JP7127323B2 - 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、生体から検出された心電信号および脈波信号を取得する信号取得手段と、前記信号取得手段が取得した心電信号の波形の特徴点を抽出する抽出手段と、前記抽出手段により抽出された特徴点の時刻に基づいて、前記信号取得手段が取得した脈波信号を一拍ごとの個別脈波信号に区切る基点を定める基点特定手段と、前記基点特定手段により区切られた複数の個別脈波信号それぞれに係数をかけて平均化してなる基準脈波を算出する基準脈波算出手段と、を備えることを特徴とする脈波解析装置が開示されている。

特許文献２には、心臓血管の動きを表す信号を受信するための信号インターフェースと、前記信号インターフェースに接続されている処理装置と、を備える器械であって、前記処理装置が前記信号上である心拍数を繰り返す波形の振幅の変化であって、複数の前記振幅の増加及び複数の前記振幅の減少を含むような前記の振幅の変化を前記信号から検出し、且つ、前記の振幅の変化に少なくとも部分的に基づいて心臓の機能不全と異常の指標を測定するように構成されていることを特徴とする器械が開示されている。

特許文献３には、被験者の心拍に関する心拍情報を検出する拍動情報検出手段と、前記被験者の血圧波形を観血的な手法で測定する血圧波形測定手段と、前記心拍情報から心臓の一心周期を検出し、当該一心周期での前記血圧波形の血圧極大値の検出状態に基づいて、前記被験者自身の収縮期圧、前記被験者自身の拡張末期圧、ＩＡＢＰ（大動脈バルーンパンピング）のオーグメンテーション圧、ＩＡＢＰによってアシストされた収縮期圧、及びＩＡＢＰによってアシストされた拡張末期圧、の少なくとも一つを算出する算出手段と、を備える生体情報測定装置が開示されている。

特開２０１２－０７１０１８号公報 特表２０１５－５１７８４２号公報 特開２０１６－０３２４８７号公報

近年、睡眠障害や睡眠時無呼吸症候群などが注目されており、多くの疾病と関連があると言われている。例えば、睡眠時の呼吸停止は心臓への負担を増大し心不全と深く関連する。そのため、睡眠時の呼吸状態を把握することは、きわめて重要であると言える。

呼吸状態をセンシングする技術としては、例えばポリソムノグラフィなどがある。この技術では、気流センサを鼻や口に取り付けて呼気吸気の気流や温度変化から呼吸状態を測定するが、被測定者は気流センサを取り付けられていることを不快と感じ、睡眠が妨げられることになりかねない。

そこで、近年では脈波から呼吸信号を抽出する技術が研究されており、脈波の波形の変曲点等の特徴点を算出して呼吸信号を求めることが行われている。

しかしながら、この技術では、体動などの生体のノイズが含まれている波形や、心臓疾患による異形の波形の場合、呼吸信号の検出精度が低下してしまう場合がある。このため、直接呼気吸気を測定する技術と比較して、呼吸状態の検出精度が低下してしまう場合がある、という問題がある。

本発明は、生体信号から直接変曲点を検出する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点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、被測定者の周期的にピーク点又はボトム点である変曲点が現れる生体信号から、検出対象の変曲点以外の変曲点の情報を少なくとも一部除去した中間信号を生成する生成部と、前記検出対象の変曲点に対応する前記中間信号の変曲点の位置を特定する特定部と、前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置に基づいて前記生体信号における前記検出対象の変曲点の位置を検出する検出部と、を備え、前記検出部は、過去に検出された前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔に基づいて前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測し、予測した前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置を含む検出範囲内で前記生体信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測する。

請求項２記載の発明は、前記検出部は、前記間隔に基づいて前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測し、予測した前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置から予め定めた時間だけ遡った位置を含む検出範囲内で前記生体信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測する。

請求項３記載の発明は、前記検出部は、過去に検出された前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔又は過去に特定した前記中間信号の前記検出対象の変曲点の間隔に基づいて前記検出範囲を設定する。

