(57)【要約】【課題】血液の拍出量と相関がある生体情報を精度よく測定する。【解決手段】生体情報測定装置１０は、それぞれ被測定者に照射したＩＲ光の受光量の変化を表すＩＲ光信号と、赤色光の受光量の変化を表す赤色光信号を用いて、被測定者の呼吸の停止に伴う血中酸素濃度の変化を測定し、血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下した場合に、呼吸を再開するよう被測定者に報知する。【選択図】図１７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定者に照射された第１の波長を有する光の受光量の変化を表す第１の信号と、前記被測定者に照射された第２の波長を有する光の受光量の変化を表す第２の信号を用いて、呼吸の停止及び再開に伴う血中酸素濃度の変化と相関関係のある生体情報を測定する測定部と、
前記測定部で前記生体情報が呼吸を停止する前より低下したと測定された場合に呼吸を再開するように報知する報知部と、
を備えた生体情報測定装置。
【請求項２】
前記測定部は、前記生体情報の変化が前記生体情報の低下を表す予め定めた低下条件を満たした場合に、前記生体情報が呼吸を停止する前より低下したと測定する
請求項１記載の生体情報測定装置。
【請求項３】
前記低下条件が、前記生体情報が予め定めた基準閾値よりも低下するという条件に設定された
請求項２記載の生体情報測定装置。
【請求項４】
前記低下条件が、前記生体情報が前記基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間における前記生体情報の統計量が、前記基準閾値よりも低下するという条件に設定された
請求項３記載の生体情報測定装置。
【請求項５】
前記低下条件が、前記生体情報が前記基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間における前記生体情報の低下の度合いが、予め定めた基準の低下度合いを超えるという条件に設定された
請求項３記載の生体情報測定装置。
【請求項６】
前記第１の波長を有する光、及び前記第２の波長を有する光が照射される前記被測定者の部位によって、前記基準閾値が異なる
請求項３〜請求項５の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
【請求項７】
前記低下条件が、前記生体情報の低下の度合いが予め定めた基準の低下度合いを超えるという条件に設定された
請求項２記載の生体情報測定装置。
【請求項８】
前記生体情報の低下の度合いが前記生体情報の変化を表すグラフの傾きによって表される
請求項７記載の生体情報測定装置。
【請求項９】
前記測定部は、前記生体情報の低下に伴う前記報知部の報知によって再開された前記被測定者の呼吸の再開時間から前記生体情報の変曲点が現れるまでの時間を、呼吸の再開によって体内に取り込まれた酸素が前記第１の波長を有する光、及び前記第２の波長を有する光が照射される部位に達するまでの時間を表す酸素循環時間として測定する
請求項１〜請求項８の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
【請求項１０】
前記第１の信号または前記第２の信号から前記被測定者の呼吸波形を抽出する呼吸波形抽出部を備え、
前記測定部は、前記呼吸波形抽出部で抽出された前記被測定者の呼吸波形から得られる呼吸の再開時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする
請求項９記載の生体情報測定装置。
【請求項１１】
前記測定部は、前記報知部が呼吸の再開を報知した時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする
請求項９記載の生体情報測定装置。
【請求項１２】
前記測定部は、前記報知部が呼吸の再開を報知した後、前記被測定者が呼吸を再開したことを通知する再開通知を受け付けた時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする
請求項９記載の生体情報測定装置。
【請求項１３】
前記測定部は、前記酸素循環時間の測定を開始する前と後で、前記被測定者の異なる部位の前記生体情報を測定する
請求項９〜請求項１２の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
【請求項１４】
前記測定部は、前記酸素循環時間の測定を開始する前は、前記生体情報を測定している他の部位に比べて前記生体情報が早く低下する部位の前記生体情報を測定し、前記酸素循環時間の測定を開始した後は、前記生体情報を測定している他の部位に比べて、前記被測定者の呼吸の変化に対して前記生体情報が変化するまでに時間を要する部位の前記生体情報を測定する
請求項１３記載の生体情報測定装置。
【請求項１５】
前記測定部は、前記酸素循環時間の測定を開始するまでは前記被測定者の耳たぶの前記生体情報を測定し、前記酸素循環時間の測定を開始した後は、前記被測定者の指先の前記生体情報を測定する
請求項１４記載の生体情報測定装置。
【請求項１６】
前記被測定者の動脈血液量の変化に伴う、前記第１の信号の変化量と前記第２の信号の変化量との差が小さくなるように、前記第１の信号及び前記第２の信号の少なくとも一方を補正する補正部を備え、
前記測定部は、前記補正部により少なくとも一方が補正された第１の信号の値及び第２の信号の値との差分を用いて前記生体情報の変化を測定する
請求項１〜請求項１５の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
【請求項１７】
前記測定部は、前記第１の信号の変化量と前記第２の信号の変化量の比率を用いて前記生体情報の変化を測定する
請求項１〜請求項１５の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
