WO2017022428A1 - 胸腔内圧算出装置、及び胸腔内圧算出方法 - Google Patents

胸腔内圧算出装置、及び胸腔内圧算出方法 Download PDF

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理江 大崎
慎也 黒澤
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    • A61B5/038—Measuring oral pressure

Definitions

  • This disclosure relates to a technique for calculating intrathoracic pressure.
  • an intrathoracic pressure calculation device including a pulse wave acquisition unit that acquires a pulse wave signal representing a pulse wave of a subject, and an estimation unit that estimates the intrathoracic pressure of the subject based on the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit Is known (see Patent Document 1).
  • the estimation unit of the intrathoracic pressure calculation device described in Patent Document 1 creates a first envelope that connects the peaks of one pulse wave represented by a pulse wave signal, and connects the peaks of the first envelope. Create a second envelope. And an estimation part estimates the difference of a 1st envelope and a 2nd envelope as an intrathoracic pressure signal showing a test subject's intrathoracic pressure.
  • the intrathoracic pressure signal estimated by the intrathoracic pressure calculation device described in Patent Document 1 represents a change in pressure by a relative change, and indicates a relative value of the intrathoracic pressure.
  • Calibration is performed by multiplying the intrathoracic pressure signal by the calibration coefficient.
  • the calibration coefficient is calculated in advance based on the correspondence between the measured intraoral pressure of the subject and the intrathoracic pressure signal, assuming that the intraoral pressure of the subject is equal to the intrathoracic pressure of the subject.
  • This disclosure is intended to provide a technique for improving the calculation accuracy of intrathoracic pressure.
  • the intrathoracic pressure calculation device includes a pulse wave acquisition unit that acquires a pulse wave signal obtained by measuring the pulse wave of the subject along the time axis.
  • the intrathoracic pressure calculation device further includes an intrathoracic pressure calculation unit that calculates the intrathoracic pressure of the subject based on the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit.
  • the intrathoracic pressure calculation device is an intraoral pressure signal representing the magnitude of the intraoral pressure of the subject when the subject performs breathing with different depths along the time axis, and the pulse wave acquired by the pulse wave acquisition unit
  • An intraoral pressure acquisition unit that acquires an intraoral pressure signal associated with the signal along the time axis is further provided.
  • the intrathoracic pressure calculation device is configured to preset the intraoral pressure represented by the intraoral pressure signal based on the intraoral pressure signal acquired by the intraoral pressure acquisition unit and the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit.
  • the intrathoracic pressure calculation unit multiplies the estimated intrathoracic pressure, which is a relative value of the intrathoracic pressure estimated based on the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit, by the calibration coefficient calculated by the coefficient calculation unit, The absolute value of the intrathoracic pressure of the subject is calculated.
  • the intrathoracic pressure calculation method includes a pulse wave acquisition procedure for acquiring a pulse wave signal obtained by measuring a subject's pulse wave along a time axis.
  • the intrathoracic pressure calculation method further includes an intrathoracic pressure calculation procedure for calculating the intrathoracic pressure of the subject based on the pulse wave signal acquired in the pulse wave acquisition procedure.
  • the intrathoracic pressure calculation method is an intraoral pressure signal representing the magnitude of the intraoral pressure of the subject when the subject breathes at different depths along the time axis, and the pulse wave acquired in the pulse wave acquisition procedure
  • An intraoral pressure acquisition procedure for acquiring an intraoral pressure signal associated with the signal along the time axis is further included.
  • the intrathoracic pressure calculation method is based on the intraoral pressure signal acquired in the intraoral pressure acquisition procedure and the pulse wave signal acquired in the pulse wave acquisition procedure, and the intraoral pressure represented by the intraoral pressure signal is preset.
  • the intrathoracic pressure calculation procedure by multiplying the estimated intrathoracic pressure, which is a relative value of the intrathoracic pressure estimated based on the pulse wave signal acquired in the pulse wave acquisition procedure, by the calibration coefficient calculated in the coefficient calculation procedure, The absolute value of the intrathoracic pressure of the subject is calculated.
  • the drawing It is a block diagram showing a schematic configuration of the intrathoracic pressure calculation system, It is an explanatory view showing a schematic configuration of a respiratory function testing device, It is a flowchart which shows the process sequence of a support process, (A) is a figure explaining an example of an ideal breathing mode, (B) is a figure explaining other examples of an ideal breathing mode, It is explanatory drawing explaining the process outline of a support process, It is a flowchart which shows the process sequence of a coefficient calculation process, (A) is an explanatory diagram showing the transition of the intraoral pressure due to breathing, (B) is an explanatory diagram showing the transition of the estimated intrathoracic pressure due to breathing, It is explanatory drawing explaining the method of calculating a calibration coefficient, It is a flowchart showing a processing procedure of intrathoracic pressure calculation processing, and It is a graph of the experimental result which shows the basic concept of the
  • the intrathoracic pressure calculation system 1 shown in FIG. 1 converts the estimated intrathoracic pressure estimated based on the pulse wave signal representing the pulse wave of the subject 60 (see FIG. 2) into the absolute value of the intrathoracic pressure of the subject 60. It is.
  • the intrathoracic pressure is a pressure in the thoracic space of the subject 60.
  • the estimated intrathoracic pressure represents a change in pressure based on a relative change in the amplitude of the pulse wave signal, and is a relative value of the intrathoracic pressure.
  • the ideal breathing mode referred to here is an ideal breathing mode in which the intraoral pressure, the ventilation volume, and the pulse wave signal necessary for executing the coefficient calculation process are measured.
  • the ideal breathing referred to here is resting breathing, but may be other breathing.
  • the ideal breathing mode is one of the resting breathing modes performed by the subject 60, and is defined in advance as a breathing mode in which breathing with different depths is performed a plurality of times.
  • the amount of ventilation when performing a plurality of breaths is changed while the magnitude of the resistance set by the resistance setting unit 56 of the respiratory function testing device 50 is made constant. It is possible.
  • the ventilation amount may be defined so as to decrease as time progresses, or as shown in FIG. 4 (B), the ventilation varies depending on the time axis. The amount may be specified randomly. As for the ventilation amount in these cases, it is preferable that a flow rate of at least two stages is set.
  • the respiratory function testing device 50 every time the subject 60 performs a necessary number of resting breaths with the ventilation amount when the subject 60 breathes constant, the respiratory function testing device 50 It is conceivable to change the magnitude of the resistance set by the resistance setting unit 56.
