JPWO2017163937A1

JPWO2017163937A1 - 肺機能測定装置、肺機能測定方法および肺機能測定プログラム

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Publication number: JPWO2017163937A1
Application number: JP2018507223A
Authority: JP
Inventors: 知樹櫨田; 伸牧
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2016-03-23
Filing date: 2017-03-10
Publication date: 2019-02-14
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Also published as: US11103208B2; WO2017163937A1; US20190021692A1; JP6779978B2

Abstract

非侵襲であって測定対象者への負担が小さい肺機能測定装置、肺機能測定方法および肺機能測定プログラムを提供する。
肺機能を評価するためのデータを測定するための肺機能測定装置（１０）であって、肺（Ｌ）の前側および後ろ側のいずれか一方側の体表に固定可能であって肺（Ｌ）に向けて音を出力する音出力部（２０）と、肺（Ｌ）の前側および後ろ側の音出力部（２０）が固定される側と異なる側の体表に固定可能であって音出力部（２０）からの音を検出する音検出部（３０）と、音出力部（２０）によって音が出力されてから音検出部（３０）によって音が検出されるまでの伝達時間（Ｔ）を算出する計測部（５１）と、伝達時間（Ｔ）の変動量（Ｖ）を算出する変動算出部（５２）と、を有する。

Description

本発明は、肺機能を評価するためのデータを測定する肺機能測定装置、肺機能測定方法および肺機能測定プログラムに関する。

心臓の働きが不十分で拍出量の低下が起こると、心臓拍出量を維持する生体の仕組みが働き、拍出量の低下が抑えられる。しかしながら、体のさまざまな部分に負担がかかるため、結果として症状が出現する。心不全とは、病名ではなく、このような「心臓の働きが不十分な結果として生じた体の状態」を示す。

心不全になると、心臓のポンプ機能が低下して十分に血液を送り出せなくなる。このため、心臓から送り出せなくなった血液が、循環系において心臓の直前の臓器に溜まり、症状が現れる。右心不全の場合には、体循環系に症状が現れ、左心不全の場合には、肺循環系に症状が現れる。左心不全の場合、肺から左心へ流れる血液が肺に滞るため、肺の中の血液の液成分が肺組織中に浸み出し、肺がうっ血した状態となる。

心不全の兆候を自覚することは、困難である。このため、心筋梗塞などの急性増悪が起こることで、初めて気付くことが多い。したがって、心不全を監視しやすく、心不全を早期に発見できる方法が望まれる。

このため、肺の状態を計測する様々な装置が提案されている。例えば特許文献１には、心機能を評価するために、音を肺に向かって出力し、反射された音を受信して、肺の状態を計測する装置が記載されている。

特表２０１０−５３４５４８号公報

特許文献１に記載の装置は、体内へ埋め込む必要があり、侵襲性が高く、測定対象者への負担が大きい。

本発明は、上述した課題を解決するためになされたものであり、非侵襲であって測定対象者への負担が小さい肺機能測定装置、肺機能測定方法および肺機能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肺機能測定装置は、肺機能を評価するためのデータを測定するための肺機能測定装置であって、肺の前側および後ろ側のいずれか一方側の体表に固定可能であって肺に向けて音を出力する音出力部と、肺の前側および後ろ側の前記音出力部が固定される側と異なる側の体表に固定可能であって前記音出力部からの音を検出する音検出部と、前記音出力部によって音が出力されてから前記音検出部によって音が検出されるまでの伝達時間を算出する計測部と、前記伝達時間の変動量を算出する変動算出部と、を有する。

上記目的を達成する肺機能測定方法は、肺機能を評価するためのデータを測定するための肺機能測定方法であって、肺の前側および後ろ側のいずれか一方側の体表から肺に向けて音を出力するステップと、肺の前側および後ろ側の音を出力する側と異なる側の体表で音を検出するステップと、音が出力されてから検出されるまでの伝達時間を算出するステップと、前記伝達時間の変動量を算出するステップと、を有する。