【請求項１８】
コンピュータを、請求項１〜請求項１７の何れか１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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
特許文献１には、センサを用いて生体から抽出した動脈血の吸光度信号に基づいて酸素飽和度の変化を算出する酸素運搬の循環時間測定方法が記載されている。この酸素運搬の循環時間測定方法は、生体への吸気酸素量を変化させると共にその変化させた時点を基準点とし、その基準点から動脈血の酸素飽和度が変化するまでの時間を測定する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２００６−２３１０１２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
血液の拍出量と相関がある生体情報を、血中の酸素濃度の変化によって測定することがある。したがって、これまでは被測定者に呼吸を停止させ、生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が現れる長さとして予め定められた規定時間の経過後に呼吸を再開させることで、血中の酸素濃度に変化を生じさせ、生体情報を測定している。
【０００５】
しかしながら、生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が現れるまでの長さには個人差がある。したがって、他の被測定者に比べて生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が早く現れる被測定者の場合、必要以上に呼吸を停止しなければならず、場合によっては息苦しくなることがある。また、他の被測定者に比べて生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が遅く現れる被測定者の場合、規定時間が経過しても生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が現れないこともあり、このような場合、生体情報の測定精度の低下につながる。
【０００６】
本発明は、呼吸を止めてから規定時間の経過に伴って呼吸を再開する場合と比較して、血液の拍出量と相関がある生体情報を精度よく測定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。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的を達成するために、第１態様に係る生体情報測定装置は、被測定者に照射された第１の波長を有する光の受光量の変化を表す第１の信号と、前記被測定者に照射された第２の波長を有する光の受光量の変化を表す第２の信号を用いて、呼吸の停止及び再開に伴う血中酸素濃度の変化と相関関係のある生体情報を測定する測定部と、前記測定部で前記生体情報が呼吸を停止する前より低下したと測定された場合に呼吸を再開するように報知する報知部と、を備える。
【０００８】
第２態様に係る生体情報測定装置は、第１態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記生体情報の変化が前記生体情報の低下を表す予め定めた低下条件を満たした場合に、前記生体情報が呼吸を停止する前より低下したと測定する。
【０００９】
第３態様に係る生体情報測定装置は、第２態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報が予め定めた基準閾値よりも低下するという条件に設定される。
【００１０】
第４態様に係る生体情報測定装置は、第３態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報が前記基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間における前記生体情報の統計量が、前記基準閾値よりも低下するという条件に設定される。
【００１１】
第５態様に係る生体情報測定装置は、第３態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報が前記基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間における前記生体情報の低下の度合いが、予め定めた基準の低下度合いを超えるという条件に設定される。
【００１２】
第６態様に係る生体情報測定装置は、第３態様〜第５態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記第１の波長を有する光、及び前記第２の波長を有する光が照射される前記被測定者の部位によって、前記基準閾値が異なる。
【００１３】
第７態様に係る生体情報測定装置は、第２態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報の低下の度合いが予め定めた基準の低下度合いを超えるという条件に設定される。
【００１４】
第８態様に係る生体情報測定装置は、第７態様に係る生体情報測定装置において、前記生体情報の低下の度合いが前記生体情報の変化を表すグラフの傾きによって表される。
【００１５】
第９態様に係る生体情報測定装置は、第１態様〜第８態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記生体情報の低下に伴う前記報知部の報知によって再開された前記被測定者の呼吸の再開時間から前記生体情報の変曲点が現れるまでの時間を、呼吸の再開によって体内に取り込まれた酸素が前記第１の波長を有する光、及び前記第２の波長を有する光が照射される部位に達するまでの時間を表す酸素循環時間として測定する。
【００１６】