請求項４記載の発明は、前記検出部は、過去に検出された前記生体信号の前記検出対象の変曲点の位置と前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置との差分に基づいて前記検出範囲を設定する。

請求項５記載の発明は、前記検出範囲は、前記生体信号の一周期よりも短い範囲である。

請求項６記載の発明は、前記生成部は、前記生体信号を平滑化する平滑化部である。

請求項７記載の発明は、前記平滑化部は、周波数フィルタである。

請求項８記載の発明は、前記周波数フィルタは、前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔に基づいて遮断周波数を設定する。

請求項９記載の発明は、前記生成部は、前記周波数フィルタの遮断周波数を第１の遮断周波数から第２の遮断周波数に切り替える場合、第２の遮断周波数に切り替えた後の予め定めた切り替え期間は前記第１の遮断周波数による前記中間信号の生成を継続し、前記特定部は、前記切り替え期間については前記第１の遮断周波数による前記中間信号を用いて前記変曲点の位置を特定する。

請求項１０記載の発明は、前記生成部は、前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔が予め定めた閾値以上変化した場合に、前記周波数フィルタの遮断周波数を前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔に応じた遮断周波数に切り替える。

請求項１１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１～１０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、１１記載の発明によれば、生体信号から直接変曲点を検出する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点を検出することができる、という効果を有する。

また、生体信号の変曲点の位置を予測しない場合と比較して、生体信号の変曲点の位置を速やかに検出することができる、という効果を有する。

また、生体信号の変曲点の間隔に関係なく予測した中間信号の変曲点の位置を含む検出範囲内で生体信号の変曲点の位置を予測する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点を予測することができる、という効果を有する。

請求項２記載の発明によれば、予測した中間信号の変曲点を中心とした範囲を検出範囲とする場合と比較して、検出範囲を狭くすることができる、という効果を有する。

請求項３記載の発明によれば、過去に検出された生体信号の変曲点の間隔及び過去に特定した中間信号の変曲点の間隔に関係なく検出範囲を設定する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点を予測することができる、という効果を有する。

請求項４記載の発明によれば、過去に検出された生体信号の変曲点の位置と中間信号の変曲点の位置との差分に関係なく検出範囲を設定する場合と比較し、精度良く生体信号の変曲点を予測することができる、という効果を有する。

請求項５記載の発明によれば、検出範囲が生体信号の一周期以上の範囲である場合と比較して、生体信号の変曲点の誤検出が低減される、という効果を有する。

請求項６記載の発明によれば、生体信号を平滑化しない場合と比較して、検出対象以外の変曲点を精度良く除外することができる、という効果を有する。

請求項７記載の発明によれば、平滑化部が周波数フィルタ以外の場合と比較して、検出対象以外の変曲点を精度良く除外することができる、という効果を有する。

請求項８記載の発明によれば、生体信号の変曲点の間隔に関係なく遮断周波数を設定する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点を検出することができる、という効果を有する。

請求項９記載の発明によれば、周波数フィルタの遮断周波数を第１の遮断周波数から第２の遮断周波数に切り替えた場合に直ぐに第１の遮断周波数による中間信号の生成を停止する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点の位置を検出することができる、という効果を有する。

請求項１０記載の発明によれば、生体信号の変曲点の間隔に関係なく周波数フィルタの遮断周波数を設定する場合と比較して、精度良く生体信号の変曲点の位置を検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。 第１実施形態に係る脈波信号及び中間信号の波形の一例を示す図である。 第１の変曲点同士を繋げた第１の包絡線及び第２の変曲点同士を繋げた第２の包絡線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実施形態に係る脈波信号及び中間信号の波形の一例を示す図である。 第３実施形態に係る中間信号の波形の一例を示す図である。

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、例えば貧血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からの光を生体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からの光を生体８に照射する。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。

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１１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、生成部５０、特定部５２、及び検出部５４を備える。なお、生成部５０は、平滑化部及び周波数フィルタの一例である。

