期間を設定し、当該信号周期内における前記生体組織からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分に第二処理期間を設定する処理期間設定部と、
前記第一処理期間における前記第一信号に基づいて、前記第一処理期間における前記第一の光の減光度変化量に対応する第一変化量を取得する第一変化量取得部と、
前記第一処理期間における前記第二信号に基づいて、前記第一処理期間における前記第二の光の減光度変化量に対応する第二変化量を取得する第二変化量取得部と、
前記第一変化量と前記第二変化量に基づいて、前記第一処理期間における前記被検者の血中吸光物質の濃度に対応する第一濃度を算出する第一濃度算出部と、
前記第二処理期間における前記第一信号に基づいて、前記第二処理期間における前記第一の光の減光度変化量に対応する第三変化量を取得する第三変化量取得部と、
前記第二処理期間における前記第二信号に基づいて、前記第二処理期間における前記第二の光の減光度変化量に対応する第四変化量を取得する第四変化量取得部と、
前記第三変化量と前記第四変化量に基づいて、前記第二処理期間における前記被検者の前記血中吸光物質の濃度に対応する第二濃度を算出する第二濃度算出部と、
前記第一濃度と前記第二濃度に基づいて、前記生体組織における血液の循環時間を算出する循環時間算出部と、
前記第一濃度、前記第二濃度、および前記循環時間の少なくとも一つを出力する出力部と、
を備えている。

前記血中吸光物質の例としては、酸素化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン、色素などが挙げられる。

このような構成によれば、受光部における受光強度に対応する信号より得られる被検者の心周期に対応する信号周期が、生体組織へ流入する動脈血の影響が支配的な部分と、生体組織から流出する静脈血の影響が支配的な部分とに区分される。そして、両部分について各波長の光の減光度変化量が取得されることにより、経時変化特性が異なる二種の血中吸光物質濃度が取得される。これにより、侵襲を伴わないパルスフォトメータの原理を用いながらも、生体組織における血液の循環時間が算出されうる。第一処理期間と第二処理期間は、必然的に、被検者の心臓の拡張期または収縮期よりも短い時間となる。すなわち、被検者の血中吸光物質濃度および血液の循環時間を、演算負荷を抑制しつつ高速に算出できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定できる。

上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記循環時間算出部は、前記第一濃度が最大値をとる時刻と前記第二濃度が最大値をとる時刻の時間差に基づいて、前記循環時間を算出する。

または、上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記循環時間算出部は、前記第一濃度が閾値を上回る時刻と、前記第二濃度が当該閾値を上回る時刻との時間差に基づいて、前記循環時間を算出する。

または、上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記循環時間算出部は、前記第一濃度の経時変化より得られる第一平均循環時間と、前記第二濃度の経時変化より得られる第二平均循環時間との差分に基づいて、前記循環時間を算出する。

または、上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記循環時間算出部は、前記第一濃度と前記第二濃度の相互相関関数に基づいて、前記循環時間を算出する。

上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記被検者が吸入する空気を供給する空気回路と、
前記空気に含まれる酸素の濃度を調節する酸素濃度調節部と、
を備えている。

このような構成によれば、被検者が吸入する空気に含まれる酸素濃度を変化させることにより、生体組織を通過する血液の動脈血酸素飽和度を変化させることができる。すなわち、血流への指示薬の投与を必要とすることなく、パルスオキシメータの原理を用いて、被検者の生体組織における血液の循環時間を測定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて、被検者の生体情報をより簡易に測定できる。

上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記生体組織よりも血流の上流側を圧迫できるように、前記被検者に装着可能とされたカフと、
前記カフの圧力を制御可能な圧力制御部と、
を備えている。

このような構成によれば、カフによる圧迫で血流を止めることにより、生体組織を通過する血液の動脈血酸素飽和度を変化させることができる。すなわち、血流への指示薬の投与を必要とすることなく、パルスオキシメータの原理を用いて、被検者の生体組織における血液の循環時間を測定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて、被検者の生体情報をより簡易に測定できる。

上記第二の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記循環時間の値が所定の範囲外である場合に報知を行なう報知部を備えている。

このような構成によれば、報知部による報知を通じて、末梢循環不全の判断を支援できる。例えば、循環時間の値が所定の範囲を下回る場合、敗血症の病態を疑うことが可能である。

上記の目的を達成するために、本発明がとりうる第三の態様は、生体情報測定システムであって、
第一波長を有する第一の光、および第二波長を有する第二の光を出射する発光部と、
被検者の生体組織を透過または反射した前記第一の光の受光強度および前記第二の光の受光強度に応じて、それぞれ第一信号および第二信号を出力する受光部と、
前記第一信号と前記第二信号の相関係数を取得する相関係数取得部と、
前記相関係数の経時変化に基づいて、前記生体組織における血液の循環時間を算出する循環時間算出部と、
前記循環時間を出力する出力部と、
を備えている。

このような構成によれば、血流への指示薬の投与を必要とすることなく、パルスオキシメータの原理を用いて、被検者の生体組織における血液の循環時間を測定できる。さらに、第一信号と第二信号の相関係数を取得するという簡易な処理で循環時間を算出できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて、被検者の生体情報をより簡易に測定できる。

上記第三の態様に係る生体情報測定システムは、以下のように構成されうる。
前記循環時間の値が所定の範囲外である場合に報知を行なう報知部を備えている。

このような構成によれば、報知部による報知を通じて、末梢循環不全の判断を支援できる。例えば、循環時間の値が所定の範囲を下回る場合、敗血症の病態を疑うことが可能である。

第一実施形態に係る生体情報測定システムの構成を示すブロック図である。 図１の生体情報測定システムが行なう処理を説明する図である。 第二実施形態に係る生体情報測定システムの構成を示すブロック図である。 図３の生体情報測定システムが行なう処理を説明する図である。 図３の生体情報測定システムが行なう処理を説明する図である。 図３の生体情報測定システムが行なう処理を説明する図である。 第三実施形態に係る生体情報測定システムの構成を示すブロック図である。 図７の生体情報測定システムが行なう処理を説明する図である。 図７の生体情報測定システムが行なう処理を説明する図である。

添付の図面を参照しつつ、実施形態の例を以下詳細に説明する。

図１は、第一実施形態に係る生体情報測定システム１（以下、測定システム１と略称する）の機能構成を示すブロック図である。

測定システム１は、発光部１０を備えている。発光部１０は、第一波長λ１を含む第一の光と第二波長λ２を含む第二の光を出射するように構成されている。第一波長λ１の例としては、８８０ｎｍや９４０ｎｍが挙げられる。第二波長λ２の例としては、６６０ｎｍや８０５ｎｍが挙げられる。第一の光は、例えば半導体発光素子より出射される。第二の光は、例えば半導体発光素子より出射される。半導体発光素子の例としては、発光ダイオード（ＬＥＤ）、レーザダイオード、有機ＥＬ素子などが挙げられる。