上記目的を達成する肺機能測定プログラムは、肺機能を評価するためのデータを測定するためにコンピュータによって実行される肺機能測定プログラムであって、肺に向けて音を出力する音出力部に音を出力させるステップと、音を検出する音検出部から検出結果を受け取るステップと、音を出力させてから検出されるまでの伝達時間を算出するステップと、前記伝達時間の変動量を算出するステップと、を有する。

上記のように構成された肺機能測定装置、肺機能測定方法および肺機能測定プログラムは、肺を通る音の伝達時間を利用して、肺機能の低下の指標となる肺の形状変化を観察するため、非侵襲であって測定対象者への負担が小さい。

実施形態に係る肺機能測定装置を示すブロック図である。測定対象者に肺機能測定装置を取り付けた状態を示す側面図であり、（Ａ）は吸気の状態、（Ｂ）は呼気の状態を示す。測定対象者に肺機能測定装置を取り付けた状態を示す上面図である。肺機能測定装置により計測される伝達時間の時間変化の一例を示すグラフである。肺機能測定装置の制御の流れを示すフローチャートである。警告メッセージが表示された表示部を示す平面図である。肺機能測定装置により算出された変動量の日毎の変化を示すグラフである。

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態を説明する。なお、図面の寸法比率は、説明の都合上、誇張されて実際の比率とは異なる場合がある。

本発明の実施形態に係る肺機能測定装置１０は、肺の前後の一方側から他方側へ音が通過するために必要な時間（伝達時間）を長期的に収集して、例えば１日毎に左心不全の有無を判定できる装置である。肺機能測定装置１０は、測定対象者自身によって日常的に使用され、心臓の状態の変化を長期的に監視することができる。また、医師の指示により２〜３日程度の期間心不全の有無を判定することで、来院時に短時間で観察するよりも精度の高い診断ができる、という短期的な監視用途にも用いることができる。本明細書において、体の“前側”は顔が向いている側を意味し、体の“後ろ側”は背部が向いている側を意味する。なお、本実施形態に係る肺機能測定装置１０は、心機能を評価することを目的として肺機能を測定するものであるが、心機能を評価することを目的とせずに、肺のうっ血の程度を測定するものであってもよい。

肺機能測定装置１０は、図１〜３に示すように、音を出力する音出力部２０と、音を検出する音検出部３０と、制御部５０と、入力部７０と、表示部６０と、角度検出部１１０とを有している。肺機能測定装置１０は、さらに、音出力部２０、音検出部３０および角度検出部１１０を体表に固定するための固定部材８０と、記憶部４０、制御部５０、入力部７０および表示部６０を収容する装置本体９０と、音出力部２０、音検出部３０および角度検出部１１０を装置本体９０に接続するケーブル１００とを備えている。制御部５０および記憶部４０は、プログラムを実行するためのコンピュータを構成する。したがって、肺機能測定装置１０の動作は、プログラムにより実行することができる。

音出力部２０は、音を出力する振動子および増幅器を備えたスピーカである。音出力部２０から出力される音は、音が肺を通過するために必要な時間を計測するために用いられる。音出力部２０は、肺の前側または後ろ側（本実施形態では後ろ側）に固定部材８０により固定される。固定部材８０は、例えば粘着テープである。音出力部２０は、左右の肺Ｌに対応して２つ設けられる。音出力部２０は、制御部５０からの指示で、予め設定された、または入力部７０から入力された間隔（サンプリング周期）で音を出力する。呼吸の際の肺の変形量のデータを得るために、１回の呼吸において複数のサンプリングが行えることが好ましい。サンプリング周期は、特に限定されないが、例えば０．１〜１秒である。なお、音出力部２０は、サンプリング周期で音を出力するのではなく、所定の波形の音を出力し続けてもよい。

音出力部２０から出力される音の周波数は、音が体を通過可能であれば特に限定されず、例えば５０〜５００Ｈｚである。音出力部２０から出力される音の波形は、音検出部３０において検出できれば特に限定されないが、音検出部３０に到達したタイミングを正確に識別できる形状であることが好ましく、例えば正弦波、パルス波等である。また、２つの音出力部２０から出力する音は、音の検出結果からどちらの音出力部２０から出力された音か容易に識別できるように、周波数、波形、出力するタイミング等が異なってもよい。

