WO2018066275A1 - 肺コンプライアンス測定装置 - Google Patents

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WO2018066275A1
WO2018066275A1 PCT/JP2017/031301 JP2017031301W WO2018066275A1 WO 2018066275 A1 WO2018066275 A1 WO 2018066275A1 JP 2017031301 W JP2017031301 W JP 2017031301W WO 2018066275 A1 WO2018066275 A1 WO 2018066275A1
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WO
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lung compliance
subject
intrathoracic pressure
unit
pulse wave
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PCT/JP2017/031301
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English (en)
French (fr)
Inventor
理江 大崎
慎也 黒澤
酒井　一泰
小林　充幸
Original Assignee
株式会社デンソー
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity

Definitions

  • This disclosure relates to a lung compliance measurement device.
  • Patent Document 1 discloses a method for measuring lung compliance.
  • the intrathoracic pressure is estimated based on the pulse wave signal at two or more different inhalation amounts.
  • two or more coordinate points are set in an XY coordinate system in which the inhalation amount is the Y coordinate and the intrathoracic pressure is the X coordinate.
  • an approximate line passing through two or more coordinate points is obtained, and the slope of the approximate line is defined as lung compliance.
  • the intrathoracic pressure is estimated based on the pulse wave signal.
  • the pulse wave signal is affected by the subject's body movement, blood pressure change, and the like.
  • it is necessary to suppress the influence of body motion, blood pressure change, etc. on the pulse wave signal.
  • An object of the present disclosure is to provide a lung compliance measuring apparatus capable of accurately measuring lung compliance.
  • a lung compliance measurement device includes a pulse wave signal acquisition unit that acquires a pulse wave signal of a subject, an intrathoracic pressure calculation unit that calculates an intrathoracic pressure based on the pulse wave signal, In the coordinate system defined by the inspiratory amount acquisition unit for acquiring the inspiratory amount and the X axis representing the intrathoracic pressure and the Y axis representing the inspiratory amount, the intrathoracic pressure calculated by the intrathoracic pressure calculating unit and the inspiratory amount acquiring unit are acquired.
  • a lung compliance calculation unit that calculates a slope of an approximate line passing through the coordinate point representing the inhaled intake amount and the origin as lung compliance.
  • the lung compliance measuring device can accurately measure lung compliance.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a lung compliance measuring apparatus.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a functional configuration of the lung compliance measuring apparatus.
  • FIG. 3 is a flowchart showing processing executed by the lung compliance measuring apparatus.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing the configuration of the input format.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing a display mode of the target intake air amount and the cumulative intake air amount.
  • FIG. 6 is a flowchart showing an intrathoracic pressure calculation process executed by the lung compliance measuring apparatus.
  • FIG. 7 is an explanatory diagram showing the peak of the pulse wave signal.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram showing the peak of the pulse wave signal, the first envelope, and the second envelope.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram showing an apparatus used for calibration.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a lung compliance measuring apparatus.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a functional configuration of the lung compliance measuring apparatus.
  • FIG. 3
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing coordinate points and approximate lines, and is an explanatory diagram showing a case where the degree of dispersion of a plurality of coordinate points relative to the approximate lines is small.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing coordinate points and approximate lines, and is an explanatory diagram showing a case where the degree of dispersion of a plurality of coordinate points relative to the approximate lines is large.
  • FIG. 12 is an explanatory diagram showing a display mode of the target intake air amount and the cumulative intake air amount.
  • FIG. 13 is an explanatory diagram illustrating the configuration of the bag and the mouthpiece.
  • FIG. 14 is a graph showing lung compliance measured using a lung compliance measuring device.
  • FIG. 15 is a graph showing lung compliance measured by a conventional method.
  • the lung compliance measuring apparatus 1 is mainly configured by a known microcomputer having a CPU 3 and a semiconductor memory (hereinafter referred to as a memory 5) such as a RAM, a ROM, and a flash memory.
  • a memory 5 a semiconductor memory
  • the CPU 3 executing a program stored in a non-transitional physical recording medium.
  • the memory 5 corresponds to a non-transitional tangible recording medium that stores a program. Also, by executing this program, a method corresponding to the program is executed.
  • the number of microcomputers constituting the lung compliance measuring apparatus 1 may be one or plural.
  • the lung compliance measurement apparatus 1 has a pulse wave signal acquisition unit 7, an intrathoracic pressure calculation unit 9, and an inhalation signal acquisition unit 10 as functional configurations realized by the CPU 3 executing a program.
  • the method for realizing these elements constituting the lung compliance measuring apparatus 1 is not limited to software, and some or all of the elements may be realized using one or a plurality of hardware.
  • the electronic circuit may be realized by a digital circuit including a large number of logic circuits, an analog circuit, or a combination thereof.
  • the lung compliance measuring device 1, the flow sensor 25, the pulse wave sensor 27, the input device 29, and the display 31 constitute a lung compliance measuring system 33.
  • the flow sensor 25 measures the inspiratory flow rate of the subject and outputs a signal indicating the inspiratory flow rate (hereinafter referred to as an inspiratory flow signal) to the lung compliance measuring device 1.
  • the intake flow rate means an intake amount per unit time.
