JP7056293B2 - 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム - Google Patents

Description

本発明は、生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラムに関する。

特許文献１には、呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得する信号取得部と、前記気流信号における第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素循環時間を測定する循環時間算出部とを有する循環時間測定装置が開示されている。

再表２０１５－１９０４１３号

近年、体内に取り込んだ酸素が予め定めた部位まで運搬されるのに要する時間を示す酸素循環時間を用いて生体情報を測定する測定手法の開発が進められている。

従来の酸素循環時間の測定は、被測定者が睡眠中に無呼吸状態になる期間を利用して、被測定者の呼吸状態を例えば被測定者の鼻口に取り付けた気流センサ等の検知手段で検知することで行っていた。

この場合、気流センサ等の検知手段を被測定者の鼻口に取り付けて被測定者の呼吸状態を直接検知することになるため、鼻口に呼吸状態を検知する検知手段を取り付けていない場合と比較して、被測定者の負担が大きくなる。また、睡眠中だけでなく覚醒中に酸素循環時間の測定を行う場合も同様に、気流センサ等の検知手段を被測定者の鼻口に取り付けて呼吸状態を直接検知すると、鼻口に呼吸状態を検知する検知手段を取り付けていない場合と比較して、被測定者の負担が大きくなる。

本発明は、呼吸を直接検出することなく被測定者の呼吸状態が変化したことを検出することができる生体情報測定装置及び生体情報測定プログラムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、請求項１記載の発明の生体情報測定装置は、被測定者の脈波を表す脈波信号から前記被測定者の呼吸波形を抽出する呼吸波形抽出部と、前記呼吸波形の第１の呼吸変曲点と前記第１の呼吸変曲点の次に現れる第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が、第１の変動幅から第２の変動幅に変化したことを検出する検出部と、を備え、前記呼吸波形抽出部は、前記脈波信号から第１の脈波変曲点と第２の脈波変曲点との差分に相当する値の時間変化を表す差分波形を抽出する抽出部と、前記差分波形に対して周波数解析を行う解析部と、前記周波数解析の結果に基づき前記差分波形における最も大きい周波数成分の半値幅が大きくなるに従って大きくなる定数を前記最も大きい周波数成分から減算した周波数を第１の遮断周波数として決定すると共に、前記定数を前記最も大きい周波数成分に加算した周波数を第２の遮断周波数として決定する遮断周波数決定部と、前記第１の遮断周波数成分以下の周波数成分及び前記第２の遮断周波数成分以上の周波数成分を除去する第２の除去部と、を備える。

請求項２記載の発明は、前記検出部は、前記変動幅が前記第１の変動幅から前記第１の変動幅よりも大きい第２の変動幅に変化したことを検出する。

請求項３記載の発明は、前記検出部は、前記変動幅が前記第１の変動幅から前記第１の変動幅よりも小さい第２の変動幅に変化したことを検出する。

請求項４記載の発明は、前記検出部は、前記差分が前記第１の変動幅から前記第２の変動幅に変化した回数を検出する。

請求項５記載の発明は、前記呼吸波形抽出部は、前記脈波信号から脈動に対応した第１の周波数成分よりも低い第２の周波数成分を除去する第１の除去部を備え、前記検出部は、前記第１の除去部で処理された脈波信号に基づき前記検出を行う。

請求項６記載の発明は、隣接する前記第１の脈波変曲点の間を補間すると共に、隣接する前記第２の脈波変曲点の間を補間する補間部を備え、前記抽出部は、前記補間部により補間された前記第１の脈波変曲点を繋げたピーク波形と、前記補間部により補間された前記第２の脈波変曲点を繋げたボトム波形と、に基づき前記差分波形を抽出する。

請求項７記載の発明の生体情報測定プログラムは、コンピュータを、請求項１～６の何れか一項に記載の生体情報測定装置の各部として機能させるための生体情報測定プログラムである。

請求項１、７記載の発明によれば、呼吸を直接検出することなく被測定者の呼吸状態が変化したことを検出することができる、という効果を有する。また、差分波形から最も大きい周波数成分以外の周波数成分を除去しない場合と比較して、精度良く変動幅の変化を検出することができる、という効果を有する。

請求項２記載の発明によれば、脈波信号から被測定者の呼吸が再開したことを検出することができる、という効果を有する。

請求項３記載の発明によれば、脈波信号から被測定者の呼吸が停止したことを検出することができる、という効果を有する。

請求項４記載の発明によれば、脈波信号から被測定者の呼吸状態が変化した回数を把握することができる、という効果を有する。

請求項５記載の発明によれば、脈波信号から脈動に対応した第１の周波数成分よりも低い第２の周波数成分を除去しない場合と比較して、精度良く呼吸波形を抽出することができる、という効果を有する。

請求項６記載の発明によれば、隣接する第１の脈波変曲点の間及び隣接する第２の脈波変曲点の間を補間せずに差分波形を抽出する場合と比較して、精度良く差分波形を抽出することができる、という効果を有する。

血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。 生体に吸収される光の吸光量の変化例を示すグラフである。 酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの各波長に対する光の吸光量の一例を示す図である。 第１実施形態に係る生体情報測定装置の構成例を示す図である。 発光素子及び受光素子の配置例を示す図である。 発光素子及び受光素子の他の配置例を示す図である。 第１実施形態に係る呼吸波形抽出部の構成例を示す図である。 呼吸波形の一例を示す図である。 脈波信号から第２の周波数成分を除去した後の信号波形の一例を示す図である。 第１の脈波変曲点同士を繋げたピーク波形及び第２の脈波変曲点同士を繋げたボトム波形の一例を示す図である。 補間処理後のピーク波形及びボトム波形の一例を示す図である。 差分波形の一例を示す図である。 呼吸波形の一例を示す図である。 呼吸の停止及び再開に伴う血中の酸素飽和度の変化例を示す図である。 呼吸を停止した場合の呼吸波形の一例を示す図である。 呼吸を再開した場合の呼吸波形の一例を示す図である。 生体情報測定装置における電気系統の要部構成例を示す図である。 第１実施形態に係る生体情報測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第１実施形態に係る呼吸波形抽出処理の流れの一例を示すフローチャートである。 第２実施形態に係る呼吸波形抽出部の構成例を示す図である。 差分波形及び基線の一例を示す図である。 差分波形を基線で除算した波形の一例を示す図である。 平滑化後の呼吸波形の一例を示す図である。 第２実施形態に係る呼吸波形抽出処理の流れの一例を示すフローチャートである。

以下、本実施の形態について図面を参照しながら説明する。なお、機能が同じ構成要素及び処理には全図面を通して同じ符号を付与し、重複する説明を省略する。

＜第１実施形態＞

生体情報測定装置１０は生体８に関する情報（生体情報）のうち、特に循環器系に関する生体情報を測定する装置である。循環器系とは、例えば血液のような体液を体内で循環させながら輸送するための器官群を総称するものである。

循環器系に関する生体情報には複数の指標が存在するが、血液を血管に送り出す心臓の状態を示す指標の１つとして、例えば心臓から拍出される血液量を表す心拍出量(CO:Cardiac Output)が挙げられる。

心拍出量は様々な心臓疾患の検査、又は投薬効果の確認に利用されている。

心拍出量の測定方法には、例えば肺動脈カテーテルを心拍出量の測定対象者である被測定者に挿入し、０℃近くに冷却された生理溶液を血管内に注入したり、心臓内に留置したサーマルフィラメントで血液を温めたりして、血液の温度を変化させてカテーテル先端部のサーミスタで血液の温度変化と時間の関係を読み取る方法が用いられる。