生成部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。図８に示すように、脈波信号Ｓ１は、周期的に変曲点が現れる生体信号である。ここで、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、及び、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の少なくとも一方をいう。

ところで、脈波信号Ｓ１には、体動などの生体のノイズや心臓疾患等の影響により、検出対象である脈の変曲点とは関係のない変曲点が現れる場合がある。

そこで、生成部５０は、脈波信号Ｓ１から、検出対象である変曲点以外の変曲点の情報を少なくとも一部除去した中間信号を生成する。すなわち、生成部５０は、検出対象である脈動の変曲点とは関係のない変曲点の少なくとも一部を除去した中間信号を生成する。

具体的には、生成部５０は、脈波信号Ｓ１を平滑化することにより中間信号を生成する。より具体的には、生成部５０は、周波数フィルタ、例えばバンドパスフィルタを用いて脈波信号Ｓ１を平滑化処理することにより中間信号を生成する。すなわち、脈波信号Ｓ１から、脈動に対応した周波数成分以外の少なくとも一部の周波成分を除去することにより中間信号を生成する。具体的には、例えば脈波信号Ｓ１をフーリエ変換し、脈動に対応する最大周波数を含む予め定めた範囲の周波数以外の周波数成分が除去されるように遮断周波数を設定することで中間信号を生成する。換言すれば、脈波信号Ｓ１の脈動に対応した変曲点の間隔、すなわち脈拍数に基づいて遮断周波数を設定するといえる。図９には、脈波信号Ｓ１から生成した中間信号Ｓ２の一例を示した。

特定部５２は、検出対象の変曲点、すなわち脈波信号Ｓ１の変曲点に対応する中間信号の変曲点の位置を特定する。脈波信号Ｓ１を平滑化処理して中間信号Ｓ２を生成すると、図９に示すように、脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ１の後に、変曲点Ｐ１に対応する中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ２が出現する。このため、特定部５２は、脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ１の次に出現する中間信号の変曲点の位置を、脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ１に対応する中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ２の位置として特定する。なお、図９の例では、ピーク側の脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ１を特定する場合を示しているが、ボトム側の脈波信号Ｓ１の変曲点についても同様に特定する。

検出部５４は、中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ２の位置に基づいて、脈波信号Ｓ１の変曲点のうち検出対象である脈動に対応する変曲点の位置を検出する。なお、変曲点の位置とは、時間的な位置、すなわち図９の横軸方向の位置である。

具体的には、検出部５４は、中間信号Ｓ２の変曲点の位置を含む検出範囲内に存在する脈波信号Ｓ１の変曲点のうち、絶対値が最も大きいピークを有する変曲点を、検出対象である脈動に対応する変曲点として検出する。例えば図９に示すように、中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ２を中心Ｃとする予め定めた範囲を検出範囲Ｈ１として設定している。なお、検出範囲の長さは、例えば脈波信号Ｓ１の１周期ｔ１より短い期間とすることが好ましい。例えば、検出範囲は脈波信号のＳ１の１周期の半分の期間ｔ１／２に設定してもよいが、これに限られるものではない。検出範囲が広いと、脈波信号Ｓ１に突発的なノイズ等が乗っている場合、それを変曲点として検出してしまう虞があるが、検出対象の変曲点が含まれると考えられる範囲でできるだけ狭い検出範囲を設定することにより、突発的なノイズ等が乗っていても検出範囲から除外されやすくなる。このため、変曲点の誤検知が低減される。