第一波長λ１と第二波長λ２は、濃度を算出しようとする血中吸光物質の種別に応じて適宜に定められる。血中吸光物質の例としては、酸素化ヘモグロビンや、血流中に投与される色素（インドシアニングリーンなど）が挙げられる。具体的には、当該血中吸光物質の濃度によって血液の吸光係数の比が実質的に異なる組合せとなるように各波長が決定される。

測定システム１は、受光部２０を備えている。受光部２０は、被検者の生体組織２を透過または反射した第一の光の強度Ｉ１に応じて、第一信号Ｓ１を出力するように構成されている。また、受光部２０は、当該生体組織２を透過または反射した第二の光の強度Ｉ２に応じて、第二信号Ｓ２を出力するように構成されている。受光部２０は、例えば、第一波長λ１と第二波長λ２に感度を有する光センサである。光センサの例としては、フォトダイオード、フォトトランジスタ、フォトレジスタなどが挙げられる。

測定システム１は、処理期間設定部３０を備えている。処理期間設定部３０は、第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２の一方について被検者の心周期に対応する信号周期を抽出し、当該信号周期内における生体組織２への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分、および生体組織２からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分の一方について、処理期間を設定するように構成されている。

第一信号Ｓ１について上記の処理を行なう場合について、図２の（Ａ）を参照しつつ説明する。同図に示された波形は、第一信号Ｓ１の強度の経時変化に対応している。前述のように、第一信号Ｓ１の強度は、受光部２０における第一の光の強度Ｉ１に対応している。したがって、同図において、横軸は時間を示している。縦軸は、第一の光の強度Ｉ１の対数値を示している。処理期間設定部３０は、所定のサンプリング周期ごとに第一信号Ｓ１の強度を取得するように構成されている。波形に沿って示された複数の小さな丸の各々は、各サンプリング時点において取得された第一信号Ｓ１の強度を示している。

同図において、上記対数値の極大値はＩ_ｄｉａとして示され、上記対数値の極小値はＩ_ｓｙｓとして示されている。上記対数値が極大値Ｉ_ｄｉａをとる時点は、ｔ_ｄｉａとして示されている。上記対数値が極小値Ｉ_ｓｙｓをとる時点は、ｔ_ｓｙｓとして示されている。処理期間設定部３０は、時点ｔ_ｄｉａから時点ｔ_ｄｉａまでの時間、あるいは時点ｔ_ｓｙｓから時点ｔ_ｓｙｓまでの時間を、被検者の心周期に対応する信号周期とみなすように構成されている。

この信号周期のうち、第一の光の強度Ｉ１が減少する時点ｔ_ｄｉａから時点ｔ_ｓｙｓまでの部分Ｔ１（第一部分の一例）は、生体組織２への動脈血の流入の影響が支配的である。また、この信号周期のうち、第一の光の強度Ｉ１が増加する時点ｔ_ｓｙｓから時点ｔ_ｄｉａまでの部分Ｔ２（第二部分の一例）は、生体組織２からの静脈血の流出が支配的である。処理期間設定部３０は、部分Ｔ１と部分Ｔ２の一方について、後述する減光度変化量を取得するための処理期間を設定するように構成されている。当該処理期間は、部分Ｔ１と部分Ｔ２の各々よりも短い期間であって、サンプリング周期の少なくとも一回分として定められる。同図において、部分Ｔ１について設定された処理期間は、ｔ_ｉｎとして示されている。部分Ｔ２について設定された処理期間は、ｔ_ｏｕｔとして示されている。

図示を省略するが、処理期間設定部３０は、第二信号Ｓ２についても同じ処理を実行可能に構成されている。処理が適用される信号は、濃度を算出しようとする血中吸光物質の種別に応じて適宜に定められる。

測定システム１は、第一変化量取得部４１を備えている。第一変化量取得部４１は、処理期間設定部３０により設定された処理期間における第一信号Ｓ１（Ｔ）に基づいて、第一の光の減光度変化量に対応する第一変化量ΔＡ１を取得するように構成されている。

処理期間設定部３０により設定された処理期間が第一部分Ｔ１におけるｔ_ｉｎである場合、第一変化量ΔＡ１は、次式により求められる。

ΔＡ１＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ１）／Ｉ１（ｔ２）］
＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ１）］−ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ２）］

ここで、ｔ１は処理期間ｔ_ｉｎの始点を表しており、ｔ２は処理期間ｔ_ｉｎの終点を表している。

処理期間設定部３０により設定された処理期間が第二部分Ｔ２におけるｔ_ｏｕｔである場合、第一変化量ΔＡ１は、次式により求められる。

ΔＡ１＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ４）／Ｉ１（ｔ３）］
＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ４）］−ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ３）］

ここで、ｔ３は処理期間ｔ_ｏｕｔの始点を表しており、ｔ４は処理期間ｔ_ｏｕｔの終点を表している。

測定システム１は、第二変化量取得部４２を備えている。第二変化量取得部４２は、処理期間設定部３０により設定された処理期間における第二信号Ｓ２（Ｔ）に基づいて、第二の光の減光度変化量に対応する第二変化量ΔＡ２を取得するように構成されている。

処理期間設定部３０により設定された処理期間が第一部分Ｔ１におけるｔ_ｉｎである場合、第二変化量ΔＡ２は、次式により求められる。

ΔＡ２＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ１）／Ｉ２（ｔ２）］
＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ１）］−ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ２）］

ここで、ｔ１は処理期間ｔ_ｉｎの始点を表しており、ｔ２は処理期間ｔ_ｉｎの終点を表している。

処理期間設定部３０により設定された処理期間が第二部分Ｔ２におけるｔ_ｏｕｔである場合、第二変化量ΔＡ２は、次式により求められる。

ΔＡ２＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ４）／Ｉ２（ｔ３）］
＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ３）］−ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ３）］

ここで、ｔ３は処理期間ｔ_ｏｕｔの始点を表しており、ｔ４は処理期間ｔ_ｏｕｔの終点を表している。

測定システム１は、濃度算出部５０を備えている。濃度算出部５０は、第一変化量取得部４１により取得された第一変化量ΔＡ１と第二変化量取得部４２により取得された第二変化量ΔＡ２に基づいて、被検者の血中吸光物質濃度Ｃを算出するように構成されている。具体的には、濃度算出部５０は、第一変化量ΔＡ１と第二変化量ΔＡ２の比である変化量比Φを算出するように構成されている。血中吸光物質濃度Ｃは、変化量比Φの関数として、次式で与えられる。関数ｆは、血中吸光物質により異なる。

Ｃ＝ｆ（Φ）

血中吸光物質濃度として動脈血酸素飽和度を算出する場合、酸素運搬が可能なヘモグロビン量に対する酸素化ヘモグロビンの割合を求めていることになる。当該割合が増えるに伴い、還元ヘモグロビンの割合は減少する。すなわち、動脈血酸素飽和度を算出する場合、還元ヘモグロビンを血中吸光物質濃度とみなしているとも言える。