音検出部３０は、音出力部２０から出力されて肺Ｌを通過した音を検出するためのマイクロフォンである。音検出部３０は、左右の肺Ｌに対応して２つ設けられる。音検出部３０は、肺Ｌの前側および後ろ側のうち、音出力部２０が取り付けられる側の反対側（本実施形態では前側）に固定部材８０により固定される。左の肺Ｌの前側に固定される音検出部３０は、左の肺Ｌの後ろ側に固定される音出力部２０から出力される音を検出する。右の肺Ｌの前側に固定される音検出部３０は、右の肺Ｌの後ろ側に固定される音出力部２０出力される音を検出する。音検出部３０は、検出結果を制御部５０の計測部５１へ送信する。

対をなす音出力部２０および音検出部３０は、左右の肺Ｌを挟む位置であり、かつ呼吸によって距離が変動する位置に固定される。肺Ｌを囲む肋骨Ｒは、肺Ｌの体積変化に応じて、傾きが変化する。各々の肋骨Ｒは、一般的に、後ろ側よりも前側が下がっている。肋骨Ｒは、図２（Ａ）に示すように、吸気の際に傾いて前側が上がる。そして、肋骨Ｒは、図２（Ｂ）に示すように、呼気の際に傾いて前側が下がる。したがって、体の左右の同じ側（図２では左側）のいずれか２本の肋骨Ｒ１、Ｒ２は、体の側面方向から観察すると、略平行四辺形を構成する。上側の肋骨Ｒ１の後ろ側の位置Ｐ１と、下側の肋骨Ｒ２の前側の位置Ｐ２の間の距離Ｙは、肋骨Ｒ１、Ｒ２の傾きの変化に伴って変動する。すなわち、距離Ｙは、図２（Ａ）に示すように、吸気の際に長くなり、図２（Ｂ）に示すように、呼気の際に短くなる。したがって、音出力部２０および音検出部３０は、呼吸によって距離Ｙが変動しやすいように、異なる肋骨Ｒ１、Ｒ２の端部の前側および後ろ側に固定されることが好ましい。そして、音出力部２０および音検出部３０を固定する体表の位置は、毎回同じとすることが好ましい。なお、音出力部２０および音検出部３０を固定する位置は、呼吸により距離が変動する位置であれば特に限定されない。したがって、音出力部２０および音検出部３０を固定する位置は、肋骨Ｒ１、Ｒ２の位置に正確に対応させなくてもよい。例えば、音出力部２０および音検出部３０は、隣接する２本の肋骨Ｒの間に固定されてもよい。

角度検出部１１０は、水平面に対する体の長軸の傾斜角度θを検出するセンサである。角度検出部１１０は、検出した信号を、ケーブル１００を介して制御部５０へ送信する。角度検出部１１０を固定する位置は、体の傾きを良好に計測できれば、特に限定されない。角度検出部１１０は、体の傾斜角度θを検出できれば特に限定されないが、例えば加速度センサである。

装置本体９０は、図１、２に示すように、ケーブル１００により音出力部２０、音検出部３０および角度検出部１１０と接続されている。装置本体９０は、例えばベルト等により測定対象者に取り付けられる。

記憶部４０は、制御部５０にて実行される測定プログラムなどの各種動作プログラムや、各種パラメータ（閾値など）を格納する。記憶部４０は、さらに、音検出部３０および角度検出部１１０で検出されたデータと、制御部５０にて算出されたデータを格納する。

制御部５０は、計測部５１と、変動算出部５２、警告判定部５３とを含んでいる。制御部５０は、ＣＰＵ（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）および動作プログラムにより構成される。制御部５０は、音出力部２０、音検出部３０、角度検出部１１０、記憶部４０、計測部５１、変動算出部５２、警告判定部５３、入力部７０および表示部６０の動作を統括的に制御する。