また、脈波信号Ｓ１を周波数フィルタにより平滑化した場合、脈波信号Ｓ１の変曲点に対応する中間信号Ｓ２の変曲点は、脈波信号Ｓ１の変曲点に遅れて出現する。

そこで、中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ２を中心とする範囲を検出範囲Ｈ１として設定するのではなく、図９に示すように、中間信号の変曲点Ｐ２の位置から予め定めた時間ｔ２だけ遡った位置Ｃ２を例えば中心として含む範囲を検出範囲Ｈ２として設定してもよい。この場合、図９に示すように、中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ２を中心とする検出範囲Ｈ１よりも短い範囲を検出範囲Ｈ２として設定してもよい。なお、時間ｔ２は、検出範囲Ｈ２が変曲点Ｐ１を含むような時間に設定され、実験等により予め設定されてもよいし、過去に検出した変曲点Ｐ１の位置と変曲点Ｐ２の位置に基づいて設定してもよい。

また、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔又は過去に特定した中間信号Ｓ２の変曲点の間隔に基づいて検出範囲を設定するようにしてもよい。例えば変曲点の間隔が長くなるに従って検出範囲を長くし、変曲点の間隔が短くなるに従って検出範囲を短くするようにしてもよい。なお、検出範囲の設定は、変曲点を検出する毎に毎回実行してもよいし、変曲点の間隔が予め定めた閾値以上変化した場合に実行するようにしてもよい。

なお、例えば過去に検出された脈波信号Ｓ１のピーク側又はボトム側の変曲点の間隔に基づいて検出範囲を設定してもよいし、過去に検出された脈波信号Ｓ１のピーク側又はボトム側の変曲点と、次に出現するボトム側又はピーク側の変曲点との間隔と、に基づいて検出範囲を設定してもよい。また、過去に特定した中間信号Ｓ２のピーク側又はボトム側の変曲点の間隔に基づいて検出範囲を設定するようにしてもよいし、過去に特定した中間信号Ｓ２のピーク側又はボトム側の変曲点と、次に出現するボトム側又はピーク側の変曲点と、の間隔に基づいて検出範囲を設定するようにしてもよい。

ここで、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔又は過去に特定した中間信号Ｓ２の変曲点の間隔とは、直前に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔又は直前に特定した中間信号Ｓ２の変曲点の間隔でもよいし、過去に複数回検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔の平均値又は過去に複数回特定した中間信号Ｓ２の変曲点の間隔の平均値でもよい。

また、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の位置と中間信号Ｓ２の変曲点の位置との差分に基づいて検出範囲を設定してもよい。例えば差分が長くなるに従って検出範囲を長くし、差分が短くなるに従って検出範囲を短くするようにしてもよい。なお、過去に検出された脈波信号Ｓ１のピーク側の変曲点の位置と、次に出現する中間信号Ｓ２のピーク側の変曲点の位置との差分に基づいて検出範囲を設定してもよいし、過去に検出された脈波信号Ｓ１のボトム側の変曲点の位置と、次に出現する中間信号Ｓ２のボトム側の変曲点の位置との差分に基づいて検出範囲を設定してもよい。

図１０には、検出部５４により検出されたピーク側の第１の変曲点同士を繋げた第１の包絡線Ｓ３－１、及び、ボトム側の第２の変曲点同士を繋げた第２の包絡線Ｓ３－２を示した。第１の包絡線又は第２の包絡線は、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。

なお、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。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ためである。

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１１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の変曲点と第２の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の変曲点と第２の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の変曲点と第２の変曲点との差分の変動幅である。

例えば図１２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１２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１２に示すように、時間順（ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、・・・）に第１の変曲点Ｐｔ_１、第２の変曲点Ｂｔ_２、第１の変曲点Ｐｔ_３、第２の変曲点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１２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の変曲点と第２の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の変曲点と第２の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の変曲点と第２の変曲点との差分の変動幅である。

例えば図１３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１３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１３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の変曲点Ｐｔ_１、第２の変曲点Ｂｔ_２、第１の変曲点Ｐｔ_３、第２の変曲点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抹消側の部位（抹消部位）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（ｍ^２）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１４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１５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１５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１６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１６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、ステップＳ１００で生成された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、周波数フィルタを用いて平滑化処理を実行することにより中間信号を生成する。すなわち、脈波信号から脈動に対応した変曲点以外の変曲点を除去する。