しかしながら、カテーテルを用いた心拍出量の測定方法では、被測定者の血管にカテーテルを挿入する必要があるため外科的処置が必要となり、他の測定方法に比べて被測定者における侵襲性が高くなる。

したがって、カテーテルを用いた心拍出量の測定方法よりも被測定者の負担が少なくなるように、被測定者の脈波から得られる酸素飽和度を用いて心拍出量を測定する方法が研究されている。脈波とは、心臓による血液の送り出しに伴う血管の拍動変化を示す指標である。

まず、図１を参照して、生体情報のうち、血中の酸素飽和度の測定方法について説明する。ここで血中の酸素飽和度とは、血中の酸素濃度を示す指標の一例であり、血液中のヘモグロビンがどの程度酸素と結合しているかを示す指標であり、血中の酸素飽和度が低下するにつれて、例えば酸素欠乏等の症状が発生しやすくなることを示すものである。

図１に示すように、血中の酸素飽和度は、被測定者の体(生体８)に向けて発光素子１から光を照射し、受光素子３で受光した、被測定者の体内に張り巡らされている動脈４、静脈５、及び毛細血管６等で反射又は透過した光の強さ、すなわち反射光又は透過光の受光量を用いて測定される。

図２は、例えば生体８に吸収される光量の変化量を示す概念図である。図２に示すように、生体８における吸光量は、時間の経過と共に変動する傾向が見られる。

更に、生体８における吸光量の変動に関する内訳について見てみると、主に動脈４によって吸光量が変動し、静脈５及び静止組織を含むその他の組織では、動脈４に比べて吸光量が変動しないとみなせる程度の変動量であることが知られている。これは、心臓から拍出された動脈血は脈波を伴って血管内を移動するため、動脈４が動脈４の断面方向に沿って経時的に伸縮し、動脈４の厚みが変化するためである。なお、図２において、矢印９４で示される範囲が、動脈４の厚みの変化に対応した吸光量の変動量を示す。

図２において、時刻ｔ_aにおける受光量をＩ_a、時刻ｔ_bにおける受光量をＩ_bとすれば、動脈４の厚みの変化による光の吸光量の変化量ΔＡは、（１）式で表される。

（数１）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)・・・（１）

これに対して、図３は、動脈４を流れる酸素と結合したヘモグロビン（酸化ヘモグロビン）及び酸素と結合していないヘモグロビン（還元ヘモグロビン）の各波長に対する光の吸光量の一例を示す図である。図３において、グラフ９６が酸化ヘモグロビンにおける光の吸光量を表し、グラフ９７が還元ヘモグロビンにおける光の吸光量を表す。

図３に示すように、酸化ヘモグロビンは還元ヘモグロビンと比較して、約８５０ｎｍ近辺の波長を有する赤外線(infrared:IR)領域９９の光を吸収しやすく、還元ヘモグロビンは酸化ヘモグロビンと比較して、特に約６６０ｎｍ近辺の波長を有する赤色領域９８の光を吸収しやすいことが知られている。

更に、酸素飽和度は、異なる波長における吸光量の変化量ΔＡの比率と比例関係があることが知られている。

したがって、他の波長の組み合わせに比べて、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光量の差が現われやすい赤外光(ＩＲ光)と赤色光を用いて、ＩＲ光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡ_IRと、赤色光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡ_Redとの比率をそれぞれ算出することで、（２）式によって酸素飽和度Ｓが算出される。なお、（２）においてｋは比例定数である。

（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡ_Red／ΔＡ_IR)・・・（２）

すなわち、血中の酸素飽和度を算出する場合、それぞれ異なる波長の光を照射する複数の発光素子１を生体８に照射する。具体的には、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１を生体８に用いる。この場合、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１との発光期間は重複してもよいが、望ましくは発光期間が重複しないよう発光させる。そして、各々の発光素子１による反射光又は透過光を受光素子３で受光して、各受光時点における受光量から（１）式及び（２）式、又は、これらの式を変形して得られる公知の式を算出することで、酸素飽和度が測定される。

上記（１）式を変形して得られる公知の式として、例えば（１）式を展開して、光の吸光量の変化量ΔＡを（３）式のように表してもよい。

（数３）
ΔＡ＝ｌｎＩ_b－ｌｎＩ_a・・・（３）

また、（１）式は（４）式のように変形することができる。

（数４）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)＝ｌｎ(１＋(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_a) ・・・（４）

通常、（Ｉ_b-Ｉ_a）≪Ｉ_aであることから、ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)≒(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_aが成り立つため、（１）式の代わりに、光の吸光量の変化量ΔＡとして（５）式を用いてもよい。

（数５）
ΔＡ≒(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_a ・・・（５）

以降では、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを区別して説明する必要がある場合、ＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子１Ａ」といい、赤色光を照射する発光素子１を「発光素子１Ｂ」ということにする。

こうした方法によれば、発光素子１及び受光素子３を被測定者の体表に近づけることで血中の酸素飽和度が測定されるため、血管にカテーテルを挿入して血中の酸素飽和度を測定するよりも被測定者の負担が少なくなる。

そして、測定された被測定者の酸素飽和度を用いて、生体情報測定装置１０は後述する方法により心拍出量を算出する。

図４は、生体情報測定装置１０の構成例を示す図である。図４に示すように、生体情報測定装置１０は光電センサ１１、脈波処理部１２、呼吸波形抽出部１３、酸素飽和度測定部１４、酸素循環時間測定部１７、及び心拍出量測定部１８を含む。

生体情報測定装置１０は、呼吸を直接検出することなく被測定者の呼吸状態が変化したことを検出する。ここで、「呼吸状態が変化」とは、通常の呼吸状態における吸気や呼気の周期的な変化を意味するものではなく、通常の呼吸状態から呼吸を停止した場合や呼吸を停止した状態から呼吸を再開した場合等、単位時間当たりの酸素摂取量が明確に変化するような呼吸状態の変化を意味する。換言すれば、通常の呼吸状態における吸気ごとの酸素摂取量のバラつきを超えるような呼吸状態の変化を意味する。

光電センサ１１は、約８５０ｎｍの波長を中心波長とするＩＲ光を照射する発光素子１Ａ、約６６０ｎｍの波長を中心波長とする赤色光を照射する発光素子１Ｂ、及びＩＲ光及び赤色光を受光する受光素子３を備える。なお、本実施の形態におけるＩＲ光は、７５０ｎｍ以上で且つ１０００ｎｍ以下の波長であり、赤色光は６２０ｎｍ以上で且つ７５０ｎｍ未満の波長である。

図５に光電センサ１１における発光素子１Ａ、発光素子１Ｂ、及び受光素子３の配置例を示す。図５に示すように、発光素子１Ａ、発光素子１Ｂ、及び受光素子３は、生体８の一方の面に向かって並べて配置される。この場合、受光素子３は、生体８の毛細血管６等で反射されたＩＲ光及び赤色光を受光する。

しかしながら、発光素子１Ａ、発光素子１Ｂ、及び受光素子３の配置は、図５の配置例に限定されない。例えば、図６に示すように、発光素子１Ａ及び発光素子１Ｂと、受光素子３とをそれぞれ生体８を挟んで対向する位置に配置するようにしてもよい。この場合、受光素子３は、生体８を透過したＩＲ光及び赤色光を受光する。

ここでは一例として、発光素子１Ａ及び発光素子１Ｂは、例えばVCSEL(Vertical Cavity Surface Emitting Laser)のような面発光レーザ素子として説明するが、これに限らず、端面発光レーザ素子であってもよい。また、発光素子１Ａ及び発光素子１ＢはLED(Light Emitting Diode)であってもよい。また、発光素子１Ａ及び発光素子１Ｂはレーザ素子とＬＥＤの組み合わせであってもよい。