測定システム１は、出力部６０を備えている。出力部６０は、濃度算出部５０により算出された濃度Ｃを出力するように構成されている。出力部６０は、様々な態様をとりうる。例えば、出力部６０は、濃度Ｃを視認可能に出力する表示部とされうる。あるいは、出力部６０は、濃度Ｃを音声として出力するように構成されうる。あるいは、出力部６０は、濃度Ｃを示す信号を外部に出力可能な端子として構成されうる。

本実施形態においては、受光部２０における受光強度に対応する信号より得られる被検者の心周期に対応する信号周期が、生体組織２へ流入する動脈血の影響が支配的な部分と、生体組織２から流出する静脈血の影響が支配的な部分とに区分されている。そして、両部分の一方についてのみ処理期間が設定され、各波長の光の減光度変化量が取得される。処理期間は、必然的に、被検者の心臓の拡張期または収縮期よりも短い時間となる。すなわち、被検者の血中吸光物質濃度を、演算負荷を抑制しつつ高速に算出できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定できる。

図１に破線で示すように、測定システム１は、微分信号取得部３１を備えうる。微分信号取得部３１は、処理期間設定部３０が処理期間の設定を行なう第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２の一方を微分することにより、微分信号を取得するように構成されている。同図においては、第一信号Ｓ１の微分信号がＤＳ１で示され、第二信号Ｓ２の微分信号がＤＳ２で示されている。

図２の（Ｂ）を参照しつつ、第一信号Ｓ１より微分信号ＤＳ１を取得する場合について説明する。同図に示された波形は、微分信号ＤＳ１の強度の経時変化に対応している。前述のように、微分信号ＤＳ１の強度は、受光部２０における第一の光の強度Ｉ１の微分値に対応している。したがって、同図において、横軸は時間を示している。縦軸は、第一の光の強度Ｉ１の対数値の微分値を示している。

同図において、上記微分値の最大値はＤＩ_ｄｉａとして示され、上記微分値の最小値はＤＩ_ｓｙｓとして示されている。微分値は、第一の光が通過する血液量の変化量、すなわち血流量に対応する。したがって、微分値の最小値ＤＩ_ｓｙｓは、動脈血の流入量が静脈血の流出量に対して最も大きくなる点を意味している。微分値の最大値ＤＩ_ｄｉａは、静脈血の流出量が動脈血の流入量に対して最も大きくなる点を意味している。

この場合、処理期間設定部３０は、微分値の最小値ＤＩ_ｓｙｓに対応する微分信号ＤＳ１の最小値に基づいて、心周期の第一部分Ｔ１に処理期間ｔ_ｉｎを設定するように構成されている。例えば、処理期間ｔ_ｉｎは、部分Ｔ１よりも短い期間であって、微分信号ＤＳ１の最小値に対応する時点から始まる第一信号Ｓ１のサンプリング周期の少なくとも一回分として定められる。

このような構成によれば、第一信号Ｓ１を微分するという簡易な処理のみで、生体組織２への動脈血の流入の影響が最も支配的になる特徴点に処理期間ｔ_ｉｎを設定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定可能である上記構成の効果を高めることができる。

あるいは、処理期間設定部３０は、微分値の最大値ＤＩ_ｄｉａに対応する微分信号ＤＳ１の最大値に基づいて、心周期の第二部分Ｔ２に処理期間ｔ_ｏｕｔを設定するように構成されている。例えば、処理期間ｔ_ｏｕｔは、部分Ｔ２よりも短い期間であって、微分信号ＤＳ１の最大値に対応する時点から始まる第一信号Ｓ１のサンプリング周期の少なくとも一回分として定められる。

このような構成によれば、第一信号Ｓ１を微分するという簡易な処理のみで、生体組織２からの静脈血の流出の影響が最も支配的になる特徴点に処理期間ｔ_ｏｕｔを設定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定可能である上記構成の効果を高めることができる。

図示を省略するが、微分信号取得部３１は、第二信号Ｓ２についても同じ処理を実行可能に構成されている。処理が適用される信号は、濃度を算出しようとする血中吸光物質の種別に応じて適宜に定められる。

測定システム１において、処理期間設定部３０、微分信号取得部３１、第一変化量取得部４１、第二変化量取得部４２、および濃度算出部５０の機能は、通信可能に接続されたプロセッサとメモリの協働により実行されるソフトウェアにより実現されている。プロセッサの例としては、ＣＰＵやＭＰＵが挙げられる。メモリの例としては、ＲＡＭやＲＯＭが挙げられる。しかしながら、処理期間設定部３０、微分信号取得部３１、第一変化量取得部４１、第二変化量取得部４２、および濃度算出部５０の少なくとも一つの機能は、回路素子などのハードウェアにより、あるいはハードウェアとソフトウェアの組合せにより実現されうる。

図３は、第二実施形態に係る生体情報測定システム１０１（以下、測定システム１０１と略称する）の機能構成を示すブロック図である。第一実施形態に係る測定システム１と実質的に同一の構成または機能を有する要素については、同一の参照符号を付与し、繰り返しとなる説明は省略する。

測定システム１０１は、処理期間設定部１３０を備えている。処理期間設定部１３０は、第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２のそれぞれについて被検者の心周期に対応する信号周期を抽出するように構成されている。第一信号Ｓ１について上記の処理を行なう場合について、図４の（Ａ）を参照しつつ説明する。同図は、図２の（Ａ）に示したものと同一であるため、繰り返しとなる説明は省略する。処理期間設定部１３０は、第二信号Ｓ２についても同じ処理を実行可能に構成されている。

処理期間設定部１３０は、時点ｔ_ｄｉａから時点ｔ_ｄｉａまでの時間、あるいは時点ｔ_ｓｙｓから時点ｔ_ｓｙｓまでの時間を、被検者の心周期に対応する信号周期とみなすように構成されている。処理期間設定部１３０は、当該信号周期内における生体組織２への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分Ｔ１に第一処理期間ｔ_ｉｎを設定し、生体組織２からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分Ｔ２に第二処理期間ｔ_ｏｕｔを設定するように構成されている。当該処理期間は、部分Ｔ１と部分Ｔ２の各々よりも短い期間であって、サンプリング周期の少なくとも一回分として定められる。

第一処理期間と第二処理期間の設定に際しては、第一実施形態に係る測定システム１を参照して説明した微分信号取得部３１の構成と機能を適用できる。

測定システム１０１は、第一変化量取得部１４１を備えている。第一変化量取得部１４１は、処理期間設定部１３０により設定された第一処理期間ｔ_ｉｎにおける第一信号Ｓ１（Ｔ１）に基づいて、第一処理期間ｔ_ｉｎにおける第一の光の減光度変化量に対応する第一変化量ΔＡ１を取得するように構成されている。第一変化量ΔＡ１は、次式により求められる。

ΔＡ１＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ１）／Ｉ１（ｔ２）］
＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ１）］−ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ２）］