計測部５１は、音出力部２０へ信号を送信して音を出力させる。計測部５１は、音検出部３０から検出データを受け取る。計測部５１は、音検出部３０から検出データを受け取ると、検出データから、音出力部２０が出力した音を特定する。例えば、計測部５１は、音検出部３０から取得した検出データを周波数分析し、音出力部２０から出力した音と同じ周波数成分の振幅値を算出する。計測部５１は、算出した振幅値が予め設定された閾値を超える場合に、音出力部２０から出力された音が到達したことを特定できる。また、計測部５１は、周波数分析せずに、振幅が予め設定された閾値を超えるパルス波等を識別し、音出力部２０から出力された音が到達したことを特定することもできる。計測部５１は、音出力部２０から出力された音が検出されたことを特定した後、音出力部２０によって音が出力されてから音検出部３０で音が検出されるまでの伝達時間Ｔを算出する。計測部５１は、左右の肺Ｌに対応した各々の音出力部２０および音検出部３０から、各々の伝達時間Ｔを算出する。

さらに、計測部５１は、音検出部３０で音を検出する際に、角度検出部１１０から傾斜角度θの検出データを受け取る。計測部５１は、伝達時間Ｔ、傾斜角度θおよび計測を行った時間ｔを記憶部４０に記憶させる。

変動算出部５２は、所定の測定時間（例えば２４時間）の間に記録された伝達時間Ｔのデータから、伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出する。伝達時間Ｔの時系列データは、肺の内部構造での音の屈折等の影響により、細かい変動（例えば、数百Ｈｚ）がある。呼吸による変動成分は、数Ｈｚであるため、変動算出部５２は、伝達時間Ｔをローパスフィルタに通し、呼吸成分のみを取得する。なお、変動算出部５２は、伝達時間Ｔにフィルター処理を施さなくてもよい。変動算出部５２は、フィルター処理を施した伝達時間Ｔの時系列波形から、図４に示すように、呼吸毎の伝達時間Ｔの単位変動量Ｕを算出する。変動算出部５２は、測定時間（例えば２４時間）内の複数の単位変動量Ｕの平均値を算出し、変動量Ｖとする。変動量Ｖは、測定時間内の肺の変形の大きさに対応した評価値である。図４中の曲線Ｔ１のように、変動量Ｖが小さいことは、心機能が低下して肺がうっ血し、呼吸に伴う肺の変形が抑制されていることを示す。また、図４中の曲線Ｔ２のように、変動量Ｖが大きいことは、心機能が正常で肺がうっ血せず、呼吸に伴う肺の変形が円滑であることを示す。すなわち、変動量Ｖが小さいほど、心機能に異常がある可能性が高い。変動量Ｖは、本実施形態においては、左右の肺Ｌに応じて１つずつ算出される。

なお、肺の状態は、体の傾斜角度θに依存する。例えば、立った状態（θ＝９０度）と寝た状態（θ＝０度）では、作用する重力の方向が異なるため、肺Ｌは、形状が変化し、間質液の位置も変化する。このため、体の傾斜角度θが変化すると、伝達時間Ｔも変化する可能性がある。したがって、変動算出部５２は、記憶部４０から伝達時間Ｔとともに傾斜角度θを読み出し、傾斜角度θが所定の条件を満たす場合の伝達時間Ｔのみを選別して、単位変動量Ｕおよび変動量Ｖを算出することができる。これにより、変動算出部５２は、所定の範囲内の姿勢で計測された伝達時間Ｔを算出できるため、高い精度の単位変動量Ｕおよび変動量Ｖを算出できる。傾斜角度θの条件は、例えば、以下の式（１）の通りである。
４５度≦θ≦９０度式（１）

また、変動算出部５２は、伝達時間Ｔの変動量Ｖに音速を乗じることで、音出力部２０と音検出部３０の間の距離の変動量を算出することもできる。

警告判定部５３は、変動算出部５２で算出された変動量Ｖを、閾値と比較する。閾値は、例えば、予め記憶部４０に設定されているか、入力部７０から入力されるか、または、過去のデータから算出される。警告判定部５３は、変動量Ｖが閾値よりも低い場合、肺の変形が小さく、心機能（または肺機能）に異常があると判定する。また、警告判定部５３は、変動量Ｖが閾値以上である場合、肺の変形が大きく、心機能（または肺機能）が正常であると判定する。警告判定部５３は、心機能に異常があると判定した場合、表示部６０に判定結果を表示させる。なお、警告判定部５３の閾値は、例えば、一般の人の平均的な値の下限値であってもよく、または、測定対象者の過去の数か月分の平均値に係数を乗じた値であってもよい。