光電センサ１１には、被測定者の体の部位に光電センサ１１を取り付けるための図示しないクリップが備えられており、測定環境にある照明光などの周囲の光が光電センサ部に入らないように、光電センサ１１は図示しないクリップによって被測定者の体表に接触するように取り付けられる。被測定者の生体８で反射又は透過したＩＲ光及び赤色光を受光素子３でできるだけ正確に受光するためには、光電センサ１１を被測定者の体表に接触するように配置することが好ましいが、被測定者の生体８で反射したＩＲ光及び赤色光、又は被測定者の生体８を透過したＩＲ光及び赤色光が受光素子３で受光される範囲内で、光電センサ１１を体表から離した位置に取り付けてもよい。

光電センサ１１は、受光素子３で受光したＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量を例えば電圧値に変換して脈波処理部１２に出力する。

発光素子１Ａ及び発光素子１Ｂからは予め定めた光量が照射されているため、光電センサ１１で受光したＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量から、生体８におけるＩＲ光及び赤色光の吸光量が得られる。

したがって、脈波処理部１２は、光電センサ１１から受け付けたＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量を用いて、ＩＲ光から得られた被測定者の脈波を表す脈波信号と、赤色光から得られた被測定者の脈波を表す脈波信号をそれぞれ生成する。脈波処理部１２は、受け付けたＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量に対応する電圧値が、脈波信号の生成に適した予め定めた範囲に含まれるように電圧値を増幅する。そして、脈波処理部１２は、公知のフィルタ等を用いてノイズ成分を除去したそれぞれの脈波信号を生成する。

脈波処理部１２は、生成したそれぞれの脈波信号を、呼吸波形抽出部１３及び酸素飽和度測定部１４に出力する。

呼吸波形抽出部１３は、脈波処理部１２から出力された脈波信号から被測定者の呼吸状態を表す呼吸波形を抽出する。

図７に示すように、呼吸波形抽出部１３は、取得部５０、第１の除去部５２、変曲点検出部５４、補間部５６、抽出部５８、解析部６０、遮断周波数決定部６２、及び第２の除去部６４を備える。

取得部５０は、脈波処理部１２から出力された脈波信号を取得する。図８には脈波信号の一例として脈波信号Ｓ１を示した。

第１の除去部５２は、取得部５０が取得した脈波信号から脈動に対応した第１の周波数成分よりも低い第２の周波数成分を除去する。ここで、第１の周波数成分とは、脈動に対応した周波数成分、すなわち呼吸波形の抽出に必要な周波数成分をいう。また、第２の周波数成分とは、脈動と関係の無い周波数成分、すなわち呼吸波形の抽出に必要の無い周波数成分であり、例えば神経性の変動等に対応する周波数成分である。なお、第１の周波数成分よりも高い第３の周波数成分を除去するようにしてもよい。ここで、第３の周波数成分とは、脈動と関係の無い周波数成分、すなわち呼吸波形の抽出に必要の無い周波数成分であり、例えば体動等に対応する周波数成分である。このように、第１の除去部５２は、バンドパスフィルタとしての機能を有する。図９には、図８の脈波信号Ｓ１から第２の周波数成分を除去した後の信号波形の一例として信号波形Ｓ２を示した。

変曲点検出部５４は、第１の除去部５２から出力された脈波信号から第１の脈波変曲点及び第２の脈波変曲点を検出する。ここで、本実施形態において、第１の脈波変曲点とは、脈波信号の値が上昇から下降に転じる点、すなわちピーク側の点をいう。また、第２の脈波変曲点とは、脈波信号の値が下降から上昇に転じる点、すなわちボトム側の点をいう。なお、第１の脈波変曲点を、脈波信号の値が下降から上昇に転じるボトム側の点とし、第２の脈波変曲点を、脈波信号の値が上昇から下降に転じるピーク側の点としてもよい。図１０には、検出した第１の脈波変曲点Ｈ１同士を繋げたピーク波形の一例としてピーク波形Ｓ３－１を、第２の脈波変曲点Ｈ２同士を繋げたボトム波形の一例としてボトム波形Ｓ３－２を示した。なお、「ピーク波形」とは、第１の脈波変曲点の大きさの時間変化を表す時系列のデータであり、一例として、第１の脈波変曲点を直線で結んだ線で表される。また、「ボトム波形」とは、第２の脈波変曲点の大きさの時間変化を表す時系列のデータであり、一例として、第２の脈波変曲点を直線で結んだ線で表される。

なお、第１の脈波変曲点及び第２の脈波変曲点のみだと、第１の脈波変曲点に対応する位置（時間的な位置）には第２の脈波変曲点が無く、また、第２の脈波変曲点に対応する位置には第１の脈波変曲点が無いため、時間的に同じ位置における脈波信号のピーク側とボトム側の差分を求めることができない。

そこで、補間部５６は、隣接する第１の脈波変曲点の間を補間すると共に、隣接する第２の脈波変曲点の間を補間する。具体的には、例えばスプライン補間等の公知の補間手法を用いて脈波信号のピーク側とボトム側の差分を求めることができるように補間する。すなわち、第１の脈波変曲点と時間的に同じ位置にボトム側の点を補間する。同様に、第２の脈波変曲点と時間的に同じ位置にピーク側の点を補間する。なお、補間の周期は、一例として５０Ｈｚ（０．０２秒間隔）であるが、これに限られるものではない。図１１には、補間部５６による補間処理後のピーク波形及びボトム波形の一例として、ピーク波形Ｓ４－１及びボトム波形Ｓ４－２を示した。

抽出部５８は、脈波信号から第１の脈波変曲点と第１の脈波変曲点の次に現れる第２の脈波変曲点との差分に相当する値の時間変化を表す差分波形を抽出する。具体的には、第１の脈波変曲点と、第１の脈波変曲点と時間的に同じ位置に補間したボトム側の点と、の差分を算出する。また、第２の脈波変曲点と、第２の脈波変曲点と時間的に同じ位置に補間したピーク側の点と、の差分を算出する。これにより、差分波形が算出される。図１２には差分波形の一例として差分波形Ｓ５を示した。

解析部６０は、抽出部５８により抽出された差分波形に対して周波数解析を行う。具体的には、差分波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）し、差分波形に含まれる周波数成分を算出する。

遮断周波数決定部６２は、解析部６０により算出された周波数成分のうち、呼吸の主成分に相当する最大周波数成分ｆ_ｍａｘを求め、求めた最大周波数成分の前後の周波数を遮断周波数ｆ_ｃ１、ｆ_ｃ２として決定する。ここで、ｆ_ｃ１＝ｆ_ｍａｘ－ａ、ｆ_ｃ２＝ｆ_ｍａｘ＋ａであり、ａは定数であり、例えば０．０５Ｈｚに設定される。

第２の除去部６４は、周波数解析の結果に基づき差分波形における最も大きい周波数成分以外の周波数成分を除去する。具体的には、遮断周波数決定部６２が決定した遮断周波数ｆ_ｃ１以下の周波数成分及び遮断周波数ｆ_ｃ２以上の周波数成分を除去する。このように、第２の除去部６４は、バンドパスフィルタとしての機能を有する。なお、遮断周波数ｆ_ｃ１、ｆ_ｃ２を予め定めておき、差分波形からｆ_ｃ２Ｈｚ以上の周波数成分およびｆ_ｃ１Ｈｚ以下の周波数成分の少なくとも一部を除去するようにしてもよい。この場合、遮断周波数ｆ_ｃ１は一例として０．１Ｈｚ、遮断周波数ｆ_ｃ２は一例として０．５Ｈｚとすることが好ましいが、遮断周波数はこれらに限られるものではない。また、最大周波数成分ｆ_ｍａｘの半値幅に応じて遮断周波数ｆ_ｃ１、ｆ_ｃ２を決定しても良い。例えば最大周波数成分ｆ_ｍａｘの半値幅が大きくなるに従って定数ａの値を大きくしてもよい。