  • Examples of the flow sensor 25 include known flow sensors such as a differential pressure type and a hot wire type.
  • the flow sensor 25 is installed in a place where an air flow is generated by the breathing of the subject.
  • the pulse wave sensor 27 is an optical sensor including a known light emitting element and light receiving element.
  • a light emitting element LED (light emitting diode) is mentioned, for example.
  • An example of the light receiving element is a PD (photodiode).
  • the pulse wave sensor 27 irradiates the subject's fingertip with light using a light emitting element, and receives the reflected light with a light receiving element.
  • the pulse wave sensor 27 detects a pulse wave based on a temporal change in reflected light caused by the pulse wave of the subject, and a signal representing the pulse wave (hereinafter referred to as a pulse wave signal) is used as the lung compliance measuring device 1. Output to.
  • the input device 29 accepts a user input operation and outputs a signal representing the input content to the lung compliance measuring device 1.
  • Examples of the input device 29 include a touch panel, a keyboard, and a push button.
  • the display 31 displays an image according to a signal sent from the lung compliance measuring device 1.
  • Examples of the display 31 include a liquid crystal display and an organic EL display.
  • the display unit 21 displays the input format 35 shown in FIG. 4 on the display 31.
  • the input format 35 is a display that prompts input of the subject's sex, age, height, and disease (hereinafter collectively referred to as subject data). Gender, age, height, and illness are matters that affect the target inspiratory air volume described later.
  • the user inputs the subject data using the input device 29 in accordance with the display of the input format 35.
  • the user may be the subject himself or a different person from the subject.
  • step 2 the display unit 21 acquires the input subject data.
  • step 3 the display unit 21 calculates a target intake air amount based on the subject data acquired in step 2.
  • the target inspiratory amount is an inspiratory amount in the subject's rest breathing.
  • the intake amount means a cumulative intake amount in one intake.
  • the display unit 21 is previously provided with a map that defines the relationship between the subject data and the target intake air amount. The display unit 21 calculates the target intake air amount by inputting the subject data acquired in Step 2 to this map.
  • step 4 the intake signal acquisition unit 10 continuously acquires the intake flow signal from the flow sensor 25.
  • the pulse wave signal acquisition unit 7 continuously acquires pulse wave signals from the pulse wave sensor 27. Acquisition of the inspiratory flow signal and the pulse wave signal is continuously performed during a plurality of respiratory cycles in the subject.
  • the breathing cycle means a period from the start time of inspiration to the start time of the next inspiration.
  • step 4 the display unit 21 displays the target intake air amount 37 calculated in step 3 and the cumulative intake air amount 39 in an overlapping manner on the display 31.
  • the cumulative inspiratory amount 39 is a value obtained by subtracting the cumulative expiratory amount from the cumulative inspiratory amount from the start time t of the respiratory cycle to the present time.
  • the cumulative intake air amount 39 is a value obtained by integrating the intake air flow rate represented by the intake air flow rate signal.
  • the subject controls his / her breathing so that the maximum value of the cumulative intake air amount 39 coincides with the target intake air amount 37 while watching the target inspiratory air amount 37 and the cumulative inspiratory air amount 39.
  • the intake air amount acquisition unit 11 acquires the intake air amount based on the intake flow rate signal acquired in step 4.
  • the inspiratory amount is the cumulative inspiratory amount over one respiratory cycle.
  • the intake amount acquisition unit 11 calculates the respiration rate by accumulating the inspiratory flow rate represented by the inspiratory flow rate signal in each respiration cycle.
  • the inspiratory amount acquisition unit 11 calculates the inspiratory amount for each of the plurality of respiratory cycles.
  • step 6 the intrathoracic pressure calculation unit 9 calculates the intrathoracic pressure based on the pulse wave signal acquired in step 4.
  • the intrathoracic pressure calculation unit 9 calculates the intrathoracic pressure for each respiratory cycle.
  • step 4 since the pulse wave signal is continuously acquired during a plurality of respiratory cycles, the intrathoracic pressure calculation unit 9 calculates the intrathoracic pressure for each of the plurality of respiratory cycles.
  • step 21 of FIG. 6 digital filter processing is performed on the pulse wave signal acquired in step 4.
  • the digital filter process is a process of cutting noise of 3 Hz or higher due to disturbance light noise or the like and a signal of 0.1 Hz or lower due to body movement in the pulse wave signal.
  • step 22 as shown in FIG. 7, obtains the peak P 1 of each pulse wave constituting the pulse wave signal.
  • the horizontal axis represents time
  • the vertical axis represents the output of the pulse wave signal.
  • step 23 as shown in FIG. 8, by connecting each peak P 1 obtained at the step 22, creating a first envelope 41.
  • step 24 it is determined whether or not there has been a body motion of the subject by a known body motion determination method. If there is body movement, the process proceeds to step 25, and if there is no body movement, the process proceeds to step 26.
  • step 25 in order to remove the influence of body movement from the first envelope 41 created in step 23, the first envelope 41 after completion of body movement is corrected by a known envelope correction method. To do. Note that a range 44 shown in FIG. 8 is a range in which body movement appears.