警告判定部５３は、左右の肺Ｌに応じた２つの変動量Ｖを別々に判定することができる。また、警告判定部５３は、両方の肺Ｌの変動量Ｖの平均値を用いて、判定を行ってもよい。また、警告判定部５３は、左右の肺Ｌに応じた２つの変動量Ｖを別々に判定したのち、いずれか一方で異常がある場合に、心機能に異常があると判定してもよい。また、警告判定部５３は、左右の肺Ｌに応じた２つの変動量Ｖを別々に判定したのち、両方で異常がある場合に、心機能に異常があると判定してもよい。

入力部７０は、測定対象者が入力操作を行う部位である。入力部７０は、例えば、スイッチ、ボタン等を有している。また、入力部は、タッチパネル、キーボード、マウス等であってもよい。入力部７０は、各種パラメータ（閾値、サンプリング周期、判定方法など）の入力や再設定、測定の開始や終了、表示する計測結果や算出結果の選択、表示するグラフや表の選択等に使用される。

表示部６０は、例えばＬＣＤ（ＬｉｑｕｉｄＣｒｙｓｔａｌＤｉｓｐｌａｙ）や有機ＥＬ（Ｅｌｅｃｔｒｏ−Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）ディスプレイ等のディスプレイデバイスである。表示部６０は、入力部７０を兼ねたタッチパネルであってもよい。表示部６０は、入力部７０に入力した値、計測結果、算出結果、判定結果等を、文字、数値、表またはグラフ等で表示できる。

次に、本実施形態に係る肺機能測定装置１０を用いた測定方法を、図５に示すフローチャートを参照しつつ説明する。

まず、測定対象者は、図２、３に示すように、左右の肺Ｌの後ろ側の体表に、音出力部２０を固定する。次に、測定対象者は、左右の肺Ｌの前側の体表に、音検出部３０を固定する。次に、測定対象者は、体の長軸を検出できる場所に、角度検出部１１０を固定する。音出力部２０および音検出部３０を固定する位置は、呼吸によって距離が変動する位置とする。次に、測定対象者は、装置本体９０の入力部７０を操作し、測定時間等のパラメータを入力し、計測を開始する。

制御部５０は、入力部７０から計測を開始することを示す情報を受け取った後、計測を開始する。これにより、制御部５０の計測部５１が、音出力部２０に信号を送り、サンプリング周期毎に音を出力させる（ステップ１）。次に、計測部５１は、音検出部３０から検出結果を受信する（ステップ２）。次に、計測部５１は、取得した検出データから、音出力部２０が出力した音を特定する。次に、計測部５１は、角度検出部１１０から傾斜角度θの検出結果を受信する（ステップ３）。続いて、計測部５１は、左右の肺Ｌの各々において、音出力部２０から音が出力されてから音検出部３０で音が検出されるまでの伝達時間Ｔを算出する（ステップ４）。この後、計測部５１は、記憶部４０に伝達時間Ｔ、傾斜角度θおよび計測した時間ｔを記憶させる（ステップ５）。制御部５０は、所定の計測時間が経過すると、音出力部２０からの音の出力を停止させ、音検出部３０および角度検出部１１０による検出を停止させる（ステップ６）。

次に、変動算出部５２が、記憶部４０に記憶された伝達時間Ｔ、傾斜角度θおよび計測した時間ｔを読み込む。変動算出部５２は、伝達時間Ｔにフィルター処理を施す。次に、変動算出部５２は、フィルター処理を施した伝達時間Ｔから、呼吸毎の伝達時間Ｔの単位変動量Ｕを算出する（ステップ７）。変動算出部５２は、傾斜角度θが所定の範囲内にある時間ｔを特定し、この時間ｔに対応する単位変動量Ｕを選別する（ステップ８）。続いて、変動算出部５２は、選別した複数の単位変動量Ｕを平均化し、変動量Ｖを算出する（ステップ９）。