第２の除去部６４により差分波形から遮断周波数ｆ_ｃ１以下の周波数成分及び遮断周波数ｆ_ｃ２以上の周波数成分が除去された波形は、呼吸波形として呼吸停止時期特定部４０及び呼吸再開時期特定部４１に出力される。図１３には、呼吸波形の一例として呼吸波形Ｓ６を示した。

なお、本実施の形態における呼吸波形の抽出方法では、ＩＲ光から得られた脈波信号を用いて呼吸波形を抽出する場合の方が、赤色光から得られた脈波信号を用いて呼吸波形を抽出する場合よりも、呼吸波形の精度が高くなりやすい。よって、本実施の形態における呼吸波形抽出部１３では、ＩＲ光から得られた脈波信号を用いて呼吸波形を抽出する。これは、図３に示したように、ＩＲ光は赤色光に比べて酸化ヘモグロビンに吸収されやすいため、動脈４内の血液量の変化に対する脈波信号の振幅が赤色光から得られた脈波信号の振幅より大きくなる傾向が見られるためである。したがって、ＩＲ光から得られた脈波信号から抽出した呼吸波形は、赤色光から得られた脈波信号から抽出した呼吸波形よりも波形の変動が明確になり、精度の高い呼吸波形が得られる。本実施の形態における呼吸波形の抽出方法は、脈波信号のわずかな振幅の変動から呼吸波形を抽出する方法のため、上記のとおり、ＩＲ光から得られた脈波信号を用いるか、赤色光から得られた脈波信号を用いるかによって、抽出される呼吸波形が影響を受ける。なお、赤色光の受光信号をＩＲ光の受光信号と同じ振幅となるように増幅させ、増幅させた赤色光の受光信号を呼吸波形の抽出に使用する方法も考えられる。しかしながら、この方法では、赤色光の受光信号に重畳したノイズ等も増幅され、ＩＲ光の受光信号と同じような受光信号を得ることが難しい。

酸素飽和度測定部１４は、脈波処理部１２から出力された脈波信号から被測定者の酸素飽和度を測定する。具体的には、酸素飽和度測定部１４は脈波信号を用いて、動脈４内の血液量の変化によるＩＲ光の吸光量の変化量ΔＡ_IRと、赤色光の吸光量の変化量ΔＡ_Redとをそれぞれ（１）式に従って算出する。そして、酸素飽和度測定部１４は、算出した変化量ΔＡ_IRと変化量ΔＡ_Redを用いて、例えば（２）式から被測定者の酸素飽和度を測定し、測定した酸素飽和度を酸素循環時間測定部１７に出力する。

以降では一例として、酸素飽和度測定部１４が被測定者の酸素飽和度を測定する例について説明するが、酸素飽和度測定部１４は、被測定者の酸素飽和度の時間変化を示す値であればどのような値を測定してもよい。例えば、酸素飽和度測定部１４は、酸素飽和度の逆数、又は変化量ΔＡ_Redと変化量ΔＡ_IRの比率といった、酸素飽和度の時間変化と相関関係を有する値を測定してもよい。

図１４のグラフは、被測定者の特定の部位における血中の酸素飽和度の変化例を示しており、横軸は時間を表し、縦軸は酸素飽和度の逆数を表している。

被測定者が時刻ｔ₀で呼吸を停止すると、被測定者における血中の酸素飽和度が減少し始める。被測定者が呼吸を停止する期間として予め定めた規定時間の経過後（時刻ｔ₁）に被測定者が呼吸を再開しても、呼吸の再開により血中に取り込まれた酸素が肺から特定の部位まで到達するのには時間がかかるため、時刻ｔ₁の後も被測定者における血中の酸素飽和度は減少する。そのうち、呼吸の再開により血中に取り込まれた酸素が肺から特定の部位まで到達するため、被測定者における血中の酸素飽和度は増加に転じる。血中の酸素飽和度が減少から増加に転じる箇所を「酸素飽和度変曲点」といい、酸素飽和度変曲点が現れた時刻を時刻ｔ₂とすれば、酸素循環時間は時刻ｔ₁と時刻ｔ₂の差分によって表される。

すなわち、酸素循環時間とは、肺から特定の部位まで酸素が運搬されるのに要する時間を表し、「酸素運搬時間」とも呼ばれる。

酸素飽和度から測定される酸素循環時間は、呼吸の停止期間のばらつきによって測定精度もばらつく傾向があるため、呼吸の停止期間を規定した規定時間が設けられている。

規定時間は、生体情報測定装置１０における酸素循環時間の測定精度が高くなるように、生体情報測定装置１０の実機による実験や生体情報測定装置１０の設計仕様に基づくコンピュータシミュレーション等により予め求められている値である。

酸素循環時間測定部１７は、図４に示すように、検出部３０、酸素飽和度回復時期特定部３１、及び酸素循環時間算出部３２を含む。検出部３０は、呼吸停止時期特定部４０及び呼吸再開時期特定部４１を含む。

呼吸停止時期特定部４０は、呼吸波形抽出部１３から出力された呼吸波形に基づき、呼吸が停止した呼吸停止時期を特定する。具体的には、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が第１の変動幅から第１の変動幅よりも小さい第２の変動幅に変化したことを検出した場合に、検出した時期を呼吸停止時期として特定する。この場合、第１の変動幅とは、呼吸している状態における第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分の変動幅であり、第２の変動幅とは、呼吸を停止している状態における第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分の変動幅である。

例えば図１５に示すような脈波信号から求めた呼吸波形Ｓ７－１について呼吸停止時期を特定する場合について説明する。なお、図１５には、参考までに、鼻息の温度から求めた呼吸波形Ｓ７－２を示した。図１５に示すように、時間順（ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、・・・）に第１の呼吸変曲点Ｐｔ_１、第２の呼吸変曲点Ｂｔ_２、第１の呼吸変曲点Ｐｔ_３、第２の呼吸変曲点Ｂｔ_４・・・とした場合に、振幅Ａ_ｎを次式により算出する。

（数６）
Ａ_ｎ＝Ｐｔ_ｎ－Ｂｔ_ｎ＋１ ・・・（６）

上記（６）式においてｎは奇数である。そして、振幅Ａ_ｎと一つ前の振幅Ａ_ｎ－１とを比較し、振幅Ａ_ｎが振幅Ａ_ｎ－１よりも予め定めた閾値以上小さくなっていた場合、すなわち、呼吸している状態から呼吸が停止した状態に変化した場合のように振幅が大きく減少した場合は、第１の呼吸変曲点Ｐｔ_ｎの位置（時間）を呼吸停止時期として特定する。図１５の例の場合、振幅Ａ_７は振幅Ａ_５と比較すると予め定めた閾値以上小さくなっているため、ｔ_７の時点が呼吸停止時期として特定される。

なお、呼吸している期間が長い場合は、振幅Ａ_ｎの一つ前の振幅Ａ_ｎ－１との比較ではなく、振幅Ａ_ｎより前の複数の振幅Ａ_ｎ－１、Ａ_ｎ－２、・・・の平均値と比較してもよい。