  • the magnitude of the resistance set by the resistance setting unit 56 is preferably at least two stages.
  • the notification device 10 that has acquired the notification signal notifies the ideal breathing mode indicated by the acquired notification signal.
  • the display device 12 displays, as an ideal breathing mode, a correspondence relationship between the respiratory volume (that is, the ventilation volume) and the time that the subject 60 should inhale and exhale as shown in FIG.
  • the ideal breathing mode displayed by the display device 12 may display a tracking marker that represents a guideline when the subject 60 breathes along the time axis.
  • the notification device 10 that has acquired the notification signal may output the ideal breathing mode indicated by the acquired notification signal by voice.
  • the subject 60 breathes so as to approach the ideal breathing mode.
  • the control unit 34 acquires a respiratory signal and stores it in the storage unit 32 (S130).
  • the respiration signal here is the state of respiration actually performed by the subject 60.
  • This respiration signal is a result measured by the pressure sensor 22 and the flow sensor 24. That is, the respiratory signal includes an intraoral pressure signal and a change in the ventilation amount.
  • the intraoral pressure signal is a result measured by the pressure sensor 22 and becomes a signal representing the transition of the intraoral pressure of the subject 60 by repeatedly executing S130 in the support process.
  • the control part 34 acquires a pulse wave signal, and memorize
  • the pulse wave signal referred to here is a result measured by the pulse wave sensor 18.
  • This pulse wave signal is a signal representing the transition of the pulse wave when the subject 60 is actually breathing by repeatedly executing S140 in the support process.
  • the pulse wave signal acquired in S140 of the present embodiment is associated with at least the intraoral pressure signal acquired in S130 along the time axis.
  • the control unit 34 outputs the breathing signal acquired in S130 to the notification device 10 (S150).
  • the notification device 10 that has acquired the respiration signal notifies the acquired respiration signal.
  • the display device 12 displays the actual breathing state based on the transition of the ventilation amount in the breathing signal superimposed on the ideal breathing mode.
  • the actual breathing state referred to here is a breathing state represented by a ventilation amount and an intraoral pressure, and is a breathing state actually performed by the subject 60.
  • control unit 34 determines whether or not the actual breathing state is included in the range allowed as the ideal breathing mode (S160). As a result of the determination in S160, if the actual breathing mode is included in the range allowed as the ideal breathing mode (S160: YES), the control unit 34 shifts the support process to S180 described later in detail. .
  • the notification device 10 that has acquired the caution information notifies that the actual breathing mode is not included in the range allowed as the ideal breathing mode.
  • advice for bringing the actual breathing mode closer to the ideal breathing mode can be considered.
  • control unit 34 returns the support process to S120 and executes the subsequent steps in the support process.
  • the control unit 34 determines that the number of breaths performed by the subject 60 is S110 in S180 that is shifted when the actual breathing mode is included in the range allowed as the ideal breathing mode. It is determined whether or not the set number of times set in step 1 has been reached. As a result of the determination in S180, if the number of breaths has not reached the number of times setting value (S180: NO), the control unit 34 returns the support process to S120, and executes the subsequent steps in the support process.
  • the control unit 34 ends the support process. That is, in the support process, the control unit 34 notifies the ideal breathing mode. Then, during the period in which the subject 60 is breathing, the control unit 34 senses the intraoral pressure, the ventilation amount, and the pulse wave. Further, in the support process, the sensing results are stored in association with each other along the time axis.
  • the coefficient calculation process is started when a calculation start command is input via the input receiving device 16.
  • the calculation start command is a command for starting the coefficient calculation process.
  • the control unit 34 acquires the respiratory signal stored in S130 of the support process (S210). Subsequently, the control unit 34 calculates the amount of change in the intraoral pressure for each breath based on the intraoral pressure signal among the respiratory signals acquired in S210 (S220).
  • the control unit 34 determines the peak of the intraoral pressure signal in each breath and the first in the transition of the intraoral pressure represented by the intraoral pressure signal.
  • the difference from the reference value is calculated as the amount of change in the intraoral pressure in each breath.
  • the 1st reference value said here is the value of the intraoral pressure set beforehand.
  • a pressure value equal to the atmospheric pressure that is, “0” shown in FIG. 7A
  • an intraoral pressure at the end of expiration are conceivable.
  • control unit 34 acquires the pulse wave signal stored in S140 of the support process (S230). Subsequently, the control unit 34 calculates an estimated intrathoracic pressure based on the pulse wave signal acquired in S230 (S240).
  • a method for estimating the estimated intrathoracic pressure in S240 a well-known method may be used, and detailed description thereof is omitted.
  • an example of an estimated method for estimating the intrathoracic pressure is described in JP-A-2002-355227.
  • a method can be considered. That is, in estimating the estimated intrathoracic pressure, first, a first envelope connecting the amplitude peaks in one pulse wave represented by the pulse wave signal is created, and a second envelope connecting the peaks of the first envelope is generated. Create an envelope. Then, the difference between the first envelope and the second envelope may be calculated as the estimated intrathoracic pressure.
  • the control unit 34 calculates the amount of change in the estimated intrathoracic pressure for each breath based on the estimated intrathoracic pressure calculated in S240 (S250). Specifically, in S250 of the present embodiment, as shown in FIG. 7B, the control unit 34 calculates the difference between the peak of the estimated intrathoracic pressure in each breath and the second reference value as the estimated intrathoracic pressure in each breath. The amount of change is calculated.
  • the second reference value referred to here is a preset value of the estimated intrathoracic pressure. As an example of the second reference value, a pressure value equal to the atmospheric pressure (that is, “0” shown in FIG. 7B) or an intrathoracic pressure at the end of expiration is conceivable.
  • control unit 34 calculates a correspondence relationship between the change amount of the intraoral pressure and the change amount of the estimated intrathoracic pressure by a linear expression (S260).
  • S260 a linear expression
  • the amount of change in the intraoral pressure calculated in S220 and the amount of change in the estimated intrathoracic pressure calculated in S250 are two-dimensionally calculated for the same breath. Expand (plot) on a plane.
  • the well-known linear regression analysis which calculates
  • a typical example of this linear regression analysis is the least square method.
  • a linear expression representing the correspondence between the amount of change in the intraoral pressure and the amount of change in the estimated intrathoracic pressure is calculated.
  • the control unit 34 sets the linear inclination ⁇ calculated in S260 as a calibration coefficient (S270). That is, in S270 of the coefficient calculation process, the ratio of the variation amount of the variation amount from the estimated intrathoracic pressure to the variation amount of the variation amount of the intraoral pressure is set as the calibration coefficient.