第１０態様に係る生体情報測定装置は、第９態様に係る生体情報測定装置において、前記第１の信号または前記第２の信号から前記被測定者の呼吸波形を抽出する呼吸波形抽出部を備え、前記測定部は、前記呼吸波形抽出部で抽出された前記被測定者の呼吸波形から得られる呼吸の再開時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする。
【００１７】
第１１態様に係る生体情報測定装置は、第９態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記報知部が呼吸の再開を報知した時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする。
【００１８】
第１２態様に係る生体情報測定装置は、第９態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記報知部が呼吸の再開を報知した後、前記被測定者が呼吸を再開したことを通知する再開通知を受け付けた時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする。
【００１９】
第１３態様に係る生体情報測定装置は、第９態様〜第１２態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記酸素循環時間の測定を開始する前と後で、前記被測定者の異なる部位の前記生体情報を測定する。
【００２０】
第１４態様に係る生体情報測定装置は、第１３態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記酸素循環時間の測定を開始する前は、前記生体情報を測定している他の部位に比べて前記生体情報が早く低下する部位の前記生体情報を測定し、前記酸素循環時間の測定を開始した後は、前記生体情報を測定している他の部位に比べて、前記被測定者の呼吸の変化に対して前記生体情報が変化するまでに時間を要する部位の前記生体情報を測定する。
【００２１】
第１５態様に係る生体情報測定装置は、第１４態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記酸素循環時間の測定を開始するまでは前記被測定者の耳たぶの前記生体情報を測定し、前記酸素循環時間の測定を開始した後は、前記被測定者の指先の前記生体情報を測定する。
【００２２】
第１６態様に係る生体情報測定装置は、第１態様〜第１５態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記被測定者の動脈血液量の変化に伴う、前記第１の信号の変化量と前記第２の信号の変化量との差が小さくなるように、前記第１の信号及び前記第２の信号の少なくとも一方を補正する補正部を備え、前記測定部は、前記補正部により少なくとも一方が補正された第１の信号の値及び第２の信号の値との差分を用いて前記生体情報の変化を測定する。
【００２３】
第１７態様に係る生体情報測定装置は、第１態様〜第１５態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記第１の信号の変化量と前記第２の信号の変化量の比率を用いて前記生体情報の変化を測定する。
【００２４】
第１８態様に係る生体情報測定プログラムは、コンピュータを、第１態様〜第１７態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置の各部として機能させるためのプログラムである。
【発明の効果】
【００２５】
第１態様及び第１８態様によれば、呼吸を止めてから規定時間の経過に伴って呼吸を再開する場合と比較して、血液の拍出量と相関がある生体情報を精度よく測定することができる、という効果を有する。
【００２６】
第２態様によれば、生体情報の低下が低下したことを表す共通の低下条件を設定しない場合と比較して、生体情報が低下したか定量的に判定することができる、という効果を有する。
【００２７】
第３態様によれば、これまでに測定した測定データを用いることなく、最新の測定データだけで生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。
【００２８】
第４態様によれば、生体情報が基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間で再び基準閾値以上となるような変動を示す場合であっても、生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。
【００２９】
第５態様によれば、生体情報が基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間で再び基準閾値以上となるような変動を示す場合であっても、生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。
【００３０】
第６態様によれば、生体情報を測定する部位と関係なく、基準閾値を同じ値に設定する場合と比較して、生体情報が低下したことを精度よく判定することができる、という効果を有する。
【００３１】
第７態様によれば、予め基準閾値を設定することなく、生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。
【００３２】
第８態様によれば、生体情報の低下の度合いを視覚的に表すことができる、という効果を有する。
【００３３】
第９態様によれば、波長の異なる２つの光を被測定者に照射することで、酸素循環時間を測定することができる、という効果を有する。
【００３４】
第１０態様によれば、酸素循環時間の測定に伴って得られる呼吸波形から、呼吸の再開時間を取得することができる、という効果を有する。
【００３５】
第１１態様によれば、呼吸の再開時間を呼吸波形から取得する場合と比較して、容易に取得することができる、という効果を有する。
【００３６】