呼吸再開時期特定部４１は、呼吸波形抽出部１３から出力された呼吸波形に基づき、呼吸を停止してから呼吸を再開した呼吸再開時期を特定する。具体的には、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が第１の変動幅から第１の変動幅よりも大きい第２の変動幅に変化したことを検出した場合に、検出した時期を呼吸再開時期として特定する。この場合、第１の変動幅とは、呼吸を停止している状態における第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分の変動幅であり、第２の変動幅とは、呼吸している状態における第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分の変動幅である。

例えば図１６に示すような呼吸波形Ｓ８－１について呼吸再開時期を特定する場合について説明する。なお、図１６には、参考までに、鼻息の温度から求めた呼吸波形Ｓ８－２を示した。図１６に示すように、呼吸停止時期の特定の場合と同様に、時間順に第１の呼吸変曲点Ｐｔ_１、第２の呼吸変曲点Ｂｔ_２、第１の呼吸変曲点Ｐｔ_３、第２の呼吸変曲点Ｂｔ_４・・・とした場合に、振幅Ａ_ｎを上記（６）式により算出する。

そして、振幅Ａ_ｎと一つ前の振幅Ａ_ｎ－１とを比較し、振幅Ａ_ｎが振幅Ａ_ｎ－１よりも予め定めた閾値以上大きくなった場合、すなわち、呼吸が停止している状態から呼吸が再開した状態に変化した場合のように振幅が大きく増加した場合は、第１の呼吸変曲点Ｐｔ_ｎの位置（時間）を呼吸再開時期として特定する。なお、呼吸停止期間が長い場合は、振幅Ａ_ｎの一つ前の振幅Ａ_ｎ－１との比較ではなく、振幅Ａ_ｎより前の複数の振幅Ａ_ｎ－１、Ａ_ｎ－２、・・・の平均値と比較してもよい。

なお、変動幅が第１の変動幅から第２の変動幅に変化した回数を検出するようにしてもよい。これにより、呼吸状態が変化した回数がカウントされる。

酸素飽和度回復時期特定部３１は、酸素飽和度測定部１４が測定した酸素飽和度に基づいて、酸素飽和度が回復に向かう酸素飽和度回復時期を特定する。すなわち、前述したように、酸素飽和度が減少から増加に転じる酸素飽和度変曲点を酸素飽和度回復時期として特定する。

酸素循環時間算出部３２は、呼吸再開時期特定部４１が特定した呼吸再開時期と酸素飽和度回復時期特定部３１が特定した酸素飽和度回復時期とに基づいて、被測定者の体内に取り込まれた酸素が被測定者の測定部位に到達するまでの時間を表す酸素循環時間を算出する。

具体的には、呼吸再開時期特定部４１により特定された呼吸再開時期をｔ₁、酸素飽和度回復時期特定部３１により特定された酸素飽和度回復時期をｔ₂とし、ｔ₁とｔ₂の差分で表される時間を酸素循環時間として測定する。

そして、酸素循環時間測定部１７は、測定した酸素循環時間を心拍出量測定部１８に出力する。

なお、酸素循環時間の測定部位は、被測定者における光電センサ１１の取り付け位置によって決定されるが、本実施の形態では光電センサ１１を被測定者の指先に装着し、肺から指先まで酸素が運搬される場合の酸素循環時間を測定する。これは、他の部位に比べて肺からの距離が長くとれることにより酸素循環時間が長くなることから、他の部位に光電センサ１１を取り付けた場合と比較して、精度の高い酸素循環時間が得られるためである。

したがって、肺から指先までの酸素循環時間を、特にLFCT(Lung to Finger Circulation Time)ということがある。本実施の形態においても、光電センサ１１を被測定者の指先に取り付け、酸素循環時間測定部１７でLFCTを測定する例について説明するが、光電センサ１１の取り付け部位は指先に限られない。得られる酸素循環時間の測定誤差が予め定めた範囲内に含まれるような部位であればよい。そのような部位としては、例えば、被測定者の首、肩、または股関節よりも末消側の部位（末消部位）があげられる。具体的には、耳たぶ、手首、足首、肘や膝の内側等、被測定者の何れの部位に光電センサ１１を取り付けてもよい。なお、「指先」とは被測定者の手の指先を指すが、足の指先に光電センサ１１を取り付けてもよい。

心拍出量測定部１８は酸素循環時間算出部３２が算出した酸素循環時間に基づいて、被測定者の心拍出量を算出する。

心拍出量COは、例えば（７）式に示す公知の演算式を用いてLFCTから得られる。

（数７）
CO＝(a0×S)／LFCT ・・・（７）

ここで、a0は定数であり、例えばa0＝50が用いられる。また、Sは被測定者の体表面積（ｍ２）であり、LFCTの単位は秒である。

なお、心拍出量測定部１８は心拍出量の他に、心拍出量に関する情報を測定してもよい。「心拍出量に関する情報」とは、心拍出量と相関関係が認められる情報であり、例えば心係数及び１回拍出量等が含まれる。

「心係数」とは、被測定者の体格差による心拍出量の違いを補正するため、被測定者の心拍出量を被測定者の体表面積で割った値である。また、「１回拍出量」とは、心臓が１回の収縮によって動脈４へ拍出する血液の量を示す値であり、心拍出量を被測定者の１分間の心拍数で割ることで求められる。

上述した生体情報測定装置１０は、例えばコンピュータを用いて構成される。図１７は、コンピュータ２０を用いて構成された生体情報測定装置１０における電気系統の要部構成例を示す図である。

コンピュータ２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）２１、ＲＯＭ（Read Only Memory）２２、ＲＡＭ（Random Access Memory）２３、不揮発性メモリ２４、及び入出力インターフェース（Ｉ／Ｏ）２５を備える。そして、ＣＰＵ２１、ＲＯＭ２２、ＲＡＭ２３、不揮発性メモリ２４、及びＩ／Ｏ２５がバス２６を介して各々接続されている。なお、ＣＰＵ２１は、脈波処理部１２、呼吸波形抽出部１３、酸素飽和度測定部１４、酸素循環時間測定部１７、及び心拍出量測定部１８として機能する。

不揮発性メモリ２４は、不揮発性メモリ２４に供給される電力が遮断されても記憶した情報を維持する記憶装置の一例であり、例えば半導体メモリが用いられるがハードディスクであってもよい。

Ｉ／Ｏ２５には、例えば光電センサ１１、入力ユニット２７、表示ユニット２８、及び通信ユニット２９が接続される。

光電センサ１１はＩ／Ｏ２５と有線又は無線によって接続される。なお、生体情報測定装置１０と光電センサ１１とが分離されるように、それぞれを別体として構成してもよく、生体情報測定装置１０と光電センサ１１とが一体化されるように、それぞれを同じ筺体に収容する構成としてもよい。

入力ユニット２７は、例えば生体情報測定装置１０のユーザの指示を受け付けてＣＰＵ２１に通知するユニットである。入力ユニット２７には、例えばボタン、タッチパネル、キーボード、及びマウス等が含まれる。ここで生体情報測定装置１０のユーザとは、例えば被測定者及び生体情報測定装置１０を操作する例えば医療従事者等の操作者が含まれる。

表示ユニット２８は、例えばＣＰＵ２１で処理された情報を視覚的に生体情報測定装置１０のユーザに表示するユニットである。表示ユニット２８には、例えば液晶ディスプレイ、有機ＥＬ(Electro Luminescence)、及びプロジェクタ等の表示装置が用いられる。

なお、表示ユニット２８は必ずしも生体情報測定装置１０に必要なユニットではなく、例えば呼吸の再開指示等を生体情報測定装置１０のユーザに報知するものであれば、どのような種類のユニットがＩ／Ｏ２５に接続されてもよい。