  • the ratio of the change amount of the change amount from the estimated intrathoracic pressure to the change amount of the change amount of the intraoral pressure is an inclination ⁇ between the change amount of the intraoral pressure and the change amount of the estimated intrathoracic pressure.
  • the intrathoracic pressure calculation process is activated when an internal pressure calculation activation command is input via the input receiving device 16.
  • the internal pressure calculation start command is a command for starting the intrathoracic pressure calculation process.
  • the control unit 34 first acquires a pulse wave (pulse wave signal) detected by the pulse wave sensor 18 (S310).
  • the control unit 34 calculates an estimated intrathoracic pressure based on the pulse wave acquired in S310 (S320).
  • S320 As the estimation method of the estimated intrathoracic pressure in S320, a well-known method may be used as in S240 of the coefficient calculation process, and a detailed description thereof will be omitted here.
  • the method described in 2002-355227 is conceivable. That is, in the estimation of the estimated intrathoracic pressure, first, a first envelope connecting the peaks of one pulse wave represented by the pulse wave signal is created, and a second envelope connecting the peaks of the first envelope is created. Create Then, the difference between the first envelope and the second envelope may be calculated as the estimated intrathoracic pressure.
  • the control unit 34 calculates the absolute value of the estimated intrathoracic pressure of the subject 60 (S330). Specifically, in S330 of the present embodiment, the absolute value of the intrathoracic pressure of the subject 60 is calculated by multiplying the estimated intrathoracic pressure calculated in S320 by the calibration coefficient set in S270 of the coefficient calculation process.
  • control unit 34 determines whether or not an input of an end command for ending the intrathoracic pressure calculation process has been received (S340). If no termination command is received as a result of this determination (S340: NO), the intrathoracic pressure calculation process is returned to S310, and the absolute value of the intrathoracic pressure of the subject 60 is calculated based on the newly acquired pulse wave.
  • the amount of change from the first reference value of the oral pressure of the subject 60 in the breathing at rest is the magnitude of the resistance between the oral cavity and the chest cavity. Regardless, it was found that the amount of change in the intrathoracic pressure was equal to the amount of change from the second reference value.
  • the variation amount of the change amount from the second reference value of the amplitude of the pulse wave signal with respect to the variation amount of the variation amount from the first reference value of the intraoral pressure is derived as a calibration coefficient.
  • the calibration coefficient that is multiplied by the estimated intrathoracic pressure in the intrathoracic pressure calculation process is a correction coefficient that converts the relative value of the intrathoracic pressure into the absolute value of the intrathoracic pressure, regardless of the magnitude of the resistance between the oral cavity and the thoracic cavity. It is.
  • the intrathoracic pressure calculation process the calculation accuracy of the intrathoracic pressure can be improved.
  • the coefficient calculation process the inclination ⁇ between the change amount from the first reference value of the intraoral pressure and the change amount from the second reference value of the estimated intrathoracic pressure in each of two or more breaths with different depths is calibrated. Is derived as an application coefficient.
  • the calibration coefficient can be reliably calculated by a simple method. Further, in the support process, the ideal breathing mode is notified. Therefore, the subject 60 can recognize the ideal breathing mode and can breathe in a mode close to the ideal breathing mode.
  • a pulse wave signal and an intraoral pressure signal measured during a period when the ideal breathing mode is reported, that is, when the subject 60 is breathing in the ideal breathing mode are acquired. Since the calibration coefficient is obtained in the coefficient calculation process based on the pulse wave signal and the intraoral pressure signal acquired in this manner, the calculation accuracy of the calibration coefficient can be further increased.
  • the resistance setting unit 56 of the respiratory function test device 50 is set every time the subject 60 performs a required number of resting breaths with the ventilation amount when the subject 60 breathes constant. It is conceivable to realize an ideal breathing mode by changing the magnitude of the resistance. In this case, since the respiration performed by the subject 60 may be constant, the ideal breathing mode can be easily realized.
  • the amount of resistance set by the resistance setting unit 56 of the respiratory function testing device 50 is made constant, and the amount of ventilation when performing a plurality of breaths is changed to change ideal breathing. It is conceivable to realize the aspect. In this case, the trouble of changing the magnitude of the resistance set by the resistance setting unit 56 can be saved. [Other Embodiments] As mentioned above, although embodiment of this indication was described, this indication is not limited to the above-mentioned embodiment, and can be carried out in various modes in the range which does not deviate from the gist of this indication.
  • the respiratory function testing device 50 in the above embodiment includes the flow sensor 24, the respiratory function testing device 50 may not include the flow sensor 24.
  • an intrathoracic pressure calculation system 1 including the intrathoracic pressure calculation device 30 as a component, a program for causing a computer to function as the intrathoracic pressure calculation device 30, and a medium on which the program is recorded
  • the present disclosure can also be realized in various forms such as a method for calculating intrathoracic pressure.
  • an intrathoracic pressure calculation device including a pulse wave acquisition unit, an intrathoracic pressure calculation unit, an intraoral pressure acquisition unit, and a coefficient calculation unit.
  • the pulse wave acquisition unit acquires a pulse wave signal obtained by measuring the pulse wave of the subject along the time axis.
  • the intrathoracic pressure calculation unit calculates the intrathoracic pressure of the subject based on the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit.
  • the intraoral pressure acquisition unit acquires an intraoral pressure signal representing the magnitude of the intraoral pressure of the subject when the subject performs breathing with different depths along the time axis.
  • the intraoral pressure signal acquired by the intraoral pressure acquisition unit is associated with the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit along the time axis.
  • the coefficient calculation unit calculates a calibration coefficient based on the intraoral pressure signal acquired by the intraoral pressure acquisition unit and the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquisition unit.
  • the calibration coefficient is the amount of change from the preset second reference value of the amplitude of the pulse wave signal with respect to the amount of change in the amount of change from the preset first reference value of the intraoral pressure represented by the intraoral pressure signal. It is the ratio of the fluctuation amount.
  • the intrathoracic pressure calculating unit multiplies the estimated intrathoracic pressure, which is a relative value of the intrathoracic pressure estimated based on the pulse wave signal acquired by the pulse wave acquiring unit, by the calibration coefficient calculated by the coefficient calculating unit. Estimate the absolute value of intrathoracic pressure.