ここで、ｔ１は第一処理期間ｔ_ｉｎの始点を表しており、ｔ２は第一処理期間ｔ_ｉｎの終点を表している。

測定システム１０１は、第二変化量取得部１４２を備えている。第二変化量取得部１４２は、処理期間設定部１３０により設定された第一処理期間ｔ_ｉｎにおける第二信号Ｓ２（Ｔ１）に基づいて、第一処理期間ｔ_ｉｎにおける第二の光の減光度変化量に対応する第二変化量ΔＡ２を取得するように構成されている。第二変化量ΔＡ２は、次式により求められる。

ΔＡ２＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ１）／Ｉ２（ｔ２）］
＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ１）］−ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ２）］

ここで、ｔ１は第一処理期間ｔ_ｉｎの始点を表しており、ｔ２は第一処理期間ｔ_ｉｎの終点を表している。

測定システム１０１は、第三変化量取得部１４３を備えている。第三変化量取得部１４３は、処理期間設定部１３０により設定された第二処理期間ｔ_ｏｕｔにおける第一信号Ｓ１（Ｔ２）に基づいて、第二処理期間ｔ_ｏｕｔにおける第一の光の減光度変化量に対応する第三変化量ΔＡ３を取得するように構成されている。第三変化量ΔＡ３は、次式により求められる。

ΔＡ３＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ４）／Ｉ１（ｔ３）］
＝ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ４）］−ｌｏｇ［Ｉ１（ｔ３）］

ここで、ｔ３は第二処理期間ｔ_ｏｕｔの始点を表しており、ｔ４は第二処理期間ｔ_ｏｕｔの終点を表している。

測定システム１０１は、第四変化量取得部１４４を備えている。第四変化量取得部１４４は、処理期間設定部１３０により設定された第二処理期間ｔ_ｏｕｔにおける第二信号Ｓ２（Ｔ２）に基づいて、第二処理期間ｔ_ｏｕｔにおける第二の光の減光度変化量に対応する第四変化量ΔＡ４を取得するように構成されている。第四変化量ΔＡ４は、次式により求められる。

ΔＡ４＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ４）／Ｉ２（ｔ３）］
＝ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ３）］−ｌｏｇ［Ｉ２（ｔ３）］

ここで、ｔ３は処理期間ｔ_ｏｕｔの始点を表しており、ｔ４は処理期間ｔ_ｏｕｔの終点を表している。

測定システム１０１は、第一濃度算出部１５１を備えている。第一濃度算出部１５１は、第一変化量取得部１４１により取得された第一変化量ΔＡ１と第二変化量取得部１４２により取得された第二変化量ΔＡ２に基づいて、第一処理期間ｔ_ｉｎにおける被検者の血中吸光物質濃度に対応する第一濃度Ｃ１を算出するように構成されている。具体的には、第一濃度算出部１５１は、第一変化量ΔＡ１と第二変化量ΔＡ２の比である第一変化量比Φ_ｉｎを算出するように構成されている。第一濃度Ｃ１は、第一変化量比Φ_ｉｎの関数として、次式で与えられる。関数ｆ１は、血中吸光物質により異なる。

Ｃ１＝ｆ１（Φ_ｉｎ）

測定システム１０１は、第二濃度算出部１５２を備えている。第二濃度算出部１５２は、第三変化量取得部１４３により取得された第三変化量ΔＡ３と第四変化量取得部１４４により取得された第四変化量ΔＡ４に基づいて、第二処理期間ｔ_ｏｕｔにおける被検者の血中吸光物質濃度に対応する第二濃度Ｃ２を算出するように構成されている。具体的には、第二濃度算出部１５２は、第三変化量ΔＡ３と第四変化量ΔＡ４の比である第二変化量比Φ_ｏｕｔを算出するように構成されている。第二濃度Ｃ２は、第二変化量比Φ_ｏｕｔの関数として、次式で与えられる。関数ｆ２は、血中吸光物質により異なる。

Ｃ２＝ｆ２（Φ_ｏｕｔ）

測定システム１０１は、循環時間算出部１５３を備えている。循環時間算出部１５３は、第一濃度算出部１５１により算出された第一濃度Ｃ１と第二濃度算出部１５２により算出された第二濃度Ｃ２に基づいて、生体組織２における血液の循環時間Ｔｔを算出するように構成されている。

図４の（Ｂ）は、循環時間算出部１５３の動作を説明するための図である。第一濃度Ｃ１に対応する第一変化量比Φ_ｉｎと第二濃度Ｃ２に対応する第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化を示している。同図における丸印は、従来のパルスフォトメータにより取得される減光度変化量の経時変化を比較例として示している。従来のパルスフォトメータにおいては、受光部による受光強度が最大値をとる時点（すなわちｔ_ｄｉａ）から当該受光強度が最小値をとる時点（すなわちｔ_ｓｙｓ）の間で、各波長の光について減光度が取得され、減光度比が算出される。ここでは、第一波長λ１として９４０ｎｍが選ばれ、第二波長λ２として８０５ｎｍが選ばれている。第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔは、次式により算出されている。

Φ_ｉｎ＝ΔＡ２／ΔＡ１
Φ_ｏｕｔ＝ΔＡ４／ΔＡ３

生体組織２に流入する動脈血の影響が支配的である第一変化量比Φ_ｉｎの経時変化は、原理的に従来のパルスフォトメータにより算出される変化量比に似た経時変化をする。しかしながら、生体組織２から流出する静脈血の影響が支配的である第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化は、第一変化量比Φ_ｉｎとは大きく異なる経時変化をする。具体的には、第二変化量比Φ_ｏｕｔは、第一変化量比Φ_ｉｎに遅れて単調増加し、単調減少する。この時間的な遅れが、算出すべき生体組織２における血液の循環時間Ｔｔに対応している。

測定システム１０１は、出力部１６０を備えている。出力部１６０は、第一濃度算出部１５１により算出された第一濃度Ｃ１、第二濃度算出部１５２により算出された第二濃度Ｃ２、および循環時間算出部１５３により算出された循環時間Ｔｔの少なくとも一つを出力するように構成されている。出力部１６０は、様々な態様をとりうる。例えば、出力部１６０は、第一濃度Ｃ１、第二濃度Ｃ２、および循環時間Ｔｔの少なくとも一つを視認可能に出力する表示部とされうる。あるいは、出力部１６０は、第一濃度Ｃ１、第二濃度Ｃ２、および循環時間Ｔｔの少なくとも一つを音声として出力するように構成されうる。あるいは、出力部１６０は、第一濃度Ｃ１、第二濃度Ｃ２、および循環時間Ｔｔの少なくとも一つを示す信号を外部に出力可能な端子として構成されうる。

従来、循環時間の測定には、指示薬希釈法が用いられる。指示薬には色素が用いられることが多い。生体組織に流入する血流の上流に色素が投与され、当該生体組織に流入する血液が流れる血管と、当該生体組織から流出する血液が流れる血管のそれぞれにおいて、血中色素濃度の経時変化を示す色素濃度図が描かれる。