  • step 26 as shown in FIG. 8, the first envelope 41 obtained in the step 23, or to determine the peak P 2 of the first envelope 41 after the correction in the step 25.
  • step 27 as shown in FIG. 8, by connecting each peak P 2, to create a second envelope 43.
  • step 28 the difference between the first envelope 41 and the second envelope 43 is taken. Then, the difference in the portion where the absolute value of the difference is maximum in one respiratory cycle is taken as the intrathoracic pressure signal.
  • intrathoracic pressure is calculated by multiplying the intrathoracic pressure signal obtained in step 28 by a preset coefficient K.
  • the coefficient K is a value calculated in advance by the following calibration.
  • a nose clip 47 is attached to the subject 45 and a mouthpiece 49 is added.
  • One-way valves 51 and 53, a resistor 55, a pump 57, and the like are connected to the mouthpiece 49.
  • a pulse wave sensor 27 is attached to the subject 45.
  • the intrathoracic pressure signal is obtained by the above method. Further, the pressure in the mouthpiece 49 is obtained. Assume that the pressure in the mouthpiece 49 is equal to the intrathoracic pressure.
  • the coefficient K is calculated by dividing the pressure in the mouthpiece 49 by the value of the intrathoracic pressure signal.
  • step 7 the lung compliance calculation unit 13 calculated in step 6 in the coordinate system defined by the X axis representing the intrathoracic pressure and the Y axis representing the inhalation amount as shown in FIG. 10.
  • a coordinate point Z representing the intrathoracic pressure and the amount of inspiration calculated in step 5 is determined.
  • the intrathoracic pressure and the amount of inspiration calculated in the same breathing cycle are represented by one coordinate point Z. Since the intrathoracic pressure and the inspiration amount are calculated for each of a plurality of respiratory cycles, there are a plurality of coordinate points Z.
  • the lung compliance calculation unit 13 calculates an approximate line 59 that passes through the coordinate point Z determined in step 7 and the origin A as shown in FIGS. 10 and 11.
  • the approximate line 59 is a straight line calculated based on a plurality of coordinate points Z and can be expressed by a linear expression of X and Y. As shown in FIGS. 10 and 11, the approximate line 59 does not necessarily pass over part or all of each coordinate point Z.
  • step 9 the variance calculation unit 15 calculates the degree of variance of the plurality of coordinate points Z with respect to the approximate line 59.
  • the degree of dispersion is an index representing the degree of variation of the coordinate point Z with respect to the approximate line 59.
  • step 10 the variance calculation unit 15 determines whether or not the degree of variance calculated in step 9 exceeds a preset threshold value. If the degree of dispersion is less than or equal to the threshold value, the process proceeds to step 11, and if the degree of dispersion exceeds the threshold value, the process proceeds to step 13.
  • An example in which the degree of dispersion is small and a negative determination is made in this step is shown in FIG. 10, and an example in which the degree of dispersion is large and an affirmative determination is made in this step is shown in FIG.
  • step 11 the lung compliance calculation unit 13 calculates the inclination of the approximate line 59 calculated in step 8, and sets the inclination as lung compliance.
  • ⁇ P is the amount of change in the intrathoracic pressure on the approximate line 59
  • ⁇ V is the amount of change in the inspiratory amount on the approximate line 59
  • the slope is expressed by ⁇ V / ⁇ P. Is the value to be
  • step 12 the output unit 23 outputs the lung compliance calculated in step 11 to the display 31.
  • the display 31 displays lung compliance.
  • step 10 the process proceeds to step 13.
  • step 13 the cancellation unit 17 stops the calculation of lung compliance.
  • the notification unit 19 uses the display 31 to perform a display for prompting remeasurement.
  • the display prompting remeasurement corresponds to a specific notification.
  • the lung compliance measuring device 1 has the following effects.
  • the lung compliance measuring apparatus 1 can measure lung compliance with higher accuracy. The reason can be estimated as follows. If the lung compliance measuring apparatus 1 is used, it is not always necessary to acquire pulse wave signals at two or more different inhalation amounts. Therefore, the measurement time is short and the subject's pain is small. As a result, the subject's body movement, blood pressure change, and the like hardly affect the pulse wave signal, and the measurement accuracy of lung compliance increases.
  • lung compliance could be measured with high accuracy by using the lung compliance measuring device 1.
  • lung compliance measurement device 1 lung compliance was measured for each of the subjects in the healthy group and the subjects in the restrictive lung disease group. Note that the lung compliance of the subjects in the healthy group is larger than the lung compliance of the subjects in the restrictive lung disease group.
  • the measurement results are shown in FIG.
  • lung compliance was measured for the same subject by the method described in JP-A-2014-226422. The measurement results are shown in FIG.
  • the lung compliance measuring apparatus 1 uses approximate lines 59 based on a plurality of coordinate points Z for calculation of lung compliance.
  • the degree of dispersion of the plurality of coordinate points Z with respect to the approximate line 59 exceeds a preset threshold value, the calculation of lung compliance is stopped. Therefore, it is possible to suppress calculation of lung compliance with low reliability.
  • the lung compliance measuring apparatus 1 displays a message prompting remeasurement when the degree of dispersion of the plurality of coordinate points Z with respect to the approximate line 59 exceeds a preset threshold value. Therefore, the user can understand the measurement situation and perform remeasurement.