  • the amount of change from the preset first reference value of the intraoral pressure of the test subject is the magnitude of the resistance between the oral cavity and the thoracic cavity as long as it is within the range of resting breathing. Regardless, the knowledge that the amount of change in the intrathoracic pressure from the preset reference value is equal is obtained. Based on this knowledge, the intrathoracic pressure calculation device uses, as a calibration coefficient, the amount of change in the amount of change from the second reference value of the amplitude of the pulse wave signal with respect to the amount of change in the amount of change from the first reference value of the oral cavity pressure. To derive.
  • the calibration coefficient that is multiplied by the estimated intrathoracic pressure by the intrathoracic pressure calculation device is a correction coefficient that converts the relative value of the intrathoracic pressure into the absolute value of the intrathoracic pressure, regardless of the magnitude of the resistance between the oral cavity and the thoracic cavity. It is.
  • the intrathoracic pressure calculation device the relative value of the estimated intrathoracic pressure estimated based on the pulse wave signal is converted into the absolute value of the intrathoracic pressure of the subject. Therefore, according to the intrathoracic pressure calculation device, the calculation accuracy of the intrathoracic pressure can be improved.
  • this indication may be made as a calculation method which calculates intrathoracic pressure.

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Abstract

胸腔内圧算出装置は、脈波信号を取得し（Ｓ２３０）、被験者が時間軸に沿って深さの異なる呼吸を行った場合の当該被験者の口腔内圧の大きさを表す口腔内圧信号であって、脈波信号と時間軸に沿って対応付けられた口腔内圧信号を取得する（Ｓ２１０）。その取得した口腔内圧信号と脈波信号とに基づいて、口腔内圧信号によって表される口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量の変動量に対する、脈波信号の振幅の予め設定された第２基準値からの変化量の変動量の比率を、キャリブレーション係数として算出する（Ｓ２６０，Ｓ２７０）。そして、脈波信号に基づいて推定した胸腔内圧の相対値である推定胸腔内圧にキャリブレーション係数を乗ずることで、被験者の胸腔内圧の絶対値を算出する。

Description

胸腔内圧算出装置、及び胸腔内圧算出方法 関連出願の相互参照
　本出願は、２０１５年８月６日に出願された日本出願番号２０１５－１５５９０５号に基づくもので、ここにその記載内容を援用する。
　本開示は、胸腔内圧を算出する技術に関する。
　従来、被験者の脈波を表す脈波信号を取得する脈波取得部と、脈波取得部で取得した脈波信号に基づいて被験者の胸腔内圧を推定する推定部とを備えた胸腔内圧算出装置が知られている（特許文献１参照）。
　この特許文献１に記載の胸腔内圧算出装置の推定部は、脈波信号によって表される１拍の脈波のピークを結んだ第１包絡線を作成し、その第１包絡線のピークを結んだ第２包絡線を作成する。そして、推定部は、第１包絡線と第２包絡線との差分を、被験者の胸腔内圧を表す胸腔内圧信号として推定する。
特開２００２－３５５２２７号公報
　ところで、特許文献１に記載の胸腔内圧算出装置で推定される胸腔内圧信号は、相対的な変化によって圧力の推移を表すものであり、胸腔内圧の相対値を示す。この胸腔内圧の相対値を絶対値へと変換するためには、キャリブレーションを実施する必要がある。
　キャリブレーションは、胸腔内圧信号にキャリブレーション係数を乗算することで実施される。キャリブレーション係数は、被験者の口腔内圧が被験者の胸腔内圧と等しいものと仮定し、予め計測した被験者の口腔内圧と胸腔内圧信号との対応関係に基づいて予め算出される。
　しかしながら、気道閉塞などの疾患によって口腔と胸腔との間の抵抗が大きいと、損失が大きくなり、口腔内圧と胸腔内圧とは等しくならない。このように、口腔内圧と胸腔内圧とが等しくならない状況で算出されたキャリブレーション係数を用いてキャリブレーションを実行すると、そのキャリブレーションによって校正された胸腔内圧は、精度が低いと懸念される。つまり、胸腔内圧の絶対値を求める技術において算出精度を向上させることは一つの課題と考えられる。
　本開示は、胸腔内圧の算出精度を向上させる技術を提供することを目的とする。