生体組織に流入する動脈血が流れる測定点Ａにおいて色素濃度を測定すると、図５の（Ａ）に示されるような色素濃度図が得られる。時刻０は、色素を投与した時刻である。投与した色素は、血流により拡散しながら生体組織に運ばれる。測定点Ａで得られる色素濃度図は、単調増加し、単調減少する単一のピークを有する曲線となる。色素を投与した時刻から、曲線下面積（ＡＵＣ）を二分する時刻までの時間は、平均循環時間（ＭＴＴ）と称される。同図においては、測定点Ａにおける平均循環時間がＭＴＴＡとして示されている。

生体組織を通過した色素は、静脈血が流れる測定点Ｂに現れる。測定点Ｂにおいて色素濃度を測定すると、図５の（Ｂ）に示されるような色素濃度図が得られる。時刻０は、色素を投与した時刻である。測定点Ａよりも遅れて単調増加し、拡散された分だけピーク値が低い曲線となる。同図においては、測定点Ｂにおける平均循環時間がＭＴＴＢとして示されている。

生体組織の通過に伴い色素が消失することはないため、測定点Ａにおける色素濃度図の曲線下面積と測定点Ｂにおける色素濃度図の曲線下面積は同一である。図５の（Ｃ）に示されるＭＴＴＡとＭＴＴＢの時間差（ＭＴＴＡｔｏＢ）は、色素が生体組織を通過する時間、すなわち当該生体組織における血液の循環時間に対応している。

測定点Ａと測定点Ｂのそれぞれにカテーテルを挿入し、連続採血を行ないながら色素濃度を測定すれば（キュベット法）、ＭＴＴＡとＭＴＴＢの時間差に相当する血液の循環時間が得られる。しかしながら、カテーテルによる侵襲は、被検者にとって過大な負担となる。

非侵襲的な手法として、パルス式色素希釈法が知られている。当該手法においては、パルスフォトメータの原理を用い、動脈血中の色素濃度が連続的に測定される。しかしながら、当該手法において得られるのは、あくまで動脈血中の色素濃度のみであるため、ＭＴＴＡを得ることはできても、ＭＴＴＡとＭＴＴＢの時間差を得ることはできない。図４の（Ｂ）において比較例として示した曲線は、パルス式色素希釈法により得られる色素濃度図に対応している。

本実施形態においては、受光部２０における受光強度に対応する信号より得られる被検者の心周期に対応する信号周期が、生体組織２へ流入する動脈血の影響が支配的な部分と、生体組織２から流出する静脈血の影響が支配的な部分とに区分されている。そして、両部分について各波長の光の減光度変化量が取得されることにより、図５の（Ａ）と（Ｂ）に示された色素濃度図のように、経時変化特性が異なる二種の血中吸光物質濃度が取得されている。これにより、侵襲を伴わないパルスフォトメータの原理を用いながらも、生体組織２における血液の循環時間Ｔｔが算出されうる。

第一処理期間と第二処理期間は、必然的に、被検者の心臓の拡張期または収縮期よりも短い時間となる。すなわち、被検者の血中吸光物質濃度および血液の循環時間を、演算負荷を抑制しつつ高速に算出できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて生体情報を簡易に測定できる。

図４の（Ｂ）に示された第一濃度Ｃ１に対応する第一変化量比Φ_ｉｎと第二濃度Ｃ２に対応する第二変化量比Φ_ｏｕｔから循環時間Ｔｔを求める手法としては、幾つかの例が考えられる。

図４の（Ｂ）に示された例においては、図５の（Ｃ）に示された例のように、各変化量比の経時変化より得られる平均循環時間の差分に基づいて、循環時間Ｔｔが算出されている。具体的には、第一変化量比Φ_ｉｎの経時変化より曲線下面積（ＡＵＣ）を二分する時刻までの時間が、第一平均循環時間として取得される。同様に、第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化より曲線下面積（ＡＵＣ）を二分する時刻までの時間が、第二平均循環時間として取得される。循環時間Ｔｔは、第一平均循環時間と第二平均循環時間の差分として算出される。

あるいは、第一変化量比Φ_ｉｎが最大値をとる時刻と第二変化量比Φ_ｏｕｔが最大値をとる時刻の時間差に基づいて、循環時間Ｔｔが算出されうる。

あるいは、第一変化量比Φ_ｉｎが所定の閾値を上回る時刻と、第二変化量比Φ_ｏｕｔが当該閾値を上回る時刻との時間差に基づいて、循環時間Ｔｔが算出されうる。この場合、当該閾値は、第一変化量比Φ_ｉｎの最大値よりも低い値をとる第二変化量比Φ_ｏｕｔの最大値よりもさらに低い値として設定される必要がある。

あるいは、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの相互相関関数に基づいて循環時間Ｔｔが算出されうる。第一変化量比Φ_ｉｎの経時変化特性と第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化特性は類似しているため、第一変化量比Φ_ｉｎに係る基準時刻から相互相関関数の最大値が得られる時刻までの時間を、第一変化量比Φ_ｉｎの経時変化に対する第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化の遅れと見なすことができる。この遅れが、循環時間Ｔｔとして算出される。

循環時間Ｔｔは、動脈血酸素飽和度の経時変化から算出することも可能である。そのような幾つかの例について、以下説明する。

図３に破線で示されるように、測定システム１０１は、空気回路１１１と酸素濃度調節部１１２を備えうる。この場合、空気回路１１１は、被検者が吸入する空気を供給可能に構成されている。酸素濃度調節部１１２は、空気回路１１１を通じて供給される空気に含まれる酸素濃度ＦｉＯ２を調節するように構成されている。

酸素濃度調節部１１２は、空気回路１１１を通じて被検者に吸入される空気における酸素濃度ＦｉＯ２を所定期間低下させる。その後、酸素濃度調節部１１２は、当該酸素濃度ＦｉＯ２を通常値まで復帰させる。図６の（Ａ）は、この場合において第一濃度算出部１５１に算出される第一濃度Ｃ１に対応する第一変化量比Φ_ｉｎと第二濃度算出部１５２により算出される第二濃度Ｃ２に対応する第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化を示している。ここでは、第一波長λ１として９４０ｎｍが選ばれ、第二波長λ２として６６０ｎｍが選ばれている。第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔは、次式により算出されている。

Φ_ｉｎ＝ΔＡ２／ΔＡ１
Φ_ｏｕｔ＝ΔＡ４／ΔＡ３

第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔは、動脈血酸素飽和度と負の相関を示す。そのため、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの低下は、動脈血酸素飽和度の上昇を意味している。したがって、酸素濃度ＦｉＯ２の低下に伴って各変化量比は上昇し、酸素濃度ＦｉＯ２の上昇に伴って各変化量比は低下する。先に示された例と同様に、生体組織２に流入する動脈血の影響が支配的である第一変化量比Φ_ｉｎの経時変化は、従来のパルスフォトメータにより算出される変化量比に似た経時変化をする。しかしながら、生体組織２から流出する静脈血の影響が支配的である第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化は、第一変化量比Φ_ｉｎとは大きく異なる経時変化をする。具体的には、第二変化量比Φ_ｏｕｔは、第一変化量比Φ_ｉｎに遅れて単調増加し、単調減少する。