  • the lung compliance measuring apparatus 1 displays the cumulative inspiration amount 39 and the target inspiration amount 37 when the subject is inhaling.
  • the subject can control the respiration rate by comparing the cumulative inspiration amount 39 with the target inspiration amount 37. Therefore, the intake air amount calculated in step 5 can be easily set to a value close to the target intake air amount 37. As a result, lung compliance can be measured more accurately.
  • the target intake air amount 37 is an intake air amount at rest breathing. Therefore, there is little physical burden on the subject. In addition, since the subject's body movement, blood pressure change, and the like are unlikely to occur, it is possible to suppress the measurement accuracy of lung compliance from being reduced due to the pulse wave signal. ⁇ Other embodiments> As mentioned above, although embodiment of this indication was described, this indication is not limited to the above-mentioned embodiment, and can carry out various modifications.
  • the form in which the target intake air amount 37 and the cumulative intake air amount 39 are displayed in the step 4 may be other forms.
  • a bar graph representing the cumulative intake air amount 39 and a bar graph having a constant height representing the target air intake amount 37 may be used.
  • step 4 the intake air amount may be controlled to an appropriate value using the bag 61 and the mouthpiece 63 shown in FIG.
  • the subject 45 holds the mouthpiece 63.
  • the bag 61 is attached to the tip of the mouthpiece 63.
  • the inhalation amount of the subject is limited to the capacity of the bag 61. As a result, the intake air amount can be easily controlled.
  • the approximate line 59 is a straight line passing through one coordinate point Z and the origin A.
  • the target intake air amount may be a constant value. Further, the target intake air amount may be a value set by the user.
  • step 10 If the determination in step 10 is affirmative, lung compliance may be measured.
  • a plurality of functions of one constituent element in the above embodiment may be realized by a plurality of constituent elements, or a single function of one constituent element may be realized by a plurality of constituent elements. . Further, a plurality of functions possessed by a plurality of constituent elements may be realized by one constituent element, or one function realized by a plurality of constituent elements may be realized by one constituent element. Moreover, you may abbreviate