次に、警告判定部５３が、変動算出部５２で算出されたその日の変動量Ｖが正常か否かを判定する（ステップ１０）。警告判定部５３は、変動量Ｖを異常と判定した場合、図６に示すように、表示部６０に、警告メッセージを表示させる（ステップ１１）。この後、制御部５０は、算出した単位変動量Ｕ、変動量Ｖ、傾斜角度θ、異常の有無を、記憶部４０に記憶させる（ステップ１２）。これにより、肺機能測定装置１０による１日分の計測が完了する。なお、警告メッセージの内容は、適宜設定できる。

制御部５０は、図７に示すように、計測された変動量Ｖの時間変化を、過去のデータとともに、表示部６０に表示させることができる。制御部５０は、表示部６０に表示させるグラフに、変動量Ｖの正常値の下限Ｂ（閾値）を線で表示できる。このグラフにおいて、変動量Ｖが下限Ｂよりも低くなると、心不全または心不全の可能性があると判定される。このように、心不全の進行の程度を、変動量Ｖを心機能の低下を示す指標として、測定対象者自身が長期にわたって容易に監視できる。

以上のように、本実施形態に係る肺機能測定装置１０は、肺機能を評価するためのデータを測定するための肺機能測定装置１０であって、肺Ｌの前側および後ろ側のいずれか一方側の体表に固定可能であって肺Ｌに向けて音を出力する音出力部２０と、肺Ｌの前側および後ろ側の音出力部２０が固定される側と異なる側の体表に固定可能であって音出力部２０からの音を検出する音検出部３０と、音出力部２０によって音が出力されてから音検出部３０によって音が検出されるまでの伝達時間Ｔを算出する計測部５１と、伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出する変動算出部５２と、を有する。

上記のように構成された肺機能測定装置１０は、体表に取り付ける音出力部２０および音検出部３０によって測定される伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出できる。これにより、心機能の低下の指標となる肺の形状変化の大きさを、変動量Ｖにより観察でき、心機能の監視が容易となる。また、肺機能測定装置１０は、非侵襲であり、かつ非常にコンパクトに構成できるため、持ち運びおよび操作が容易となり、長期的に監視を継続しても生活に支障が生じず、測定対象者への負担が小さい。

また、肺機能測定装置１０は、変動量Ｖを記憶可能な記憶部４０をさらに有し、異なる時間に測定されて算出された変動量Ｖを比較可能である。これにより、心機能の時間変化を観察できるため、心機能を長期的かつ容易に監視できる。

また、音出力部２０および音検出部３０は、体の前後の上下方向に異なる位置であって、異なる肋骨Ｒに対応する位置に固定可能である。これにより、呼吸によって音出力部２０および音検出部３０の距離が良好に変化し、変動量Ｖを精度よく算出できる。

また、変動算出部５２は、一呼吸毎の単位変動量Ｕを算出し、複数の単位変動量Ｕの平均値を変動量Ｖとする。これにより、呼吸毎の測定のばらつきを除去し、観察に適した変動量Ｖを得ることができる。

また、肺機能測定装置１０は、算出された変動量Ｖを下限Ｂ（閾値）と比較し、警告を出すか否かを判定する警告判定部５３をさらに有する。これにより、心不全の有無の判定が自動で行われ、心不全の有無の監視が容易となる。

また、本発明は、心不全の有無を判定するためのデータを測定するための肺機能測定方法をも含む。本肺機能測定方法は、肺Ｌの前側および後ろ側のいずれか一方側の体表に固定可能であって肺Ｌに向けて音を出力するステップと、肺Ｌの前側および後ろ側の音出力部２０が固定される側と異なる側の体表で音を検出するステップと、音が出力されてから検出されるまでの伝達時間Ｔを算出するステップと、伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出するステップと、を有する。