本例においては、第一変化量比Φ_ｉｎが低下を開始する時点の値を１００％とし、第一変化量比Φ_ｉｎが低下を終えた時点の値を０％とした場合に、５０％に対応する値まで第一変化量比Φ_ｉｎが低下した時刻と、５０％に対応する値まで第二変化量比Φ_ｏｕｔが低下した時刻との時間差が、循環時間Ｔｔとして算出されている。

酸素濃度調節部１１２による酸素濃度ＦｉＯ２の低下は、被検者が息を止めている状態を疑似的に再現しているとも言える。したがって、被検者が覚醒しているのであれば、当該被検者に息止めをさせることによっても、上述の動脈血酸素飽和度の変化を引き起こすことが可能である。また、発光部１０と受光部２０を被検者の手指先の組織に装着した状態で、当該被検者に挙手をさせることによっても、上述の動脈血酸素飽和度の変化を引き起こすことが可能である。

このような構成によれば、血流への指示薬の投与を必要とすることなく、パルスオキシメータの原理を用いて、被検者の生体組織２における血液の循環時間Ｔｔを測定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて、被検者の生体情報をより簡易に測定できる。また、一定時間ごとに酸素濃度調節部１１２により酸素濃度を調節し、循環時間Ｔｔの算出を行なうことによって、循環時間Ｔｔの変化履歴を取得できる。これにより、被検者の末梢循環の悪化や改善の傾向を知ることができる。

図３に破線で示されるように、測定システム１０１は、カフ１１３と圧力制御部１１４を備えうる。この場合、カフ１１３は、被検者の生体組織２よりも血流の上流側を圧迫できるように、被検者に装着可能とされている。例えば、発光部１０と受光部２０が手指の先に装着される場合、カフ１１３は、当該手指における血流の上流側（第二関節と第三関節の間など）に装着される圧力制御部１１４は、カフ１１３の圧力を制御可能に構成されている。

圧力制御部１１４は、カフ１１３に空気を送ることによってカフ１１３の圧力を上昇させる。圧力制御部１１４は、カフ１１３の圧力が所定値に達すると、その状態を所定時間維持する。これにより、カフ１１３が装着された箇所が圧迫を受ける。所定時間が経過すると、圧力制御部１１４は、カフ１１３の圧力を解放する。図６の（Ｂ）は、この場合において第一濃度算出部１５１に算出される第一濃度Ｃ１に対応する第一変化量比Φ_ｉｎと第二濃度算出部１５２により算出される第二濃度Ｃ２に対応する第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化を示している。図６の（Ａ）と同じ点に関しては、繰り返しとなる説明を省略する。

圧迫期間中は、血流が止まるため、心周期に対応する信号周期を有する第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２が得られない。したがって、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔも得られない。カフ１１３の圧力が解放されると、最初の心拍に対応する信号周期において、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔは大きく乖離する。この乖離は、動脈血と静脈血の酸素飽和度の差に起因している。圧迫解放直後は、静脈血を含む生体組織２の酸素飽和度は低下している。そこへ酸素飽和度の高い静脈血が流入してくる。酸素飽和度の低い血液が流出していくにつれて、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの差は、減少していく。圧迫解放時から両者の差がほとんどなくなる定常状態に達するまでの時間が、循環時間Ｔｔとして算出される。定常状態への到達時刻は、例えば、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの差が所定の閾値以下となる時刻とされうる。

このような構成によっても、血流への指示薬の投与を必要とすることなく、パルスオキシメータの原理を用いて、被検者の生体組織２における血液の循環時間Ｔｔを測定できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて、被検者の生体情報をより簡易に測定できる。また、一定時間ごとに圧力制御部１１４によりカフ１１３の圧力を調節し、循環時間Ｔｔの算出を行なうことによって、循環時間Ｔｔの変化履歴を取得できる。これにより、被検者の末梢循環の悪化や改善の傾向を知ることができる。

図３に破線で示されるように、測定システム１０１は、報知部１６１を備えうる。報知部１６１は、循環時間算出部１５３により算出された循環時間Ｔｔの値が所定の範囲にない場合に、報知を行なうように構成されている。報知部１６１は、様々な態様をとりうる。例えば、報知部１６１は、循環時間算出部１５３により算出された循環時間Ｔｔの値が所定の範囲にない事実を視認可能に報知する。あるいは、報知部１６１は、当該事実を音声として出力する。あるいは、報知部１６１は、当該事実を示す信号を外部に出力する。

このような構成によれば、報知部１６１による報知を通じて、末梢循環不全の判断を支援できる。例えば、循環時間Ｔｔの値が所定の範囲を下回る場合、敗血症の病態を疑うことができる。

敗血症の病態においては、動脈および細動脈の拡張、末梢動脈抵抗の減少、心拍出量の増加がまず生じる。この段階は、warm shockと称される。この状態では、血液は、毛細血管を避けて動脈から静脈へ流れるため、末梢組織は酸素不足となる。この毛細血管を通らない血流は、シャント血流と称される。病態が進行すると、心拍出量が減少し、血圧が低下し、ショック症状が発現する。この段階では、末梢組織には酸素代謝異常が生じる。したがって、warm shockの段階で病態を発見し、早期に治療を開始することが重要である。シャント血流が存在する場合、血流が末梢組織を通過しないため、動脈と静脈の酸素飽和度の差が小さくなる。そのため、当該末梢組織における血液の循環時間が短くなる。上記の構成によれば、パルスオキシメータの原理を利用した簡易な測定で、敗血症の病態の早期発見を支援できる。

測定システム１０１において、処理期間設定部１３０、第一変化量取得部１４１、第二変化量取得部１４２、第三変化量取得部１４３、第四変化量取得部１４４、第一濃度算出部１５１、第二濃度算出部１５２、および循環時間算出部１５３の機能は、通信可能に接続されたプロセッサとメモリの協働により実行されるソフトウェアにより実現されている。プロセッサの例としては、ＣＰＵやＭＰＵが挙げられる。メモリの例としては、ＲＡＭやＲＯＭが挙げられる。しかしながら、処理期間設定部１３０、第一変化量取得部１４１、第二変化量取得部１４２、第三変化量取得部１４３、第四変化量取得部１４４、第一濃度算出部１５１、第二濃度算出部１５２、および循環時間算出部１５３の少なくとも一つの機能は、回路素子などのハードウェアにより、あるいはハードウェアとソフトウェアの組合せにより実現されうる。

図７は、第三実施形態に係る生体情報測定システム２０１（以下、測定システム２０１と略称する）の機能構成を示すブロック図である。第一実施形態に係る測定システム１および第二実施形態に係る測定システム１０１と実質的に同一の構成または機能を有する要素については、同一の参照符号を付与し、繰り返しとなる説明は省略する。

測定システム２０１は、相関係数取得部２３１を備えている。相関係数取得部２３１は、受光部２０から出力された第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２の相関係数Ｃｃを取得するように構成されている。