　本開示の第一の態様において、胸腔内圧算出装置は、被験者の脈波を時間軸に沿って計測した脈波信号を取得する脈波取得部を、備える。胸腔内圧算出装置は、前記脈波取得部で取得した脈波信号に基づいて、前記被験者の胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出部を、更に備える。胸腔内圧算出装置は、前記被験者が時間軸に沿って深さの異なる呼吸を行った場合の当該被験者の口腔内圧の大きさを表す口腔内圧信号であって前記脈波取得部で取得した脈波信号と時間軸に沿って対応付けられた口腔内圧信号を取得する口腔内圧取得部を、更に備える。胸腔内圧算出装置は、前記口腔内圧取得部で取得した口腔内圧信号と、前記脈波取得部とで取得した脈波信号とに基づいて、前記口腔内圧信号によって表される口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量の変動量に対する、前記脈波信号の振幅の予め設定された第２基準値からの変化量の変動量の比率を、キャリブレーション係数として算出する係数算出部を、更に備える。前記胸腔内圧算出部は、前記脈波取得部で取得した脈波信号に基づいて推定した胸腔内圧の相対値である推定胸腔内圧に、前記係数算出部で算出したキャリブレーション係数を乗ずることで、前記被験者の胸腔内圧の絶対値を算出する。
　本開示の他の態様において、胸腔内圧算出方法は、被験者の脈波を時間軸に沿って計測した脈波信号を取得する脈波取得手順を、有する。胸腔内圧算出方法は、前記脈波取得手順で取得した脈波信号に基づいて、前記被験者の胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出手順を、更に有する。胸腔内圧算出方法は、　前記被験者が時間軸に沿って深さの異なる呼吸を行った場合の当該被験者の口腔内圧の大きさを表す口腔内圧信号であって前記脈波取得手順で取得した脈波信号と時間軸に沿って対応付けられた口腔内圧信号を取得する口腔内圧取得手順を、更に有する。胸腔内圧算出方法は、前記口腔内圧取得手順で取得した口腔内圧信号と、前記脈波取得手順とで取得した脈波信号とに基づいて、前記口腔内圧信号によって表される口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量の変動量に対する、前記脈波信号の振幅の予め設定された第２基準値からの変化量の変動量の比率を、キャリブレーション係数として算出する係数算出手順を、更に有する。前記胸腔内圧算出手順では、前記脈波取得手順で取得した脈波信号に基づいて推定した胸腔内圧の相対値である推定胸腔内圧に、前記係数算出手順で算出したキャリブレーション係数を乗ずることで、前記被験者の胸腔内圧の絶対値を算出する。
　本開示についての上記目的およびその他の目的、特徴や利点は、添付の図面を参照しながら下記の詳細な記述により、より明確になる。その図面は、
胸腔内圧算出システムの概略構成を示すブロック図であり、 呼吸機能検査装置の概略構成を示す説明図であり、 サポート処理の処理手順を示すフローチャートであり、 （Ａ）は理想呼吸態様の一例を説明する図であり、（Ｂ）は理想呼吸態様の他の例を説明する図であり、 サポート処理の処理概要を説明する説明図であり、 係数算出処理の処理手順を示すフローチャートであり、 （Ａ）は呼吸による口腔内圧の推移を示す説明図であり、（Ｂ）は呼吸による推定胸腔内圧の推移を示す説明図であり、 キャリブレーション係数を算出する手法を説明する説明図であり、 胸腔内圧算出処理の処理手順を示すフローチャートであり、また キャリブレーション係数の算出方法の基本概念を示す実験結果のグラフである。
　以下に本開示の実施形態を図面と共に説明する。図１に示す胸腔内圧算出システム１は、被験者６０（図２参照）の脈波を表す脈波信号に基づいて推定した推定胸腔内圧を、当該被験者６０の胸腔内圧の絶対値へと変換するシステムである。胸腔内圧とは、被験者６０の胸腔空間内における圧力である。また、推定胸腔内圧とは、脈波信号の振幅の相対的な変化に基づく圧力の推移を表すものであり、胸腔内圧の相対値である。
　続いて、制御部３４は、理想呼吸態様を示す報知信号を報知装置１０に出力する（Ｓ１２０）。ここで言う理想呼吸態様とは、係数算出処理の実行に必要となる口腔内圧、換気量、及び脈波信号を計測する理想的な呼吸の態様である。ここで言う理想的な呼吸とは、安静時呼吸であるが、その他の呼吸であってもよい。換言すると、理想呼吸態様は、被験者６０が実施する安静時呼吸の態様の１つであり、深さの異なる呼吸を複数回実施する呼吸の態様として予め規定されている。
　本実施形態における理想呼吸態様の一例として、呼吸機能検査装置５０の抵抗設定部５６にて設定される抵抗の大きさを一定とした上で、複数回の呼吸を行う際の換気量を変化させることが考えられる。この場合、換気量は、図４（Ａ）に示すように、時間が進むほど少なくなるように規定されていてもよいし、図４（Ｂ）に示すように、時間軸に沿って異なる換気量がランダムに規定されていてもよい。これらの場合の換気量は、少なくとも２段階以上の流量が設定されていることが好ましい。
　また、本実施形態における理想呼吸態様の他の例として、被験者６０が呼吸を行う際の換気量を一定として、必要な回数の安静時呼吸を被験者６０に実施させるごとに、呼吸機能検査装置５０の抵抗設定部５６にて設定される抵抗の大きさを変更することが考えられる。この場合に抵抗設定部５６で設定される抵抗の大きさは、少なくとも２段階以上であることが好ましい。
　そして、報知信号を取得した報知装置１０は、その取得した報知信号によって示される理想呼吸態様を報知する。具体的に表示装置１２は、理想呼吸態様として、図５に示すような、被験者６０が吸い込み、そして吐き出すべき呼吸量（即ち換気量）と時間との対応関係を表示する。表示装置１２が表示する理想呼吸態様には、時間軸に沿って被験者６０が呼吸を行う際の目安を表す追跡マーカを表示してもよい。
　また、報知信号を取得した報知装置１０は、その取得した報知信号によって示される理想呼吸態様を音声で出力してもよい。なお、被験者６０は、理想呼吸態様に近づくように呼吸を行う。
　サポート処理では、制御部３４は、呼吸信号を取得して記憶部３２に記憶する（Ｓ１３０）。ここで言う呼吸信号は、被験者６０が実際に行った呼吸の状態である。この呼吸信号は、圧力センサ２２及び流量センサ２４で計測した結果である。すなわち、呼吸信号には、口腔内圧信号と、換気量の推移とが含まれる。
　このうち、口腔内圧信号は、圧力センサ２２で計測した結果であり、サポート処理におけるＳ１３０が繰り返し実行されることで被験者６０の口腔内圧の推移を表す信号となる。
　そして、制御部３４は、脈波信号を取得して記憶部３２に記憶する（Ｓ１４０）。ここで言う脈波信号は、脈波センサ１８で計測した結果である。この脈波信号は、サポート処理におけるＳ１４０が繰り返し実行されることで被験者６０が実際に呼吸を行っている際の脈波の推移を表す信号となる。なお、本実施形態のＳ１４０で取得する脈波信号は、少なくとも、Ｓ１３０で取得した口腔内圧信号と時間軸に沿って対応付けられている。