上記のように構成された肺機能測定方法は、肺を通過する音の伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出できる。これにより、心機能の低下の指標となる肺の形状変化の大きさを、変動量Ｖにより観察でき、心機能の監視が容易となる。また、本肺機能測定方法は、非侵襲であり、肺を通過する音の伝達時間Ｔの変動量Ｖにより心機能を観察するため、長期的に監視を継続しても生活に支障が生じず、測定対象者への負担が小さい。

また、肺機能測定方法は、変動量Ｖを記憶部４０に記憶させるステップと、異なる時間に測定されて算出された変動量Ｖを記憶部４０から読み出して比較するステップと、をさらに有する。これにより、心機能の時間変化を観察できるため、心機能を長期的かつ容易に監視できる。

また、肺機能測定方法は、音を出力するステップの前に、音出力部２０および音検出部３０を、体の前後の上下方向に異なる位置であって、異なる肋骨Ｒに対応する位置に固定するステップをさらに有する。これにより、呼吸によって音出力部２０および音検出部３０の距離が良好に変化し、変動量Ｖを精度よく算出できる。

また、肺機能測定方法は、算出された変動量Ｖを下限Ｂ（閾値）と比較し、警告を出すか否かを判定するステップをさらに有する。これにより、心不全の有無の判定を自動で行うことができ、心不全の有無の監視が容易となる。

また、本発明は、心不全の有無を判定するためのデータを測定するためにコンピュータによって実行される肺機能測定プログラムをも含む。本肺機能測定プログラムは、肺Ｌに向けて音を出力する音出力部２０に音を出力させるステップと、音を検出する音検出部３０から検出結果を受け取るステップと、音を出力させてから検出されるまでの伝達時間Ｔを算出するステップと、伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出するステップと、を有する。

上記のように構成された肺機能測定プログラムは、肺を通過する音の伝達時間Ｔの変動量Ｖを算出できる。これにより、心機能の低下の指標となる肺の形状変化の大きさを、変動量Ｖにより観察でき、心機能の監視が容易となる。また、本肺機能測定方法は、非侵襲であり、肺を通過する音の伝達時間Ｔの変動量Ｖにより心機能を観察するため、長期的に監視を継続しても生活に支障が生じず、測定対象者への負担が小さい。

また、肺機能測定プログラムは、変動量Ｖを記憶部４０に記憶させるステップと、異なる時間に測定されて算出された変動量Ｖを記憶部４０から読み出して比較するステップと、をさらに有する。これにより、心機能の時間変化を観察できるため、心機能を長期的かつ容易に監視できる。

また、肺機能測定プログラムにおいて、音出力部２０および音検出部３０は、体の前後の上下方向に異なる位置であって、異なる肋骨に対応する位置に固定されている。これにより、呼吸によって音出力部２０および音検出部３０の距離が良好に変化し、変動量Ｖを精度よく算出できる。

また、肺機能測定プログラムは、算出された変動量Ｖを予め設定された下限Ｂ（閾値）と比較し、警告を出すか否かを判定するステップをさらに有する。これにより、心不全の有無の判定を自動で行うことができ、心不全の有無の監視が容易となる。

なお、本発明は、上述した実施形態のみに限定されるものではなく、本発明の技術的思想内において当業者により種々変更が可能である。例えば、装置本体は、例えばスマートフォンやタブレット端末などの携帯用端末およびアプリケーション（プログラム）により構成されたり、インターネットに接続されたサーバーコンピューター端末およびアプリケーション（プログラム）により構成されてもよい。音出力部、音検出部および角度検出部は、例えばＮＦＣ（ＮｅａｒＦｉｅｌｄＣｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ）やＷｉｆｉ（登録商標）などの通信技術を用いて、装置本体と無線で接続されてもよい。また、音出力部、音検出部および角度検出部は、装置本体と一体であってもよい。また、肺機能測定装置１０は、測定対象者が自分で使用することを想定した装置であるが、医師や看護師などの医療従事者が測定対象者のために使用してもよい。