  • a system including the lung compliance measuring device as a constituent element, a program for causing a computer to function as the lung compliance measuring device, and a non-transitive semiconductor memory or the like in which the program is recorded
  • the present disclosure can also be realized in various forms such as an actual recording medium and a lung compliance measurement method.

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Abstract

肺コンプライアンス測定装置（１）は、被験者の脈波信号を取得する脈波信号取得ユニット（７）と、前記脈波信号に基づき胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出ユニット（９）と、前記被験者の吸気量を取得する吸気量取得ユニット（１１）と、肺コンプライアンス算出ユニット（１３）と、を備える。肺コンプライアンス算出ユニットは、胸腔内圧を表すＸ軸及び吸気量を表すＹ軸により規定される座標系において、前記胸腔内圧算出ユニットが算出した胸腔内圧及び前記吸気量取得ユニットが取得した吸気量を表す座標点と、原点とを通る近似線の傾きを肺コンプライアンスとして算出する。

Description

肺コンプライアンス測定装置 関連出願の相互参照
　本出願は、２０１６年１０月５日に出願された日本特許出願番号２０１６－１９７４０５号に基づくもので、ここにその記載内容を援用する。
　本開示は肺コンプライアンス測定装置に関する。
　肺疾患のスクリーニングや治療効果の確認には、肺の柔軟性を表す肺コンプライアンスが有用な指標と言われている。特許文献１に、肺コンプライアンスの測定方法が開示されている。この測定方法では、２以上の異なる吸気量において、ぞれぞれ、脈波信号に基づき胸腔内圧を推定する。次に、吸気量をＹ座標とし、胸腔内圧をＸ座標とするＸ－Ｙ座標系において座標点を２以上設定する。次に、このＸ－Ｙ座標系において、２以上の座標点を通る近似線を求め、その近似線の傾きを肺コンプライアンスとする。
　特許文献１に記載の肺コンプライアンスの測定方法では、脈波信号に基づき胸腔内圧を推定する。脈波信号には、被験者の体動、血圧変化等が影響を与える。脈波信号から精度よく胸腔内圧を推定するためには、脈波信号に対する体動、血圧変化等による影響を抑制する必要がある。
　特許文献１に記載の肺コンプライアンスの測定方法では、２以上の吸気量において、それぞれ、脈波信号を取得する必要がある。そのため、測定時間が長く、被験者の苦痛が大きい。その結果、体動、血圧変化等が脈波信号に影響し、肺コンプライアンスの測定精度が低下してしまう。
特開２０１４－２２６４２２号公報
本開示は、肺コンプライアンスを精度よく測定できる肺コンプライアンス測定装置を提供することを目的とする。
　本開示の一態様によれば、肺コンプライアンス測定装置は、被験者の脈波信号を取得する脈波信号取得ユニットと、前記脈波信号に基づき胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出ユニットと、前記被験者の吸気量を取得する吸気量取得ユニットと、胸腔内圧を表すＸ軸及び吸気量を表すＹ軸により規定される座標系において、前記胸腔内圧算出ユニットが算出した胸腔内圧及び前記吸気量取得ユニットが取得した吸気量を表す座標点と、原点とを通る近似線の傾きを肺コンプライアンスとして算出する肺コンプライアンス算出ユニットと、を備える。
　本開示の肺コンプライアンス測定装置によれば、肺コンプライアンスを精度よく測定することができる。
図１は、肺コンプライアンス測定装置の構成を表すブロック図である。 図２は、肺コンプライアンス測定装置の機能的構成を表すブロック図である。 図３は、肺コンプライアンス測定装置が実行する処理を表すフローチャートである。 図４は、入力フォーマットの構成を表す説明図である。 図５は、目標吸気量と累積吸気量との表示態様を表す説明図である。 図６は、肺コンプライアンス測定装置が実行する胸腔内圧算出処理を表すフローチャートである。 図７は、脈波信号のピークを表す説明図である。 図８は、脈波信号のピーク、第１包絡線、及び第２包絡線を表す説明図である。 図９は、キャリブレーションに用いる装置を表す説明図である。 図１０は、座標点及び近似線を表す説明図であって、近似線に対する複数の座標点の分散の程度が小さい場合を表す説明図である。 図１１は、座標点及び近似線を表す説明図であって、近似線に対する複数の座標点の分散の程度が大きい場合を表す説明図である。 図１２は、目標吸気量と累積吸気量との表示態様を表す説明図である。 図１３は、バッグ及びマウスピースの構成を表す説明図である。 図１４は、肺コンプライアンス測定装置を使用して測定した肺コンプライアンスを表すグラフである。 図１５は、従来の方法で測定した肺コンプライアンスを表すグラフである。
　本開示の実施形態を図面に基づき説明する。
＜第１実施形態＞
　１．肺コンプライアンス測定装置１の構成
　肺コンプライアンス測定装置１の構成を図１、図２に基づき説明する。肺コンプライアンス測定装置１は、ＣＰＵ３と、ＲＡＭ、ＲＯＭ、フラッシュメモリ等の半導体メモリ（以下、メモリ５とする）と、を有する周知のマイクロコンピュータを中心に構成される。肺コンプライアンス測定装置１の各種機能は、ＣＰＵ３が非遷移的実体的記録媒体に格納されたプログラムを実行することにより実現される。この例では、メモリ５が、プログラムを格納した非遷移的実体的記録媒体に該当する。また、このプログラムが実行されることで、プログラムに対応する方法が実行される。なお、肺コンプライアンス測定装置１を構成するマイクロコンピュータの数は１つでも複数でもよい。