　続いて、制御部３４は、Ｓ１３０で取得した呼吸信号を報知装置１０に出力する（Ｓ１５０）。呼吸信号を取得した報知装置１０は、その取得した呼吸信号を報知する。例えば、表示装置１２は、図５に示すように、呼吸信号のうちの換気量の推移に基づく実呼吸状態を理想呼吸態様に重畳して表示する。ここで言う実呼吸状態とは、換気量と口腔内圧とによって表される呼吸の状態であり、被験者６０が実際に行った呼吸の状態である。
　さらに、サポート処理では、制御部３４は、理想呼吸態様として許容される範囲内に実呼吸状態が含まれるか否かを判定する（Ｓ１６０）。このＳ１６０での判定の結果、理想呼吸態様として許容される範囲内に実呼吸態様が含まれていれば（Ｓ１６０：ＹＥＳ）、制御部３４は、詳しくは後述するＳ１８０へとサポート処理を移行させる。
　一方、Ｓ１６０での判定の結果、理想呼吸態様として許容される範囲内に実呼吸態様が含まれていれなければ（Ｓ１６０：ＮＯ）、制御部３４は、サポート処理をＳ１７０へと移行させる。そのＳ１７０では、理想呼吸態様として許容される範囲内に実呼吸態様が含まれていないことを表す注意情報を報知装置１０に出力する。
　注意情報を取得した報知装置１０は、理想呼吸態様として許容される範囲内に実呼吸態様が含まれていない旨を報知する。報知内容の一例として、実呼吸態様を理想呼吸態様に近づけるためのアドバイスが考えられる。
　その後、制御部３４は、サポート処理をＳ１２０へと戻し、サポート処理における以降のステップを実行する。ところで、Ｓ１６０での判定の結果、理想呼吸態様として許容される範囲内に実呼吸態様が含まれている場合に移行するＳ１８０では、制御部３４は、被験者６０が行った呼吸の回数が、Ｓ１１０で設定された回数設定値に達したか否かを判定する。このＳ１８０での判定の結果、呼吸の回数が回数設定値に達していなければ（Ｓ１８０：ＮＯ）、制御部３４は、サポート処理をＳ１２０へと戻し、サポート処理における以降のステップを実行する。
　一方、Ｓ１８０での判定の結果、呼吸の回数が回数設定値に達していれば（Ｓ１８０：ＹＥＳ）、制御部３４は、サポート処理を終了する。すなわち、サポート処理では、制御部３４は、理想呼吸態様を報知する。そして、被験者６０が呼吸を行っている期間中、制御部３４は、口腔内圧、換気量、及び脈波をセンシングする。さらに、サポート処理では、センシングの結果を時間軸に沿って対応付けて記憶する。
　次に、胸腔内圧算出装置３０の制御部３４が実行する係数算出処理について説明する。係数算出処理は、入力受付装置１６を介して算出起動指令が入力されると起動される。算出起動指令は、係数算出処理を起動する指令である。この係数算出処理は起動されると、図６に示すように、制御部３４は、サポート処理のＳ１３０にて記憶された呼吸信号を取得する（Ｓ２１０）。続いて、制御部３４は、Ｓ２１０で取得した呼吸信号のうちの口腔内圧信号に基づいて、１呼吸ごとの口腔内圧の変化量を算出する（Ｓ２２０）。
　具体的に本実施形態のＳ２２０では、制御部３４は、図７（Ａ）に示すように、口腔内圧信号によって表される口腔内圧の推移において、各呼吸での口腔内圧信号のピークと第１基準値との差分を、各呼吸における口腔内圧の変化量として算出する。なお、ここで言う第１基準値とは、予め設定された口腔内圧の値である。この第１基準値の一例として、大気圧と等しい圧力の値（即ち、図７（Ａ）に示す「０」）や、呼気終末位における口腔内圧が考えられる。
　続いて、係数算出処理では、制御部３４は、サポート処理のＳ１４０にて記憶された脈波信号を取得する（Ｓ２３０）。続いて、制御部３４は、Ｓ２３０で取得した脈波信号に基づいて推定胸腔内圧を算出する（Ｓ２４０）。
　Ｓ２４０における推定胸腔内圧の推定手法としては、周知の手法を用いればよいため、ここでの詳しい説明は省略するが、推定胸腔内圧の推定手法の一例として、特開２００２－３５５２２７号に記載された手法が考えられる。すなわち、推定胸腔内圧の推定では、まず、脈波信号によって表される１拍の脈波における振幅のピークを結んだ第１包絡線を作成し、その第１包絡線のピークを結んだ第２包絡線を作成する。そして、第１包絡線と第２包絡線との差分を推定胸腔内圧として算出してもよい。
　さらに、係数算出処理では、制御部３４は、Ｓ２４０で算出した推定胸腔内圧に基づいて、１呼吸ごとの推定胸腔内圧の変化量を算出する（Ｓ２５０）。具体的に本実施形態のＳ２５０では、制御部３４は、図７（Ｂ）に示すように、各呼吸での推定胸腔内圧のピークと第２基準値との差分を、各呼吸における推定胸腔内圧の変化量として算出する。なお、ここで言う第２基準値とは、予め設定された推定胸腔内圧の値である。この第２基準値の一例として、大気圧と等しい圧力の値（即ち、図７（Ｂ）に示す「０」）や、呼気終末位における胸腔内圧が考えられる。
　さらに、制御部３４は、口腔内圧の変化量と推定胸腔内圧の変化量との対応関係を一次式にて算出する（Ｓ２６０）。このＳ２６０における一次式の算出では、図８に示すように、まず、Ｓ２２０にて算出した口腔内圧の変化量と、Ｓ２５０で算出した推定胸腔内圧の変化量とを、同一の呼吸ごとに二次元平面上に展開（プロット）する。そして、展開された口腔内圧の変化量と推定胸腔内圧の変化量とに対して、一次式を求める周知の線形回帰分析を実行する。この線形回帰分析の代表例として最小二乗法が挙げられる。
　これにより、口腔内圧の変化量と推定胸腔内圧の変化量との対応関係を表す一次式が算出される。続いて、制御部３４は、Ｓ２６０で算出した一次式の傾きαをキャリブレーション係数として設定する（Ｓ２７０）。すなわち、係数算出処理のＳ２７０では、口腔内圧の変化量の変動量に対する、推定胸腔内圧からの変化量の変動量の比率を、キャリブレーション係数として設定する。換言すれば、口腔内圧の変化量の変動量に対する、推定胸腔内圧からの変化量の変動量の比率とは、口腔内圧の変化量と推定胸腔内圧の変化量との傾きαである。
　その後、本係数算出処理を終了する。
　次に、胸腔内圧算出装置３０の制御部３４が実行する胸腔内圧算出処理について説明する。胸腔内圧算出処理は、入力受付装置１６を介して内圧算出起動指令が入力されると起動される。内圧算出起動指令は、胸腔内圧算出処理を起動する指令である。この胸腔内圧算出処理が起動されると、図９に示すように、制御部３４は、まず、脈波センサ１８で検出した脈波（脈波信号）を取得する（Ｓ３１０）。
　続いて、制御部３４は、Ｓ３１０で取得した脈波に基づいて、推定胸腔内圧を算出する（Ｓ３２０）。Ｓ３２０における推定胸腔内圧の推定手法としては、係数算出処理のＳ２４０と同様、周知の手法を用いればよいため、ここでの詳しい説明は省略するが、推定胸腔内圧の推定手法の一例として、特開２００２－３５５２２７号に記載された手法が考えられる。すなわち、推定胸腔内圧の推定では、まず、脈波信号によって表される１拍の脈波のピークを結んだ第１包絡線を作成し、その第１包絡線のピークを結んだ第２包絡線を作成する。そして、第１包絡線と第２包絡線との差分を推定胸腔内圧として算出してもよい。