また、上述の実施形態では、左右の肺Ｌの両方で計測を行っているが、左右の肺Ｌのいずれか一方でのみ計測を行ってもよい。また、左右の肺Ｌの各々に、複数の音検出部３０が設けられてもよい。肺Ｌと肋骨Ｒの間に隙間が空くと、音を検出できない可能性がある。しかしながら、複数の音検出部３０があれば、１つの音検出部３０で音を検出できない場合に、他の音検出部３０の検出結果を用いて、データを補完することができる。また、角度検出部は、設けられなくてもよい。また、上述の実施形態では、呼吸毎の複数の単位変動量Ｕを平均化して、変動量Ｖを算出しているが、一回の呼吸の単位変動量Ｕを変動量Ｖとすることもできる。また、変動量Ｖは、複数の単位変動量Ｕの平均値ではなく、中央値や最頻値であってもよい。

さらに、本出願は、２０１６年３月２３日に出願された日本特許出願番号２０１６−５８３６４号に基づいており、それらの開示内容は、参照され、全体として、組み入れられている。

１０肺機能測定装置、
２０音出力部、
３０音検出部、
４０記憶部、
５０制御部、
５１測定部、
５２変動算出部、
５３警告判定部、
６０入力部、
７０表示部、
Ｂ下限（閾値）、
Ｈ内頸静脈圧、
Ｌ肺、
Ｒ肋骨、
ｔ時間、
Ｔ伝達時間、
Ｕ単位変動量、
Ｖ変動量。

Claims

肺機能を評価するためのデータを測定するための肺機能測定装置であって、
肺の前側および後ろ側のいずれか一方側の体表に固定可能であって肺に向けて音を出力する音出力部と、
肺の前側および後ろ側の前記音出力部が固定される側と異なる側の体表に固定可能であって前記音出力部からの音を検出する音検出部と、
前記音出力部によって音が出力されてから前記音検出部によって音が検出されるまでの伝達時間を算出する計測部と、
前記伝達時間の変動量を算出する変動算出部と、を有する肺機能測定装置。
前記変動量を記憶可能な記憶部をさらに有し、
異なる時間に測定されて算出された前記変動量を比較可能である請求項１に記載の肺機能測定装置。
前記音出力部および音検出部は、体の前後の上下方向に異なる位置であって、異なる肋骨に対応する位置に固定可能である請求項１または２に記載の肺機能測定装置。
前記変動算出部は、一呼吸毎の単位変動量を算出し、複数の前記単位変動量の平均値、中央値または最頻値を変動量とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の肺機能測定装置。
肺機能を評価するためのデータを測定するための肺機能測定方法であって、
肺の前側および後ろ側のいずれか一方側の体表から肺に向けて音を出力するステップと、
肺の前側および後ろ側の音を出力する側と異なる側の体表で音を検出するステップと、
音が出力されてから検出されるまでの伝達時間を算出するステップと、
前記伝達時間の変動量を算出するステップと、を有する肺機能測定方法。
前記変動量を記憶部に記憶させるステップと、
異なる時間に測定されて算出された前記変動量を前記記憶部から読み出して比較するステップと、をさらに有する請求項５に記載の肺機能測定方法。
前記音を出力するステップの前に、前記音出力部および音検出部を、体の前後の上下方向に異なる位置であって、異なる肋骨に対応する位置に固定するステップをさらに有する請求項５または６に記載の肺機能測定方法。
肺機能を評価するためのデータを測定するためにコンピュータによって実行される肺機能測定プログラムであって、
肺に向けて音を出力する音出力部に音を出力させるステップと、
音を検出する音検出部から検出結果を受け取るステップと、
音を出力させてから検出されるまでの伝達時間を算出するステップと、
前記伝達時間の変動量を算出するステップと、を有する肺機能測定プログラム。
前記変動量を記憶部に記憶させるステップと、
異なる時間に測定されて算出された前記変動量を前記記憶部から読み出して比較するステップと、有する請求項８に記載の肺機能測定プログラム。
前記音出力部および音検出部は、体の前後の上下方向に異なる位置であって、異なる肋骨に対応する位置に固定されている請求項８または９に記載の肺機能測定プログラム。