第１２態様によれば、報知部が呼吸の再開を報知した時間を呼吸の再開時間とする場合と比較して、呼吸の再開時間を精度よく取得することができる、という効果を有する。
【００３７】
第１３態様によれば、酸素循環時間の測定が終了するまで同じ部位の生体情報を測定し続ける場合と比較して、酸素循環時間を精度よく測定することができる、という効果を有する。
【００３８】
第１４態様によれば、酸素循環時間の測定が終了するまで同じ部位の生体情報を測定し続ける場合と比較して、酸素循環時間の測定に伴い被測定者に生じる負担を軽減することができる、という効果を有する。
【００３９】
第１５態様によれば、酸素循環時間の測定を開始するまでは被測定者の指先の生体情報を測定する場合と比較して、生体情報が低下したか早く判定することができる、という効果を有する。
【００４０】
第１６態様によれば、第１の信号の変化量と第２の信号の変化量の比率を用いて生体情報の変化を測定する場合と比較して、生体情報の変化を精度よく測定することができる、という効果を有する。
【００４１】
第１７態様によれば、少なくとも一方が補正された第１の信号の値及び第２の信号の値との差分を用いて生体情報の変化を測定する場合と比較して、生体情報の測定に要する時間を短縮することができる、という効果を有する。
【図面の簡単な説明】
【００４２】
【図１】血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。
【図２】生体からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。
【図３】血管にレーザ光を照射した場合に生じるドップラーシフトの説明に供する模式図である。
【図４】血管にレーザ光を照射した場合に生じるスペックルの説明に供する模式図である。
【図５】単位時間における周波数毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。
【図６】単位時間あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。
【図７】生体に吸収される光の吸光量の変化の一例を示すグラフである。
【図８】ヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。
【図９】呼吸波形の測定原理の説明に供する模式図である。
【図１０】拍出量の測定原理の説明に供する模式図である。
【図１１】ＬＦＣＴの測定方法の一例を説明するためのグラフである。
【図１２】生体情報測定装置の電気的な構成の一例を示すブロック図である。
【図１３】生体情報測定装置における発光素子及び受光素子の配置の一例を示す図である。
【図１４】生体情報測定装置における発光素子及び受光素子の配置の別の例を示す図である。
【図１５】受光素子におけるデータのサンプリングタイミングの一例を示すグラフである。
【図１６】生体情報測定装置の機能的な構成の一例を示すブロック図である。
【図１７】生体情報測定装置における測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【図１８】ＩＲ光信号の振幅及び赤色光信号の振幅の一例を示すグラフである。
【図１９】係数と脈波差との関係の一例を示すグラフである。
【図２０】ＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。
【図２１】補正後のＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。
【図２２】脈波差から特定されたＬＦＣＴの一例を示すグラフである。
【図２３】振幅比から特定されたＬＦＣＴを示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００４３】
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態の一例について詳細に説明する。
【００４４】
まず、図１を参照して、生体情報のうち、特に血液に関する生体情報の一例である血流情報及び血中の酸素飽和度の測定方法について説明する。
【００４５】
図１は、本実施形態に係る血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。
【００４６】
図１に示すように、血流情報及び血中の酸素飽和度とは、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、生体８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等の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。
【００４７】
（血流情報の測定）
図２は、本実施形態に係る生体８からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。
【００４８】
なお、図２において、グラフ８０の横軸は時間の経過を表し、縦軸は受光素子３の受光量を表す。
【００４９】
図２に示すように、受光素子３の受光量は時間の経過に伴って変化するが、これは血管を含む生体８への光の照射に対して現われる３つの光学現象の影響を受けるためであると考えられる。
【００５０】
１つ目の光学現象として、脈動によって、測定している血管内に存在する血液量が変化することによる光の吸収の変化が考えられる。血液には、例えば赤血球等の血球細胞が含まれ、毛細血管６等の血管内を移動するため、血液量が変化することによって血管内を移動する血球細胞の数も変化し、受光素子３での受光量に影響を与えることがある。
【００５１】
２つ目の光学現象として、ドップラーシフトによる影響が考えられる。
【００５２】
図３は、本実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるドップラーシフトの説明に供する模式図である。