　肺コンプライアンス測定装置１は、ＣＰＵ３がプログラムを実行することで実現される機能の構成として、図２に示すように、脈波信号取得ユニット７と、胸腔内圧算出ユニット９と、吸気信号取得ユニット１０と、吸気量取得ユニット１１と、肺コンプライアンス算出ユニット１３と、分散算出ユニット１５と、中止ユニット１７と、報知ユニット１９と、表示ユニット２１と、出力ユニット２３と、を備える。肺コンプライアンス測定装置１を構成するこれらの要素を実現する手法はソフトウェアに限るものではなく、その一部又は全部の要素について、一つあるいは複数のハードウェアを用いて実現してもよい。例えば、上記機能がハードウェアである電子回路によって実現される場合、その電子回路は多数の論理回路を含むデジタル回路、又はアナログ回路、あるいはこれらの組合せによって実現してもよい。
　図１に示すように、肺コンプライアンス測定装置１と、流量センサ２５と、脈波センサ２７と、入力装置２９と、ディスプレイ３１とは、肺コンプライアンス測定システム３３を構成する。
　流量センサ２５は、被験者の吸気流量を測定し、その吸気流量を表す信号（以下では吸気流量信号とする）を肺コンプライアンス測定装置１に出力する。吸気流量とは、単位時間当たりの吸気量を意味する。流量センサ２５としては、例えば、差圧式や熱線式等の周知の流量センサが挙げられる。流量センサ２５は、被験者の呼吸によって空気の流れが生じる場所に設置される。
　脈波センサ２７は、周知の発光素子及び受光素子を備えた光学式のセンサである。発光素子として、例えばＬＥＤ（発光ダイオード）が挙げられる。受光素子として、例えばＰＤ（フォトダイオード）が挙げられる。脈波センサ２７は、発光素子を用いて被験者の指先に光を照射し、その反射光を受光素子で受光する。脈波センサ２７は、被験者の脈波に起因する反射光の経時的な変動に基づき、脈波を検出し、その脈波を表す信号（以下では脈波信号とする）を肺コンプライアンス測定装置１に出力する。
　入力装置２９は、ユーザの入力操作を受け付け、入力内容を表す信号を肺コンプライアンス測定装置１に出力する。入力装置２９としては、例えば、タッチパネル、キーボード、押しボタン等が挙げられる。
　ディスプレイ３１は、肺コンプライアンス測定装置１から送られる信号に応じて画像を表示する。ディスプレイ３１として、例えば、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ等が挙げられる。
　２．肺コンプライアンス測定装置１が実行する処理
　肺コンプライアンス測定装置１が実行する処理を図３～図１１に基づき説明する。この処理は、入力装置２９に対し、肺コンプライアンスの測定を指示する入力があったときに実行される。
　図３のステップ１では、表示ユニット２１が、ディスプレイ３１上に、図４に示す入力フォーマット３５を表示する。入力フォーマット３５は、被験者の性別、年齢、身長、及び疾患（以下ではこれらをまとめて被験者データとする）の入力を促す表示である。性別、年齢、身長、及び疾患は、後述する目標吸気量に影響する事項である。なお、ユーザは、入力フォーマット３５の表示に応じて、入力装置２９を用いて、被験者データを入力する。ユーザは、被験者自身であってもよいし、被験者とは別の者であってもよい。
　ステップ２では、表示ユニット２１が、入力された被験者データを取得する。
　ステップ３では、表示ユニット２１が、前記ステップ２で取得した被験者データに基づき、目標吸気量を算出する。目標吸気量は、被験者の安静呼吸における吸気量である。吸気量とは、１回の吸気における累積の吸気量を意味する。表示ユニット２１は、被験者データと目標吸気量との関係を規定するマップを予め備えている。表示ユニット２１は、前記ステップ２で取得した被験者データをこのマップに入力することで、目標吸気量を算出する。
　ステップ４では、吸気信号取得ユニット１０が、流量センサ２５から継続的に吸気流量信号を取得する。また、それと並行して、脈波信号取得ユニット７が、脈波センサ２７から継続的に脈波信号を取得する。吸気流量信号及び脈波信号の取得は、被験者における複数の呼吸サイクルの間継続して行われる。呼吸サイクルとは、吸気の開始時点から、次回の吸気の開始時点までの期間を意味する。
　また、本ステップ４では、図５に示すように、表示ユニット２１が、前記ステップ３で算出した目標吸気量３７と、累積吸気量３９とをディスプレイ３１に重ねて表示する。累積吸気量３９は、呼吸サイクルの開始時点ｔから現時点までの累積の吸気量から、累積の呼気量を差し引いた値である。累積吸気量３９は、吸気流量信号が表す吸気流量を積分して得られる値である。
　なお、被験者は、目標吸気量３７と、累積吸気量３９とを見ながら、累積吸気量３９の極大値が目標吸気量３７と一致するように、自らの呼吸を制御する。
　図３に戻り、ステップ５では、吸気量取得ユニット１１が、前記ステップ４で取得した吸気流量信号に基づき、吸気量を取得する。吸気量とは、１つの呼吸サイクル全体における累積の吸気量である。吸気量取得ユニット１１は、それぞれの呼吸サイクルにおいて、吸気流量信号が表す吸気流量を累積することで、呼吸量を算出する。前記ステップ４において、吸気流量信号は、複数の呼吸サイクルの間継続して取得されているので、吸気量取得ユニット１１は、複数の呼吸サイクルのそれぞれについて、吸気量を算出する。
　ステップ６では、胸腔内圧算出ユニット９が、前記ステップ４で取得した脈波信号に基づき、胸腔内圧を算出する。胸腔内圧算出ユニット９は、１つの呼吸サイクルごとに胸腔内圧を算出する。前記ステップ４において、脈波信号は、複数の呼吸サイクルの間継続して取得されているので、胸腔内圧算出ユニット９は、複数の呼吸サイクルのそれぞれについて、胸腔内圧を算出する。