測定システム２０１は、循環時間算出部２５３を備えている。循環時間算出部２５３は、相関係数取得部２３１が取得した相関係数Ｃｃに基づいて、生体組織２における血液の循環時間Ｔｔを算出するように構成されている。

第二実施形態に係る測定システム１０１においては、生体組織２に流入する血液と生体組織２から流出する血液との間に血中吸光物質濃度に差があることを利用し、循環時間Ｔｔを算出している。本実施形態においては、被検者の心周期に対応する信号周期における第一信号Ｓ１の波形と、当該信号周期における第二信号Ｓ２の波形との間に相違があることに着目し、当該差異に基づいて循環時間Ｔｔが算出される。

図８の（Ａ）は、被検者に息を止めさせ、所定時間の後に呼吸を再開させた場合における、第一の光の強度Ｉ１の対数値と第二の光の強度Ｉ２の対数値の経時変化を示している。第一波長λ１として９４０ｎｍが選ばれており、第二波長λ２として６６０ｎｍが選ばれている。同図の左右方向中程において、強度Ｉ２の直流成分が増加していることが確認できる。この現象は、呼吸の再開によって酸素飽和度が上昇した血液が生体組織２に到達したことに起因している。

図８の（Ｂ）は、この場合において、第二実施形態に係る測定システム２０１により測定された第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化を示している。

図８の（Ｃ）は、図８の（Ａ）に示された強度Ｉ１の経時変化波形と強度Ｉ２の経時変化波形の相関係数の経時変化を示している。図８の（Ｂ）の比較から明らかなように、相関係数Ｃｃの低下は、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔが乖離する期間に生じている。すなわち、生体組織２に流入する血液と生体組織２から流出する血液との間に酸素飽和度の差が存在すると、強度Ｉ１の経時変化波形と強度Ｉ２の経時変化波形は相似でなくなる。

図８の（Ｄ）は、図８の（Ａ）において符号ｔ_Ａにより指示された箇所（一信号周期）を拡大して示したものである。当該箇所は、相関係数Ｃｃが低い信号周期である。図８の（Ｅ）は、横軸に強度Ｉ１の対数値をとり、縦軸に強度Ｉ２の対数値をとった場合における、当該信号周期内の両値の経時変化を記録したリサージュ波形である。

図８の（Ｆ）は、図８の（Ａ）において符号ｔ_Ｂにより指示された箇所（一信号周期）を拡大して示したものである。当該箇所は、相関係数Ｃｃが高い信号周期である。図８の（Ｇ）は、図８の（Ｅ）に対応するリサージュ波形である。

図８の（Ｅ）に示されたように、相関係数Ｃｃが低い場合は、血流の流入相と流出相で酸素飽和度の違いに起因してリサージュ図形の傾きに大きな変化が現れる。図８の（Ｇ）に示されたように、相関係数Ｃｃが高い場合は、血流の流入相と流出相で酸素飽和度の相違が小さいため、リサージュ図形の傾きに大きな変化が現れない。

循環時間算出部２５３は、相関係数Ｃｃが低下してから元に戻るまでの時間を、循環時間Ｔｔとして算出するように構成されている。例えば、図８の（Ｃ）に示されるように、所定の閾値ｔｈが適宜に設定される。循環時間算出部２５３は、相関係数Ｃｃが閾値ｔｈを下回っている時間を循環時間Ｔｔと定めるように構成されうる。循環時間Ｔｔは、図８の（Ｅ）と（Ｇ）に示されたリサージュ波形に係る適宜の規則に基づいて定められてもよい。

相関係数取得部２３１が相関係数Ｃｃを取得するための期間は、被検者の心周期に対応する一信号周期に限られない。当該期間は、循環時間に比べて十分短い時間（１秒など）であれば、適宜に定められうる。

本例においては、被検者に息止めをさせることによって動脈血酸素飽和度に変化を生じさせている。しかしながら、第二実施形態に係る測定システム２０１を参照して説明した空気回路１１１および酸素濃度調節部１１２の組合せや、カフ１１３と圧力制御部１１４の組合せを利用して動脈血酸素飽和度に変化を生じさせてもよい。

本実施形態の構成によれば、血流への指示薬の投与を必要とすることなく、パルスオキシメータの原理を用いて、被検者の生体組織２における血液の循環時間Ｔｔを測定できる。さらに、第一信号Ｓ１と第二信号Ｓ２の相関係数を取得するという簡易な処理で循環時間Ｔｔを算出できる。したがって、パルスフォトメータの原理を用いて、被検者の生体情報をより簡易に測定できる。

図９の（Ａ）は、被検者の手指先に発光部１０と受光部２０を装着して挙手および息止めをさせ、所定時間の後に呼吸を再開させた場合における、第一の光の強度Ｉ１の対数値と第二の光の強度Ｉ２の対数値の経時変化を示している。第一波長λ１として９４０ｎｍが選ばれており、第二波長λ２として６６０ｎｍが選ばれている。図９の（Ｂ）は、この場合において、第二実施形態に係る測定システム２０１により測定された第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化を示している。

図９の（Ｃ）は、図９の（Ａ）に示された強度Ｉ１の経時変化波形と強度Ｉ２の経時変化波形の相関係数の経時変化を示している。本例の場合、図９の（Ｂ）から明らかなように、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化に顕著な差異は生じない。しかしながら、強度Ｉ１の経時変化波形と強度Ｉ２の経時変化波形の相関係数を取得すると、両者の差異が容易に確認できる。したがって、本実施形態の構成によれば、第一変化量比Φ_ｉｎと第二変化量比Φ_ｏｕｔの経時変化に顕著な差異を確認しにくい場合においても、循環時間Ｔｔを容易に算出できる。

測定システム２０１において、相関係数取得部２３１と循環時間算出部２５３の機能は、通信可能に接続されたプロセッサとメモリの協働により実行されるソフトウェアにより実現されている。プロセッサの例としては、ＣＰＵやＭＰＵが挙げられる。メモリの例としては、ＲＡＭやＲＯＭが挙げられる。しかしながら、相関係数取得部２３１と循環時間算出部２５３の少なくとも一方の機能は、回路素子などのハードウェアにより、あるいはハードウェアとソフトウェアの組合せにより実現されうる。

上記の各実施形態は、本発明の理解を容易にするための例示にすぎない。上記の各実施形態に係る構成は、本発明の趣旨を逸脱しなければ、適宜に変更・改良されうる。また、等価物が本発明の技術的範囲に含まれることは明らかである。