ステップＳ２０４では、脈動に対応した変曲点の位置に対応する中間信号の変曲点の位置を特定する。

ステップＳ２０６では、中間信号の変曲点の位置に基づいて、脈波信号の変曲点のうち脈動に対応する変曲点の位置を検出する。

図１５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の変曲点と第２の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の変曲点と第２の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１５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１５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１５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１５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、脈波信号から呼吸波形を抽出する際に、脈波信号から直接呼吸波形を抽出するのではなく、脈波信号から中間信号を生成し、中間信号の変曲点の位置に基づいて脈波信号の変曲点のうち検出対象である脈動に対応する変曲点の位置を検出する。

＜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。

第２実施形態では、生体情報測定装置１０の構成は第１実施形態と同一であるので説明は省略する。

第２実施形態では、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔に基づいて脈波信号Ｓ１の変曲点の位置を予測する。例えば図１７に示すように、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ１の位置に、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔ｔ１を加算した位置を、次に出現すべき変曲点Ｐ２の位置として予測する。

なお、図１７に示したように、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔ｔ１に基づいて中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ３の位置を予測してもよい。例えば、過去に検出された中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ３の位置に間隔ｔ１を加算した位置を、次に出現すべき中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ４の位置として予測する。そして、予測した中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ４の位置を例えば中心Ｃとして含む検出範囲Ｈ１内で脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ２の位置を予測してもよい。

また、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔ｔ１に基づいて中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ４の位置を予測し、予測した中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ４の位置から予め定めた時間ｔ２だけ遡った位置Ｃ２を例えば中心として含む検出範囲Ｈ２内で脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ２の位置を予測してもよい。

また、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔ｔ１又は過去に特定した中間信号の変曲点の間隔ｔ３に基づいて検出範囲Ｈ１を設定してもよい。例えば間隔ｔ１又はｔ３が長くなるに従って検出範囲を長くし、間隔ｔ１又はｔ３が短くなるに従って検出範囲を短くするようにしてもよい。

また、検出部５４は、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点Ｐ１の位置と中間信号Ｓ２の変曲点Ｐ３の位置との差分に基づいて検出範囲を設定してもよい。例えば差分が長くなるに従って検出範囲を長くし、差分が短くなるに従って検出範囲を短くするようにしてもよい。

このように、本実施形態では、過去に検出された脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔に基づいて脈波信号Ｓ１の変曲点の位置を予測する。

＜第３実施形態＞

次に、本発明の第３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。

第３実施形態では、生体情報測定装置１０の構成は第１実施形態と同一であるので説明は省略する。

第３実施形態では、生成部５０は、周波数フィルタの遮断周波数を、脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔、換言すれば脈拍数に基づいて設定する。脈拍数が変化すると脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔が変化するが、遮断周波数が固定のままだと脈波信号Ｓ１の変曲点が誤検出されてしまう場合があるからである。遮断周波数の設定は、定期的に実行してもよいし、脈波信号Ｓ１の変曲点の間隔が予め定めた閾値以上変化した場合に実行してもよい。

周波数フィルタの遮断周波数を第１の遮断周波数から第１の遮断周波数と異なる第２の遮断周波数に切り替える場合、切り替え直後に生成される中間信号の波形が乱れる場合がある。

そこで、生成部５０は、周波数フィルタの遮断周波数を第１の遮断周波数から第２の遮断周波数に切り替える場合、第２の遮断周波数に切り替えた後の予め定めた切り替え期間は第１の遮断周波数による第１の中間信号の生成を継続する。例えば図１８に示すように、ｔ１の時点で第１の遮断周波数から第２の遮断周波数への切り替えタイミングが到来した場合、第２の遮断周波数による第２の中間信号の生成を開始する。また、ｔ１の時点で直ぐに第１の遮断周波数による第１の中間信号の生成を停止するのではなく、ｔ１からｔ２の時点までの予め定めた切り替え期間では、第１の遮断周波数による第１の中間信号の生成を継続する。そして、特定部５２は、切り替え期間については第２の遮断周波数ではなく第１の遮断周波数による第１の中間信号を用いて変曲点の位置を特定する。そして、ｔ２の時点から第２の遮断周波数による第２の中間信号を用いて変曲点の位置を特定する。同様に、ｔ３の時点で第２の遮断周波数から第３の遮断周波数への切り替えタイミングが到来した場合、第３の遮断周波数による第１の中間信号の生成を開始する。また、ｔ３の時点で直ぐに第３の遮断周波数による第１の中間信号の生成を停止するのではなく、ｔ３からｔ４の時点までの予め定めた切り替え期間では、第２の遮断周波数による中間信号の生成を継続する。