　そして、制御部３４は、被験者６０の推定胸腔内圧の絶対値を算出する（Ｓ３３０）。具体的に、本実施形態のＳ３３０では、Ｓ３２０で算出した推定胸腔内圧に、係数算出処理のＳ２７０で設定されたキャリブレーション係数を乗算することで、被験者６０の胸腔内圧の絶対値を算出する。
　さらに、制御部３４は、胸腔内圧算出処理を終了する終了指令の入力を受け付けたか否かを判定する（Ｓ３４０）。この判定の結果、終了指令を受け付けていなければ（Ｓ３４０：ＮＯ）、胸腔内圧算出処理をＳ３１０へと戻し、新たに取得した脈波に基づいて、被験者６０の胸腔内圧の絶対値を算出する。
　一方、Ｓ３４０での判定の結果、終了指令を受け付けていれば（Ｓ３４０：ＹＥＳ）、本胸腔内圧算出処理を終了する。
　発明者らが鋭意研究を行った結果、安静時呼吸における被験者６０の口腔内圧の第１基準値からの変化量は、図１０に示すように、口腔と胸腔との間の抵抗の大きさに係わらず、胸腔内圧の第２基準値からの変化量と等しいとの知見を得た。
　この知見に基づき、係数算出処理では、口腔内圧の第１基準値からの変化量の変動量に対する、脈波信号の振幅の第２基準値からの変化量の変動量を、キャリブレーション係数として導出する。
　すなわち、胸腔内圧算出処理において推定胸腔内圧に乗じられるキャリブレーション係数は、口腔と胸腔との間の抵抗の大きさに係わらず、胸腔内圧の相対値を胸腔内圧の絶対値へと変換する補正係数である。
　よって、胸腔内圧算出処理によれば、胸腔内圧の算出精度を向上させることができる。特に、係数算出処理においては、深さの異なる２回以上の呼吸それぞれでの口腔内圧の第１基準値からの変化量と推定胸腔内圧の第２基準値からの変化量との傾きαをキャリブレーション係数として導出している。
　よって、係数算出処理によれば、キャリブレーション係数を簡易な手法で確実に算出できる。さらに、サポート処理においては、理想呼吸態様を報知している。このため、被験者６０は、理想呼吸態様を認識することができ、理想呼吸態様に近い態様で呼吸を行うことができる。
　そのサポート処理では、理想呼吸態様が報知されている期間、即ち、理想呼吸態様で被験者６０が呼吸をしている際に計測した脈波信号及び口腔内圧信号を取得する。このように取得した脈波信号及び口腔内圧信号に基づいて、係数算出処理において、キャリブレーション係数を求めるため、そのキャリブレーション係数の算出精度をより高いものとすることができる。
　これらの結果、胸腔内圧算出処理によれば、胸腔内圧の算出精度をより高いものとすることができる。なお、サポート処理において、被験者６０が呼吸を行う際の換気量を一定として、必要な回数の安静時呼吸を被験者６０に実施させるごとに、呼吸機能検査装置５０の抵抗設定部５６にて設定される抵抗の大きさを変更することで、理想呼吸態様を実現することが考えられる。この場合、被験者６０が行う呼吸は、換気量が一定でよいため、理想呼吸態様を容易に実現できる。
　一方、サポート処理において、呼吸機能検査装置５０の抵抗設定部５６にて設定される抵抗の大きさを一定とした上で、複数回の呼吸を行う際の換気量を変化させることで、理想呼吸態様を実現することが考えられる。この場合、抵抗設定部５６にて設定される抵抗の大きさを変更する手間を省くことができる。
［その他の実施形態］
　以上、本開示の実施形態について説明したが、本開示は上記実施形態に限定されるものではなく、本開示の要旨を逸脱しない範囲において、様々な態様にて実施することが可能である。
　例えば、上記実施形態における呼吸機能検査装置５０には、流量センサ２４が備えられていたが、呼吸機能検査装置５０には、流量センサ２４は備えられていなくともよい。
　なお、上記実施形態の構成の一部を省略した態様も本開示の実施形態である。また、上記実施形態と変形例とを適宜組み合わせて構成される態様も本開示の実施形態である。また、特許請求の範囲に記載した文言によって特定される開示の本質を逸脱しない限度において考え得るあらゆる態様も本開示の実施形態である。
　また、上述した胸腔内圧算出装置３０の他、当該胸腔内圧算出装置３０を構成要素とする胸腔内圧算出システム１、当該胸腔内圧算出装置３０としてコンピュータを機能させるためのプログラム、このプログラムを記録した媒体、胸腔内圧を算出する方法など、種々の形態で本開示を実現することもできる。
　上述の如く本開示は、脈波取得部と、胸腔内圧算出部と、口腔内圧取得部と、係数算出部とを備えた胸腔内圧算出装置に関する。脈波取得部は、被験者の脈波を時間軸に沿って計測した脈波信号を取得する。胸腔内圧算出部は、脈波取得部で取得した脈波信号に基づいて被験者の胸腔内圧を算出する。さらに、口腔内圧取得部は、被験者が時間軸に沿って深さの異なる呼吸を行った場合の当該被験者の口腔内圧の大きさを表す口腔内圧信号を取得する。ここで口腔内圧取得部が取得する口腔内圧信号は、脈波取得部で取得した脈波信号と時間軸に沿って対応付けられたものである。係数算出部は、口腔内圧取得部で取得した口腔内圧信号と、脈波取得部で取得した脈波信号とに基づいて、キャリブレーション係数を算出する。キャリブレーション係数は、口腔内圧信号によって表される口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量の変動量に対する、脈波信号の振幅の予め設定された第２基準値からの変化量の変動量の比率である。そして、胸腔内圧算出部は、脈波取得部で取得した脈波信号に基づいて推定した胸腔内圧の相対値である推定胸腔内圧に、係数算出部で算出したキャリブレーション係数を乗ずることで、被験者の胸腔内圧の絶対値を推定する。
　発明者らが鋭意研究を行った結果、被験者の口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量は、安静時呼吸の範囲内であれば口腔と胸腔との間の抵抗の大きさに係わらず、胸腔内圧の予め設定された基準値からの変化量と等しいとの知見を得た。この知見に基づき、胸腔内圧算出装置では、口腔内圧の第１基準値からの変化量の変動量に対する、脈波信号の振幅の第２基準値からの変化量の変動量を、キャリブレーション係数として導出する。すなわち、胸腔内圧算出装置で推定胸腔内圧に乗じられるキャリブレーション係数は、口腔と胸腔との間の抵抗の大きさに係わらず、胸腔内圧の相対値を胸腔内圧の絶対値へと変換する補正係数である。そして、胸腔内圧算出装置では、脈波信号に基づいて推定した推定胸腔内圧の相対値を、被験者の胸腔内圧の絶対値へと変換する。したがって、胸腔内圧算出装置によれば、胸腔内圧の算出精度を向上させることができる。