例えば、生体情報測定装置１０から通知される情報を生体情報測定装置１０のユーザに音声で通知する場合、表示ユニット２８の代わりに例えばスピーカーユニットを接続してもよい。また、生体情報測定装置１０から通知される情報を生体情報測定装置１０のユーザに体感を通して通知する場合、表示ユニット２８の代わりに例えば振動ユニットを接続してもよい。更には、例えば表示ユニット２８及びスピーカーユニットのように複数のユニットを用いて、生体情報測定装置１０から通知される情報を生体情報測定装置１０のユーザに通知してもよい。

通信ユニット２９は、例えばインターネット等の通信回線と生体情報測定装置１０を接続する通信プロトコルを備え、通信回線に接続される他の外部装置と生体情報測定装置１０との間でデータ通信を行う。通信ユニット２９における通信回線への接続形態は有線であっても無線であってもよい。生体情報測定装置１０が通信回線に接続される他の外部装置とデータ通信を行う必要がなければ、必ずしもＩ／Ｏ２５に通信ユニット２９を接続する必要はない。

なお、Ｉ／Ｏ２５に接続されるユニットは上述した例に限られず、例えば印字ユニット等、他のユニットをＩ／Ｏ２５に接続してもよい。

次に、図１８を用いて、生体情報測定装置１０の動作について説明する。

図１８は、被測定者の指先に光電センサ１１が取り付けられた状態で、生体情報測定装置１０のユーザから入力ユニット２７を介して心拍出量の測定指示を受け付けた場合に、ＣＰＵ２１によって実行される生体情報測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。生体情報測定装置１０は心拍出量の測定指示を受け付けると、少なくとも心拍出量の測定が終了するまで被測定者の呼吸波形を抽出し続けると共に、酸素飽和度を測定し続けるものとする。

生体情報測定処理を規定する生体情報測定プログラムは、例えば生体情報測定装置１０のＲＯＭ２２に予め記憶されている。生体情報測定装置１０のＣＰＵ２１は、ＲＯＭ２２に記憶される生体情報測定プログラムを読み込み、生体情報測定処理を実行する。

ステップＳ１００では、脈波信号を生成する。すなわち、光電センサ１１から受け付けたＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量を用いて、ＩＲ光から得られた被測定者の脈波を表す脈波信号と、赤外光から得られた被測定者の脈波を表す脈波信号をそれぞれ生成する。なお、脈波信号の生成は、少なくとも後述するステップＳ１１８において酸素飽和度回復時期が検出されるまでは繰り返し実行される。

ステップＳ１０２では、図１９に示す呼吸波形の抽出処理を実行する。呼吸波形の抽出処理は、少なくとも後述するステップＳ１１４において呼吸の再開が検知されるまでは繰り返し実行される。

図１９に示すように、呼吸波形の抽出処理では、まずステップＳ２００において、脈波信号を取得する。

ステップＳ２０２では、ステップＳ２００で取得した脈波信号に対してフィルタ処理を実行する。すなわち、脈波信号から脈動に対応した第１の周波数成分よりも低い第２の周波数成分を除去する。

ステップＳ２０４では、ステップＳ２０２でフィルタ処理された脈波信号から第１の脈波変曲点及び第２の脈波変曲点を検出する。

ステップＳ２０６では、ステップＳ２０４で検出した第１の脈波変曲点及び第２の脈波変曲点に対して、隣接する第１の脈波変曲点の間を補間すると共に、隣接する第２の脈波変曲点の間を補間する。

ステップＳ２０８では、第１の脈波変曲点と、第１の脈波変曲点と時間的に同じ位置に補間されたボトム側の点と、の差分を算出する。また、第２の脈波変曲点と、第２の脈波変曲点と時間的に同じ位置に補間されたボトム側の点と、の差分を算出する。これにより差分波形が生成される。

ステップＳ２１０では、ステップＳ２０８で求めた差分波形に対してフーリエ変換を実行する。

ステップＳ２１２では、ステップＳ２１０のフーリエ変換の結果に基づいて遮断周波数を決定する。すなわち、フーリエ変換の結果から呼吸の主成分に相当する最大周波数成分ｆ_ｍａｘを求め、求めた最大周波数成分の前後の周波数を遮断周波数ｆ_ｃ１、ｆ_ｃ２として決定する。

ステップＳ２１４では、ステップＳ２１０で生成した差分波形に対して、ステップＳ２１２で決定した遮断周波数ｆ_ｃ１以下の周波数成分及び遮断周波数ｆ_ｃ２以上の周波数成分を除去するフィルタ処理を実行する。これにより、呼吸波形が抽出される。

図１８のステップＳ１０４では、酸素飽和度を測定する。すなわち、ステップＳ１００で生成した脈波信号からＩＲ光の吸光量の変化量及び赤色光の吸光量の変化量を算出し、算出した双方の変化量を用いて酸素飽和度を測定する。

ステップＳ１０６では、被測定者に呼吸を停止するよう指示する。具体的には、息を吸って吐いた状態で呼吸を停止するよう促すメッセージを表示ユニット２８に表示する。また、生体情報測定装置１０にスピーカーユニットが接続されている場合、ＣＰＵ２１は、例えば呼吸を停止するよう促す音声をスピーカーユニットから出力する。

ステップＳ１０８では、呼吸波形を参照し、被測定者が呼吸を停止したか否かを判定する。すなわち、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が第１の変動幅から第１の変動幅よりも小さい第２の変動幅に変化したか否かを判定する。

そして、被測定者が呼吸を停止していない、すなわち呼吸が継続されていると判定された場合はステップＳ１０８の処理を繰り返し実行して、被測定者の呼吸波形を監視する。一方、被測定者が呼吸を停止したと判定された場合はステップＳ１１０に移行する。

ステップＳ１１０では、呼吸の停止期間が規定時間に達したか否かを判定する。呼吸の停止期間が規定時間に達していない場合にはステップＳ１１０の処理を繰り返し実行して、被測定者における呼吸の停止期間を監視する。一方、呼吸の停止期間が規定時間に達した場合にはステップＳ１１２に移行する。

ステップＳ１１２では、被測定者に呼吸を再開するよう指示する。具体的には、呼吸を再開するよう促すメッセージを表示ユニット２８に表示する。また、生体情報測定装置１０にスピーカーユニットが接続されている場合、ＣＰＵ２１は、例えば呼吸を再開するよう促す音声をスピーカーユニットから出力する。

ステップＳ１１４では、呼吸波形を参照し、被測定者が呼吸を再開したか否かを判定する。すなわち、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が第１の変動幅から第１の変動幅よりも大きい第２の変動幅に変化したか否かを判定する。

そして、被測定者が呼吸を再開していない、すなわち呼吸停止が継続されていると判定された場合はステップＳ１１４の処理を繰り返し実行して、被測定者の呼吸波形を監視する。一方、被測定者が呼吸を再開したと判定された場合はステップＳ１１６に移行する。

なお、ステップＳ１１２では、呼吸の停止期間が規定時間に達するタイミングに合わせて呼吸の再開指示を被測定者に指示したが、呼吸の再開が突然指示されると、被測定者は呼吸の再開指示を受けてから実際に呼吸を再開するまでに遅れが生じることがある。したがって、呼吸の停止期間中に、あとどのくらい呼吸を停止していればよいかを被測定者に知らせるため、規定時間に達するまでの残り時間を表示ユニット２８に逐次表示して、被測定者に呼吸の停止期間の終了時期を事前に通知してもよい。

ステップＳ１１６では、被測定者の呼吸の再開を検知した時点の時刻ｔ₁を例えばＣＰＵ２１に内蔵された図示しないタイマから取得して、取得した時刻ｔ₁を呼吸再開時期としてＲＡＭ２３に記憶する。