このように、第３実施形態では、周波数フィルタの遮断周波数を切り替える場合、切り替え後の予め定めた切り替え期間は切り替え前の遮断周波数による中間信号の生成を継続するので、安定した波形の中間信号を用いて脈波信号Ｓ１の変曲点が検出される。

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、周波数フィルタを用いて中間信号を生成する場合について説明したが、多項式回帰又は多項式近似により中間信号を生成してもよい。例えば、多項式回帰及び多項式回帰近似の具体例としては、Savitzky-Golayフィルタが挙げられるが、これに限られるものではない。また、移動平均を用いて中間信号を生成してもよい。

また、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、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１５及び図１６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・・・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・・・生成部
５２・・・特定部
５４・・・検出部

Claims (11)

1. 被測定者の周期的にピーク点又はボトム点である変曲点が現れる生体信号から、検出対象の変曲点以外の変曲点の情報を少なくとも一部除去した中間信号を生成する生成部と、
   前記検出対象の変曲点に対応する前記中間信号の変曲点の位置を特定する特定部と、
   前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置に基づいて前記生体信号における前記検出対象の変曲点の位置を検出する検出部と、
   を備え、
   前記検出部は、過去に検出された前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔に基づいて前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測し、予測した前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置を含む検出範囲内で前記生体信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測する
   生体情報測定装置。
2. 前記検出部は、前記間隔に基づいて前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測し、予測した前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置から予め定めた時間だけ遡った位置を含む検出範囲内で前記生体信号の前記検出対象の変曲点の位置を予測する
   請求項１記載の生体情報測定装置。
3. 前記検出部は、過去に検出された前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔又は過去に特定した前記中間信号の前記検出対象の変曲点の間隔に基づいて前記検出範囲を設定する
   請求項１又は請求項２記載の生体情報測定装置。
4. 前記検出部は、過去に検出された前記生体信号の前記検出対象の変曲点の位置と前記中間信号の前記検出対象の変曲点の位置との差分に基づいて前記検出範囲を設定する
   請求項１又は請求項２記載の生体情報測定装置。
5. 前記検出範囲は、前記生体信号の一周期よりも短い範囲である
   請求項１～４の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
6. 前記生成部は、前記生体信号を平滑化する平滑化部である
   請求項１～５の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
7. 前記平滑化部は、周波数フィルタである
   請求項６記載の生体情報測定装置。
8. 前記周波数フィルタは、前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔に基づいて遮断周波数を設定する
   請求項７記載の生体情報測定装置。
9. 前記生成部は、前記周波数フィルタの遮断周波数を第１の遮断周波数から第２の遮断周波数に切り替える場合、第２の遮断周波数に切り替えた後の予め定めた切り替え期間は前記第１の遮断周波数による前記中間信号の生成を継続し、
   前記特定部は、前記切り替え期間については前記第１の遮断周波数による前記中間信号を用いて前記変曲点の位置を特定する
   請求項８記載の生体情報測定装置。
10. 前記生成部は、前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔が予め定めた閾値以上変化した場合に、前記周波数フィルタの遮断周波数を前記生体信号の前記検出対象の変曲点の間隔に応じた遮断周波数に切り替える
    請求項８又は請求項９記載の生体情報測定装置。
11. コンピュータを、請求項１～１０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。

Images