　胸腔内圧の算出方法は、特開２００２－３５５２２７号公報、及び特開２０１４－２２６４２２号公報等に開示されている方法と同様である。以下では、胸腔内圧の算出方法における概略を説明する。図６のステップ２１では、前記ステップ４で取得した脈波信号に対し、デジタルフィルタ処理を行う。デジタルフィルタ処理とは、脈波信号において、外乱光ノイズ等に起因する３Ｈｚ以上のノイズと、体動に起因する０．１Ｈｚ以下の信号とをカットする処理である。
　ステップ２２では、図７に示す様に、脈波信号を構成するそれぞれの脈波のピークＰ１を求める。図７における横軸は時間であり、縦軸は脈波信号の出力の大きさである。
　ステップ２３では、図８に示すように、前記ステップ２２で求めた各ピークＰ１を結んで、第１包絡線４１を作成する。
ステップ２４では、公知の体動の判定方法により、被験者の体動があったか否かを判定する。体動がある場合にはステップ２５に進み、体動がない場合にはステップ２６に進む。
　ステップ２５では、前記ステップ２３にて作成した第１包絡線４１から体動の影響を除去するために、公知の包絡線の補正方法にて、体動の終了後における第１包絡線４１を補正する。なお、図８に示す範囲４４は、体動が出現した範囲である。
　ステップ２６では、図８に示すように、前記ステップ２３にて得られた第１包絡線４１、又は、前記ステップ２５にて補正を行った後の第１包絡線４１のピークＰ２を求める。
　ステップ２７では、図８に示すように、各ピークＰ２を結んで、第２包絡線４３を作成する。
　ステップ２８では、第１包絡線４１と第２包絡線４３との差分をとる。そして、１つの呼吸サイクルにおいて、差分の絶対値が最大である部分における差分を、胸腔内圧信号とする。
　ステップ２９では、前記ステップ２８で求めた胸腔内圧信号に、予め設定された係数Ｋを乗算して胸腔内圧を算出する。係数Ｋは、以下のキャリブレーションにより、予め算出しておいた値である。
　キャリブレーションを行うとき、図９に示すように、被験者４５にノーズクリップ４７を取り付け、マウスピース４９をくわえさせる。マウスピース４９には、一方弁５１、５３、抵抗５５、ポンプ５７等が接続している。また、被験者４５に脈波センサ２７を取り付ける。
　この状態で、上記の方法で胸腔内圧信号を求める。また、マウスピース４９内の圧力を求める。マウスピース４９内の圧力は、胸腔内圧に等しいと仮定する。マウスピース４９内の圧力を、胸腔内圧信号の値で除することで、係数Ｋを算出する。
　図３に戻り、ステップ７では、肺コンプライアンス算出ユニット１３が、図１０に示すように、胸腔内圧を表すＸ軸及び吸気量を表すＹ軸により規定される座標系において、前記ステップ６で算出した胸腔内圧及び前記ステップ５で算出した吸気量を表す座標点Ｚを決定する。
　同一の呼吸サイクルにおいて算出された胸腔内圧及び吸気量は、１つの座標点Ｚによって表さられる。胸腔内圧及び吸気量は、複数の呼吸サイクルのそれぞれについて算出されているので、座標点Ｚは複数存在する。
　ステップ８では、肺コンプライアンス算出ユニット１３が、図１０、図１１に示すように、前記ステップ７で決定した座標点Ｚと、原点Ａとを通る近似線５９を算出する。近似線５９は、複数の座標点Ｚに基づき算出された直線であって、ＸとＹとの一次式で表わすことができる直線である。図１０、図１１に示すように、近似線５９は、個々の座標点Ｚの一部又は全部の上を必ずしも通らなくてもよい。
　ステップ９では、分散算出ユニット１５が、近似線５９に対する複数の座標点Ｚの分散の程度を算出する。分散の程度とは、近似線５９に対する座標点Ｚのばらつき具合を表す指標である。
　ステップ１０では、前記ステップ９で算出した分散の程度が予め設定された閾値を越えるか否かを分散算出ユニット１５が判断する。分散の程度が閾値以下である場合はステップ１１に進み、分散の程度が閾値を超える場合はステップ１３に進む。なお、分散の程度が小さく、本ステップで否定判断される場合の例を図１０に示し、分散の程度が大きく、本ステップで肯定判断される場合の例を図１１に示す。
　ステップ１１では、肺コンプライアンス算出ユニット１３が、前記ステップ８で算出した近似線５９の傾きを算出し、その傾きを肺コンプライアンスとする。図１０、図１１に示すように、近似線５９上での胸腔内圧の変化量をΔＰとし、近似線５９上での吸気量の変化量をΔＶとしたとき、傾きは、ΔＶ／ΔＰにより表される値である。
　ステップ１２では、出力ユニット２３が、前記ステップ１１で算出した肺コンプライアンスをディスプレイ３１に出力する。ディスプレイ３１は肺コンプライアンスを表示する。
　一方、前記ステップ１０で肯定判断された場合はステップ１３に進む。ステップ１３では、中止ユニット１７が、肺コンプライアンスの算出を中止する。また、報知ユニット１９が、ディスプレイ３１を用いて、再測定を促す表示を行う。再測定を促す表示は、特有の報知に対応する。
　３．肺コンプライアンス測定装置１が奏する効果
　肺コンプライアンス測定装置１は以下の効果を奏する。
　（１Ａ）肺コンプライアンス測定装置１は、肺コンプライアンスを一層精度よく測定することができる。その理由は以下のように推定できる。肺コンプライアンス測定装置１を用いれば、必ずしも、２以上の異なる吸気量においてそれぞれ脈波信号を取得する必要がない。そのため、測定時間が短く、被験者の苦痛が小さい。その結果、被験者の体動、血圧変化等が脈波信号に影響しにくく、肺コンプライアンスの測定精度が高くなる。
　肺コンプライアンス測定装置１を用いれば肺コンプライアンスを精度よく測定できることを、以下の試験により確認した。肺コンプライアンス測定装置１を用いて、健常群の被験者と、拘束性肺疾患群の被験者とのそれぞれについて、肺コンプライアンスを測定した。なお、健常群の被験者の肺コンプライアンスは、拘束性肺疾患群の被験者の肺コンプライアンスよりも大きい。測定結果を図１４に示す。また、比較例として、特開２０１４－２２６４２２号公報に記載されている方法で、同じ被験者について肺コンプライアンスを測定した。その測定結果を図１５に示す。