　ところで、本開示は、胸腔内圧を算出する算出方法としてなされていてもよい。
　このような胸腔内圧算出方法によれば、胸腔内圧算出装置と同様の効果を得ることができる。
　本開示は、実施例に準拠して記述されたが、本開示は当該実施例や構造に限定されるものではないと理解される。本開示は、様々な変形例や均等範囲内の変形をも包含する。加えて、様々な組み合わせや形態、さらには、それらに一要素のみ、それ以上、あるいはそれ以下、を含む他の組み合わせや形態をも、本開示の範疇や思想範囲に入るものである。

Claims (9)

  1. 　被験者の脈波を時間軸に沿って計測した脈波信号を取得する脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）と、
    　前記脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号に基づいて、前記被験者の胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出部（３４，Ｓ３２０，Ｓ３３０）と、
    　前記被験者が時間軸に沿って深さの異なる呼吸を行った場合の当該被験者の口腔内圧の大きさを表す口腔内圧信号であって前記脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号と時間軸に沿って対応付けられた口腔内圧信号を取得する口腔内圧取得部（３４，Ｓ２１０）と、
    　前記口腔内圧取得部（３４，Ｓ２１０）で取得した口腔内圧信号と、前記脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）とで取得した脈波信号とに基づいて、前記口腔内圧信号によって表される口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量の変動量に対する、前記脈波信号の振幅の予め設定された第２基準値からの変化量の変動量の比率を、キャリブレーション係数として算出する係数算出部（３４，Ｓ２２０，Ｓ２４０～Ｓ２７０）と
    　を備え、
    　前記胸腔内圧算出部（３４，Ｓ３２０，Ｓ３３０）は、
    　前記脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号に基づいて推定した胸腔内圧の相対値である推定胸腔内圧に、前記係数算出部（３４，Ｓ２２０，Ｓ２４０～Ｓ２７０）で算出したキャリブレーション係数を乗ずることで、前記被験者の胸腔内圧の絶対値を算出する、
    　胸腔内圧算出装置。
  2. 　前記係数算出部（３４，Ｓ２２０，Ｓ２４０～Ｓ２７０）は、
    　前記口腔内圧取得部（３４，Ｓ２１０）で取得した口腔内圧信号に基づいて、各呼吸における前記口腔内圧の前記第１基準値からの変化量を算出する口腔内圧変化量算出部（３４，Ｓ３２０）と、
    　前記脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号に基づいて、各呼吸における呼吸量の前記第２基準値からの変化量を算出する呼吸変化量算出部（３４，Ｓ２５０）と
    　を備え、
    　前記係数算出部（３４，Ｓ２２０，Ｓ２４０～Ｓ２７０）は、前記呼吸それぞれにおける口腔内圧の前記第１基準値からの変化量と、前記呼吸それぞれにおける呼吸量の前記第２基準値からの変化量との傾きを、前記キャリブレーション係数として導出する、
    　請求項１に記載の胸腔内圧算出装置。
  3. 　前記被験者が実施する理想的な呼吸の態様であり、かつ、深さの異なる呼吸の態様として予め規定された理想呼吸態様を報知する報知部（３４，Ｓ１２０）を更に備える、
    　請求項１または請求項２に記載の胸腔内圧算出装置。
  4. 　前記脈波取得部（３４，Ｓ２３０，Ｓ３１０）は、前記報知部で前記理想呼吸態様が報知されている期間に計測された前記脈波信号を取得し、
    　前記口腔内圧取得部（３４，Ｓ２１０）は、前記報知部で前記理想呼吸態様が報知されている期間に計測された前記口腔内圧信号を取得する、
    　請求項３に記載の胸腔内圧算出装置。
  5. 　前記理想呼吸態様は、
    　大きさの異なる抵抗を介して、前記被験者が呼吸を実施する場合の空気の流量である換気量であって予め規定された流量の換気量で呼吸をさせることで、前記深さの異なる呼吸を実現する、
    　請求項３または請求項４に記載の胸腔内圧算出装置。
  6. 　前記抵抗の大きさは、少なくとも２段階である、
    　請求項５に記載の胸腔内圧算出装置。
  7. 　前記理想呼吸態様は、
    　前記被験者が呼吸を実施する場合の空気の流量である換気量を変更することで、前記深さの異なる呼吸を実現する、
    　請求項３または請求項４に記載の胸腔内圧算出装置。
  8. 　前記換気量は、少なくとも２段階の流量である、
    　請求項７に記載の胸腔内圧算出装置。
  9. 　被験者の脈波を時間軸に沿って計測した脈波信号を取得する脈波取得手順（Ｓ２３０，Ｓ３１０）と、
    　前記脈波取得手順（Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号に基づいて、前記被験者の胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出手順（Ｓ３２０，Ｓ３３０）と、
    　前記被験者が時間軸に沿って深さの異なる呼吸を行った場合の当該被験者の口腔内圧の大きさを表す口腔内圧信号であって前記脈波取得手順（Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号と時間軸に沿って対応付けられた口腔内圧信号を取得する口腔内圧取得手順（Ｓ２１０）と、
    　前記口腔内圧取得手順（Ｓ２１０）で取得した口腔内圧信号と、前記脈波取得手順（Ｓ２３０，Ｓ３１０）とで取得した脈波信号とに基づいて、前記口腔内圧信号によって表される口腔内圧の予め設定された第１基準値からの変化量の変動量に対する、前記脈波信号の振幅の予め設定された第２基準値からの変化量の変動量の比率を、キャリブレーション係数として算出する係数算出手順（Ｓ２２０，Ｓ２４０～Ｓ２７０）と
    　を有し、
    　前記胸腔内圧算出手順（Ｓ３２０，Ｓ３３０）では、
    　前記脈波取得手順（Ｓ２３０，Ｓ３１０）で取得した脈波信号に基づいて推定した胸腔内圧の相対値である推定胸腔内圧に、前記係数算出手順で算出したキャリブレーション係数を乗ずることで、前記被験者の胸腔内圧の絶対値を算出する、
    　胸腔内圧算出方法。
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