ステップＳ１１８では、酸素飽和度回復時期が特定できたか否かを判定する。すなわち、酸素飽和度変曲点を検知したか否か、換言すれば、酸素飽和度が減少から回復に転じたか否かを判定する。

そして、酸素飽和度が減少し続け、変曲点が検知されない場合にはステップＳ１１８の処理を繰り返し実行して、酸素飽和度の変化を監視する。一方、酸素飽和度変曲点が検知された場合にはステップＳ１２０に移行する。

ステップＳ１２０では、酸素飽和度変曲点を検知した時点の時刻ｔ₂を取得して、取得した時刻ｔ₂を酸素飽和度回復時期としてＲＡＭ２３に記憶する。そして、時刻ｔ₂とステップＳ１１６でＲＡＭ２３に記憶した時刻ｔ₁の差分をLFCTとして算出する。

ステップＳ１２２では、ステップＳ１２０で取得したLFCTを用いて、例えば（７）式から心拍出量を測定する。更に、測定した心拍出量を用いて心拍出量に関する情報を算出してもよい。

なお、LFCTが精度よく測定される呼吸の停止期間は、例えば被測定者の年齢、性別、及び体調等によって変化する。したがって、生体情報測定装置１０のユーザが入力ユニット２７を介して生体情報測定装置１０に設定した被測定者の情報に基づいて、ＣＰＵ２１は、呼吸の停止期間を規定する規定時間を被測定者毎に調整してもよい。また、生体情報測定装置１０のユーザが規定時間を調整してもよい。

規定時間は例えば１秒単位で設定してもよく、例えば１５秒、２０秒、及び２５秒のように、予め用意した複数の時間から選択された時間を規定時間として設定してもよい。規定時間の設定単位に制限はなく、例えばミリ秒単位であっても５秒単位であってもよい。

設定した被測定者毎の規定時間は例えば不揮発性メモリ２４に記憶され、心拍出量の測定指示に先立って、被測定者の名前又は患者番号といった被測定者を識別する情報が生体情報測定装置１０に入力されると、ＣＰＵ２１は、被測定者に対応付けられた規定時間を図１８のステップＳ１１０の判定に用いるようにする。

なお、本実施形態では、図１８のステップＳ１１４において、被測定者の呼吸が再開されるのを待ってからLFCTの測定を開始する場合について説明したが、生体情報測定装置１０から被測定者に呼吸の再開を指示してから被測定者の呼吸が再開されるまでの期間が遅れると、呼吸の停止期間が規定時間よりも長くなり、呼吸の停止期間を規定時間に合わせた場合と比較してLFCTの測定精度が低くなることがある。

したがって、呼吸の再開を指示してから被測定者の呼吸が再開されるまでの期間が、予め定めた期間である許容遅延期間以内の場合に、ＣＰＵ２１はLFCTを測定するようにしてもよい。換言すれば、ＣＰＵ２１は、呼吸の再開を指示してから被測定者の呼吸が再開されるまでの期間が許容遅延期間を超えた場合、図１８のステップＳ１１６以降の処理の実行を中止して、LFCTを測定することなく図１８に示す生体情報測定処理を終了してもよい。

このように第１実施形態に係る生体情報測定装置１０によれば、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第１の呼吸変曲点の次に現れる第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が第１の変動幅から第１の変動幅よりも大きい第２の変動幅に変化したことを検出した場合を呼吸再開時期として特定する。また、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第１の呼吸変曲点の次に現れる第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が第１の変動幅から第１の変動幅よりも小さい第２の変動幅に変化したことを検出した場合を呼吸停止時期として特定する。これにより、呼吸を直接検出することなく被測定者の呼吸状態が変化したことが検出される。

なお、本実施形態では、呼吸波形の第１の呼吸変曲点と第１の呼吸変曲点の次に現れる第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が、第１の変動幅から第２の変動幅に変化したことを検出する場合について説明したが、脈波信号の第１の脈波変曲点の変動幅が第１の変動幅から第２の変動幅に変化したことを検出するようにしてもよいし、脈波信号の第２の脈波変曲点の変動幅が第１の変動幅から第２の変動幅に変化したことを検出するようにしてもよい。

＜第２実施形態＞

次に、本発明の第２実施形態について説明する。なお、第１実施形態と同一部分については同一符号を付し、詳細な説明は省略する。

図２０には、第２実施形態に係る呼吸波形抽出部１３Ａの構成例を示した。図２０に示す呼吸波形抽出部１３Ａが図７に示す呼吸波形抽出部１３と異なる点は、解析部６０及び遮断周波数決定部６２に代えて基線算出部５９を備えた点である。

基線算出部５９は、差分波形から差分波形の変化の傾向を表す基線、すなわち差分波形の低周波成分を算出する。具体的には、基線算出部５９は、移動平均フィルタとしての機能を有し、差分波形に対して移動平均処理を実行することにより差分波形の基線を算出する。このように、移動平均処理を用いることで、信号の上下変化に対応した基線を求められる。図２１には、基線の一例として差分波形Ｓ１０の基線Ｓ１１を示した。なお、移動平均処理は、単純移動平均法や、多項式適合法、適応化平滑化法などがあり、どの手法を適用してもよい。ただし、単純移動平均法は、平均点数を増やすと信号歪が大きくなる傾向があり、本実施の形態における基線の算出に適用した場合、必要な信号成分まで平滑化されやすくなる。一方、多項式適合法又は適応化平滑化法は単純移動平均法より複雑な処理が必要ではあるが、本実施の形態における基線の算出に適用した場合、単純移動平均法と比較し、信号のピークや幅などを表す高周波成分を維持しながら平滑化される。よって、より精度が高い呼吸波形を抽出な場合は、多項式適合法又は適応化平滑化法を用いるとよい。更に、多項式適合法を用いる場合は、最小二乗平滑化処理の一例であるSavitzky-Golay法を用いるとよい。Savitzky-Golay法は、他の方式と比較し比較的容易に複雑な処理を実行することが可能であり、本実施の形態における基線の算出において有用である。なお、基線の算出方法としては、移動平均法以外の方法を用いてもよい。

第２の除去部６４は、差分波形を基線算出部５９により算出された基線で除算することで、差分波形から被測定者の呼吸に対応した周波数成分以外の周波数成分、具体的には低周波成分の少なくとも一部を除去する。図２２には、差分波形Ｓ１０を基線Ｓ１１で除算した波形Ｓ１２を示した。なお、波形Ｓ１２を算出する場合に、差分波形を基線で規格化できればよく、除算以外の方法を使用して規格化してもよい。

また、第２の除去部６４は、差分波形を基線で除算した波形に対して平滑化処理、具体的には、例えば移動平均処理を実行し、高周波成分を除去する。図２３には、波形Ｓ１２に対してSavitzky-Golay法を用いた最小二乗平滑化処理を実行した波形Ｓ１３を示した。ここで、Savitzky-Golay法を用いた最小二乗平滑化処理は、移動平均処理の一例である。なお、移動平均処理としては、基線算出部５９における処理と同様に、様々な移動平均処理が適用可能である。また、移動平均法以外の方法を用いて平滑化処理を行ってもよい。

ここで、心拍出量測定においては、呼吸を再開したタイミングと停止タイミングを精度よく測定することが望まれるが、第１の実施形態では、周波数フィルタを用いているため、算出した呼吸波形に時間的な遅れが生じる。これに対し、第２の実施形態では、基線を用いることで遅延が抑制される。よって、周波数フィルタを用いる場合と比較し、呼吸の停止および再開を精度よく特定しやすい。また、図１５の呼吸の停止を判断する方法においては、周波数フィルタを用いた場合は、振幅Ａ５が第２の実施形態より小さくなる傾向がみられ、図１６の呼吸の再開を判断する方法においては、振幅Ａ９が第２の実施形態より小さくなる傾向がみられる。このように、呼吸停止及び再開の判断を行う場合に、第２の実施形態を採用した方が精度が高まる。