　図１４に示すように、肺コンプライアンス測定装置１を使用した場合、健常群と、拘束性肺疾患群との差が明確に現れた。それに比べて、特開２０１４－２２６４２２号公報に記載されている方法では、図１５に示すように、健常群と、拘束性肺疾患群との有意差が認められなかった。この試験結果から、肺コンプライアンス測定装置１が、肺コンプライアンスを一層精度よく測定できることが確認できた。
　（１Ｂ）肺コンプライアンス測定装置１は、肺コンプライアンスの算出に、複数の座標点Ｚに基づく近似線５９を用いる。そして、近似線５９に対する複数の座標点Ｚの分散の程度が予め設定された閾値を超える場合、肺コンプライアンスの算出を中止する。そのため、信頼性が低い肺コンプライアンスを算出してしまうことを抑制できる。
　（１Ｃ）肺コンプライアンス測定装置１は、近似線５９に対する複数の座標点Ｚの分散の程度が予め設定された閾値を超える場合、再測定を促す表示を行う。そのため、ユーザは、測定の状況を理解し、再測定を行うことができる。
　（１Ｄ）肺コンプライアンス測定装置１は、被験者が吸気を行っているとき、累積吸気量３９と、目標吸気量３７とを表示する。被験者は、累積吸気量３９と目標吸気量３７とを見比べて、呼吸量を制御することができる。そのため、前記ステップ５で算出する吸気量を、容易に、目標吸気量３７に近い値とすることができる。その結果、肺コンプライアンスを一層精度よく測定することができる。
　（１Ｅ）目標吸気量３７は、安静呼吸のときの吸気量である。そのため、被験者の身体的負担が少ない。また、被験者の体動、血圧変化等が生じにくいので、それらが脈波信号に影響して肺コンプライアンスの測定精度が低下してしまうことを抑制できる。
＜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、本開示は上述の実施形態に限定されることなく、種々変形して実施することができる。
　（１）前記ステップ４において目標吸気量３７と累積吸気量３９とを表示する形態は他の形態であってもよい。例えば、図１２に示すように、累積吸気量３９を表す棒グラフと、目標吸気量３７を表す一定高さの棒グラフとであってもよい。
　（２）前記ステップ４において、図１３に示すバッグ６１とマウスピース６３とを用いて吸気量を適切な値に制御してもよい。被験者４５はマウスピース６３をくわえる。バッグ６１はマウスピース６３の先端に取り付けられている。被験者の吸気量は、バッグ６１の容量に限定される。その結果、吸気量を容易に制御することができる。
　（３）前記ステップ７で決定する座標点Ｚは１つのみであってもよい。その場合、近似線５９は、１つの座標点Ｚと原点Ａとを通る直線となる。
　（４）目標吸気量は一定の値であってもよい。また、目標吸気量はユーザが設定する値であってもよい。
　（５）前記ステップ１０で肯定判断した場合も、肺コンプライアンスを測定してもよい。
　（６）上記実施形態における１つの構成要素が有する複数の機能を、複数の構成要素によって実現したり、１つの構成要素が有する１つの機能を、複数の構成要素によって実現したりしてもよい。また、複数の構成要素が有する複数の機能を、１つの構成要素によって実現したり、複数の構成要素によって実現される１つの機能を、１つの構成要素によって実現したりしてもよい。また、上記実施形態の構成の一部を省略してもよい。また、上記実施形態の構成の少なくとも一部を、他の上記実施形態の構成に対して付加又は置換してもよい。
　（７）上述した肺コンプライアンス測定装置の他、当該肺コンプライアンス測定装置を構成要素とするシステム、当該肺コンプライアンス測定装置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半導体メモリ等の非遷移的実態的記録媒体、肺コンプライアンス測定方法等、種々の形態で本開示を実現することもできる。

 

Claims (5)

  1. 　被験者の脈波信号を取得する脈波信号取得ユニット（７）と、
    　前記脈波信号に基づき胸腔内圧を算出する胸腔内圧算出ユニット（９）と、
    　前記被験者の吸気量を取得する吸気量取得ユニット（１１）と、
    　胸腔内圧を表すＸ軸及び吸気量を表すＹ軸により規定される座標系において、前記胸腔内圧算出ユニットが算出した胸腔内圧及び前記吸気量取得ユニットが取得した吸気量を表す座標点と、原点とを通る近似線の傾きを肺コンプライアンスとして算出する肺コンプライアンス算出ユニット（１３）と、
    　を備える肺コンプライアンス測定装置（１）。
  2. 　請求項１に記載の肺コンプライアンス測定装置であって、
    　肺コンプライアンス算出ユニットは、前記近似線として、複数の前記座標点に基づく直線を用いるように構成され、
    　前記近似線に対する複数の前記座標点の分散の程度を算出する分散算出ユニット（１５）と、
    　前記分散の程度が予め設定された閾値を超える場合、前記近似線を用いた前記肺コンプライアンスの算出を中止する中止ユニット（１７）と、
    　をさらに備える肺コンプライアンス測定装置。
  3. 　請求項２に記載の肺コンプライアンス測定装置であって、
    　前記分散の程度が予め設定された閾値を超える場合、予め定められた所定の報知を行う報知ユニット（１９）をさらに備える肺コンプライアンス測定装置。
  4. 　請求項１～３のいずれか１項に記載の肺コンプライアンス測定装置であって、
    　前記被験者が吸気を行っているとき、前記被験者の累積の吸気量と、予め設定された目標吸気量とを表示する表示ユニット（２１）をさらに備える肺コンプライアンス測定装置。
  5. 　請求項４に記載の肺コンプライアンス測定装置であって、
    　前記目標吸気量は、前記被験者が安静呼吸のときの吸気量である肺コンプライアンス測定装置。

     
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