１、１０１：生体情報測定システム、２：生体組織、１０：発光部、１１１：空気回路、１１２：酸素濃度調節部、１１３：カフ、１１４：圧力制御部、２０：受光部、３０、１３０：処理期間設定部、３１：微分信号取得部、４１、１４１：第一変化量取得部、４２、１４２：第二変化量取得部、１４３：第三変化量取得部、１４４：第四変化量取得部５０：濃度算出部、１５１：第一濃度算出部、１５２：第二濃度算出部、１５３：循環時間算出部、６０、１６０：出力部、１６１：報知部、λ１：第一波長、λ２：第二波長、Ｉ１：第一の光の強度、Ｉ２：第二の光の強度、Ｓ１：第一信号、Ｓ２：第二信号、ΔＡ１：第一変化量、ΔＡ２：第二変化量、ΔＡ３：第三変化量、ΔＡ４：第四変化量、Ｃ、Ｃ１、Ｃ２：血中吸光物質の濃度、ＦｉＯ２：酸素濃度、Ｔｔ：血液の循環時間、Ｃｃ：相関係数

Claims (17)

1. 第一波長を含む第一の光、および第二波長を含む第二の光を出射する発光部と、
   被検者の生体組織を透過または反射した前記第一の光の受光強度および前記第二の光の受光強度に応じて、それぞれ第一信号および第二信号を出力する受光部と、
   前記第一信号と前記第二信号の一方について前記被検者の心周期に対応する信号周期を抽出し、当該信号周期内における前記生体組織への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分、および前記生体組織からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分の一方について、処理期間を設定する処理期間設定部と、
   前記処理期間における前記第一信号に基づいて、前記第一の光の減光度変化量に対応する第一変化量を取得する第一変化量取得部と、
   前記処理期間における前記第二信号に基づいて、前記第二の光の減光度変化量に対応する第二変化量を取得する第二変化量取得部と、
   前記第一変化量と前記第二変化量に基づいて、前記被検者の血中吸光物質の濃度を算出する濃度算出部と、
   前記濃度を出力する出力部と、
   を備えている、生体情報測定システム。
2. 前記第一信号と前記第二信号の前記一方を微分することにより微分信号を取得する微分信号取得部を備えており、
   前記処理期間設定部は、前記微分信号の最小値に基づいて、前記第一部分に前記処理期間を設定する、
   請求項１に記載の生体情報測定システム。
3. 前記第一信号と前記第二信号の前記一方を微分することにより微分信号を取得する微分信号取得部を備えており、
   前記処理期間設定部は、前記微分信号の最大値に基づいて、前記第二部分に前記処理期間を設定する、
   請求項１に記載の生体情報測定システム。
4. 前記血中吸光物質は、酸素化ヘモグロビンまたは還元ヘモグロビンである、
   請求項１から３のいずれか一項に記載の生体情報測定システム。
5. 前記血中吸光物質は、色素である、
   請求項１から３のいずれか一項に記載の生体情報測定システム。
6. 第一波長を有する第一の光、および第二波長を有する第二の光を出射する発光部と、
   被検者の生体組織を透過または反射した前記第一の光の受光強度および前記第二の光の受光強度に応じて、それぞれ第一信号および第二信号を出力する受光部と、
   前記第一信号と前記第二信号のそれぞれについて前記被検者の心周期に対応する信号周期を抽出し、当該信号周期内における前記生体組織への動脈血の流入の影響が支配的な第一部分に第一処理期間を設定し、当該信号周期内における前記生体組織からの静脈血の流出の影響が支配的な第二部分に第二処理期間を設定する処理期間設定部と、
   前記第一処理期間における前記第一信号に基づいて、前記第一処理期間における前記第一の光の減光度変化量に対応する第一変化量を取得する第一変化量取得部と、
   前記第一処理期間における前記第二信号に基づいて、前記第一処理期間における前記第二の光の減光度変化量に対応する第二変化量を取得する第二変化量取得部と、
   前記第一変化量と前記第二変化量に基づいて、前記第一処理期間における前記被検者の血中吸光物質の濃度に対応する第一濃度を算出する第一濃度算出部と、
   前記第二処理期間における前記第一信号に基づいて、前記第二処理期間における前記第一の光の減光度変化量に対応する第三変化量を取得する第三変化量取得部と、
   前記第二処理期間における前記第二信号に基づいて、前記第二処理期間における前記第二の光の減光度変化量に対応する第四変化量を取得する第四変化量取得部と、
   前記第三変化量と前記第四変化量に基づいて、前記第二処理期間における前記被検者の前記血中吸光物質の濃度に対応する第二濃度を算出する第二濃度算出部と、
   前記第一濃度と前記第二濃度に基づいて、前記生体組織における血液の循環時間を算出する循環時間算出部と、
   前記第一濃度、前記第二濃度、および前記循環時間の少なくとも一つを出力する出力部と、
   を備えている、生体情報測定システム。
7. 前記循環時間算出部は、前記第一濃度が最大値をとる時刻と前記第二濃度が最大値をとる時刻の時間差に基づいて、前記循環時間を算出する、
   請求項６に記載の生体情報測定システム。
8. 前記循環時間算出部は、前記第一濃度が閾値を上回る時刻と、前記第二濃度が当該閾値を上回る時刻との時間差に基づいて、前記循環時間を算出する、
   請求項６に記載の生体情報測定システム。
9. 前記循環時間算出部は、前記第一濃度の経時変化より得られる第一平均循環時間と、前記第二濃度の経時変化より得られる第二平均循環時間との差分に基づいて、前記循環時間を算出する、
   請求項６に記載の生体情報測定システム。
10. 前記循環時間算出部は、前記第一濃度と前記第二濃度の相互相関関数に基づいて、前記循環時間を算出する、
    請求項６に記載の生体情報測定システム。
11. 前記血中吸光物質は、色素である、
    請求項６から１０のいずれか一項に記載の生体情報測定システム。
12. 前記血中吸光物質は、酸素化ヘモグロビンまたは還元ヘモグロビンである、
    請求項６から１０のいずれか一項に記載の生体情報測定システム。
13. 前記被検者が吸入する空気を供給する空気回路と、
    前記空気に含まれる酸素の濃度を調節する酸素濃度調節部と、
    を備えている、
    請求項１２に記載の生体情報測定システム。
14. 前記生体組織よりも血流の上流側を圧迫できるように、前記被検者に装着可能とされたカフと、
    前記カフの圧力を制御可能な圧力制御部と、
    を備えている、
    請求項１２に記載の生体情報測定システム。
15. 前記循環時間の値が所定の範囲外である場合に報知を行なう報知部を備えている、
    請求項６から１４のいずれか一項に記載の生体情報測定システム。
16. 第一波長を有する第一の光、および第二波長を有する第二の光を出射する発光部と、
    被検者の生体組織を透過または反射した前記第一の光の受光強度および前記第二の光の受光強度に応じて、それぞれ第一信号および第二信号を出力する受光部と、
    前記第一信号と前記第二信号の相関係数を取得する相関係数取得部と、
    前記相関係数の経時変化に基づいて、前記生体組織における血液の循環時間を算出する循環時間算出部と、
    前記循環時間を出力する出力部と、
    を備えている、生体情報測定システム。
17. 前記循環時間の値が所定の範囲外である場合に報知を行なう報知部を備えている、
    請求項１６のいずれか一項に記載の生体情報測定システム。
    

Images