次に、呼吸波形抽出部１３Ａで実行される呼吸波形抽出処理について図２４に示すフローチャートを参照して説明する。

図２４に示す呼吸波形抽出処理が図１９に示す呼吸波形抽出処理と異なる点は、ステップＳ２１０、Ｓ２１２、Ｓ２１４に代えてステップＳ２１１、Ｓ２１３、Ｓ２１５の処理を実行する点である。

ステップＳ２１１では、ステップＳ２０８で求めた差分波形に対して最小二乗平滑化処理を実行することにより差分波形の基線を算出する。

ステップＳ２１３では、差分波形をステップＳ２１１で求めた基線で除算する。

ステップＳ２１５では、ステップＳ２１３で求めた波形に対して最小二乗平滑化処理を実行し、高周波成分を除去する。

このように、本実施形態では、差分波形から差分波形の変化の傾向を表す基線を算出し、算出した基線で差分波形を除算することで差分波形から被測定者の呼吸に対応した周波数成分以外の周波数成分を除去する。

以上、各実施の形態を用いて本発明について説明したが、本発明は各実施の形態に記載の範囲には限定されない。本発明の要旨を逸脱しない範囲で各実施の形態に多様な変更又は改良を加えることができ、当該変更又は改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。

例えば、上記各実施形態では、受光素子３で受光したＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量が脈波処理部１２に入力される構成としたが、脈波処理部１２を省略して、受光素子３で受光したＩＲ光及び赤色光のそれぞれの受光量が直接呼吸波形抽出部１３及び酸素飽和度測定部１４に入力される構成としてもよい。

また、上記各実施形態では、ＩＲ光と赤色光との組み合わせによる例を示したが、緑色光と赤色光との組み合わせであってもよい。ここで緑色光とは、５００ｎｍ以上で且つ５６０ｎｍ未満の波長の光をいう。更には、ＩＲ光、赤色光、および緑色光のそれぞれに対応する三種類の発光素子を使用し、ＩＲ光と赤色光とで酸素飽和度を測定し、緑色光で呼吸波形を抽出するようにしてもよい。

また、図４に示した生体情報測定装置１０を、光電センサ１１、脈波処理部１２、及び呼吸波形抽出部１３のみを備えた構成としてもよい。言い換えると、酸素飽和度、酸素循環時間、及び心拍出量に関する測定機能を有する構成としてもよいし、有さない構成としてもよい。また、呼吸波形抽出部１３の後段に、抽出した呼吸波形から、呼吸数、呼吸周期、呼吸の深さ、呼吸停止回数等の呼吸に関する呼吸情報を算出する呼吸情報算出部を設け、呼吸情報を算出する生体情報測定装置として構成してもよい。この場合、脈波を検出しやすい緑色光を使用するとよい。

また、各実施の形態では、一例として生体情報測定処理をソフトウエアで実現する形態について説明したが、図１８、図１９、及び図２４に示したフローチャートと同等の処理を、例えばＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）に実装し、ハードウエアで処理させるようにしてもよい。この場合、検出処理の高速化が図られる。

また、上述した各実施の形態では、生体情報測定プログラムがＲＯＭ１２にインストールされている形態を説明したが、これに限定されるものではない。本発明に係る生体情報測定プログラムは、コンピュータ読み取り可能な記憶媒体に記録された形態で提供することも可能である。例えば、本発明に係る生体情報測定プログラムを、ＣＤ(Compact Disc)－ＲＯＭ、又はＤＶＤ(Digital Versatile Disc)－ＲＯＭ等の光ディスクに記録した形態で提供してもよい。また、本発明に係る生体情報測定プログラムを、ＵＳＢメモリ及びフラッシュメモリ等の半導体メモリに記録した形態で提供してもよい。更に、生体情報測定装置１０は通信ユニット２９を介して、通信回線に接続された外部装置から本発明に係る生体情報測定プログラムを取得するようにしてもよい。

１（１Ａ、１Ｂ）・・・発光素子
３・・・受光素子
４・・・動脈
５・・・静脈
６・・・毛細血管
８・・・生体
１０・・・生体情報測定装置
１１・・・光電センサ
１２・・・脈波処理部
１３、１３Ａ・・・呼吸波形抽出部
１４・・・酸素飽和度測定部
１７・・・酸素循環時間測定部
１８・・・心拍出量測定部
２０・・・コンピュータ
２１・・・ＣＰＵ
３０・・・検出部
３１・・・酸素飽和度回復時期特定部
３２・・・酸素循環時間算出部
４０・・・呼吸停止時期特定部
４１・・・呼吸再開時期特定部
５０・・・取得部
５２・・・第１の除去部
５４・・・変曲点検出部
５６・・・補間部
５８・・・抽出部
５９・・・基線算出部
６０・・・解析部
６２・・・遮断周波数決定部
６４・・・第２の除去部

Claims (7)

1. 被測定者の脈波を表す脈波信号から前記被測定者の呼吸波形を抽出する呼吸波形抽出部と、
   前記呼吸波形の第１の呼吸変曲点と前記第１の呼吸変曲点の次に現れる第２の呼吸変曲点との差分に相当する値の変動幅が、第１の変動幅から第２の変動幅に変化したことを検出する検出部と、
   を備え、
   前記呼吸波形抽出部は、
   前記脈波信号から第１の脈波変曲点と第２の脈波変曲点との差分に相当する値の時間変化を表す差分波形を抽出する抽出部と、
   前記差分波形に対して周波数解析を行う解析部と、
   前記周波数解析の結果に基づき前記差分波形における最も大きい周波数成分の半値幅が大きくなるに従って大きくなる定数を前記最も大きい周波数成分から減算した周波数を第１の遮断周波数として決定すると共に、前記定数を前記最も大きい周波数成分に加算した周波数を第２の遮断周波数として決定する遮断周波数決定部と、
   前記第１の遮断周波数成分以下の周波数成分及び前記第２の遮断周波数成分以上の周波数成分を除去する第２の除去部と、
   を備えた生体情報測定装置。
2. 前記検出部は、前記変動幅が前記第１の変動幅から前記第１の変動幅よりも大きい第２の変動幅に変化したことを検出する
   請求項１記載の生体情報測定装置。
3. 前記検出部は、前記変動幅が前記第１の変動幅から前記第１の変動幅よりも小さい第２の変動幅に変化したことを検出する
   請求項１記載の生体情報測定装置。
4. 前記検出部は、前記差分が前記第１の変動幅から前記第２の変動幅に変化した回数を検出する
   請求項１～３の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
5. 前記呼吸波形抽出部は、
   前記脈波信号から脈動に対応した第１の周波数成分よりも低い第２の周波数成分を除去する第１の除去部を備え、
   前記検出部は、前記第１の除去部で処理された脈波信号に基づき前記検出を行う
   請求項１～４の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
6. 隣接する前記第１の脈波変曲点の間を補間すると共に、隣接する前記第２の脈波変曲点の間を補間する補間部を備え、
   前記抽出部は、前記補間部により補間された前記第１の脈波変曲点を繋げたピーク波形と、前記補間部により補間された前記第２の脈波変曲点を繋げたボトム波形と、に基づき前記差分波形を抽出する
   請求項１～５の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
7. コンピュータを、請求項１～６の何れか一項に記載の生体情報測定装置の各部として機能させる生体情報測定プログラム。

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