【００５３】
図３に示すように、例えばレーザ光のような周波数ω0のコヒーレント光４０を発光素子１から血管の一例である毛細血管６を含む領域に照射した場合、毛細血管６を移動する血球細胞で散乱した散乱光４２は、血球細胞の移動速度により決まる差周波Δω0を有するドップラーシフトを生じることになる。一方、血球細胞等の移動体を含まない皮膚等の組織（静止組織）で散乱した散乱光４２の周波数は、照射したレーザ光の周波数と同じ周波数ω0を維持する。したがって、毛細血管６等の血管で散乱したレーザ光の周波数ω0＋Δω0と、静止組織で散乱したレーザ光の周波数ω0とが互いに干渉し、差周波Δω0を有するビート信号が受光素子３で観測され、受光素子３の受光量が時間の経過に伴って変化する。なお、受光素子３で観測されるビート信号の差周波Δω0は血球細胞の移動速度に依存するが、約数十ｋＨｚを上限とした範囲に含まれる。
【００５４】
また、３つ目の光学現象として、スペックルによる影響が考えられる。
【００５５】
図４は、本実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるスペックルの説明に供する模式図である。
【００５６】
図４に示すように、レーザ光のようなコヒーレント光４０を、発光素子１から血管中を矢印４４の方向に移動する赤血球等の血球細胞７に照射した場合、血球細胞７にぶつかったレーザ光は様々な方向に散乱する。散乱光は位相が異なるためにランダムに干渉し合う。これによりランダムな斑点模様の光強度分布を生じる。このようにして形成される光強度の分布パターンは「スペックルパターン」と呼ばれる。
【００５７】
既に説明したように、血球細胞７は血管中を移動するため、血球細胞７における光の散乱状態が変化し、スペックルパターンが時間の経過と共に変動する。したがって、受光素子３の受光量が時間の経過に伴って変化する。
【００５８】
次に、血流情報の求め方の一例について説明する。図２に示す時間経過に伴う受光素子３の受光量が得られた場合、予め定めた単位時間Ｔ0の範囲に含まれるデータを切り出し、当該データに対して、例えば高速フーリエ変換（Fast Fourier Transform: FFT）を実行することで、周波数ω毎のスペクトル分布が得られる。
【００５９】
図５は、本実施形態に係る単位時間Ｔ0における周波数ω毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。
【００６０】
なお、図５において、グラフ８２の横軸は周波数ωを表し、縦軸はスペクトル強度を表す。
【００６１】
ここで、血液量はグラフ８２の横軸と縦軸とで囲まれた斜線領域８４で表されるパワースペクトルの面積を全光量で規格化した値に比例する。また、血流速度はグラフ８２で表されるパワースペクトルの周波数平均値に比例するため、周波数ωと周波数ωにおけるパワースペクトルの積を周波数ωについて積分した値を斜線領域８４の面積で除算した値に比例する。
【００６２】
なお、血流量は血液量と血流速度の積で表わされるため、上記血液量と血流速度の算出式より求めることが可能である。血流量、血流速度、血液量は血流情報の一例であり、血流情報はこれに限定されない。
【００６３】
図６は、本実施形態に係る単位時間Ｔ0あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。
【００６４】
なお、図６において、グラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。
【００６５】
図６に示すように、血流量は時間と共に変動するが、その変動の傾向は２つの種類に分類される。例えば図６の区間Ｔ１における血流量の変動幅８８に比べて、区間Ｔ２における血流量の変動幅９０は大きい。これは、区間Ｔ１における血流量の変化が、主に脈の動きに伴う血流量の変化であるのに対して、区間Ｔ２における血流量の変化は、例えばうっ血や神経活動等の原因に伴う血流量の変化を示しているためであると考えられる。
【００６６】
（酸素飽和度の測定）
次に、血中の酸素飽和度の測定について説明する。血中の酸素飽和度とは、血中酸素濃度の一例であり、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、貧血等の症状が発生しやすくなる。
【００６７】
図７は、本実施形態に係る生体８に吸収される光の吸光量の変化の一例を示すグラフである。
【００６８】
なお、図７において、グラフ９２の横軸は時間を表し、縦軸は吸光量を表す。
【００６９】
図７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。
【００７０】
更に、生体８における吸光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７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。
【００７１】
図７において、時刻ｔaにおける受光量をＩa、時刻ｔbにおける受光量をＩb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。
【００７２】
（数１）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉb／Ｉa)・・・（１）
【００７３】
図８は、本実施形態に係るヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。
【００７４】
なお、図８において、縦軸は吸光度を表し、横軸は波長を表す。
【００７５】
図８に示すように、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）は、特に約８８０ｎｍ近辺の波長を有する赤外線（infrared: IR）領域の光を吸収しやすく、酸素と結合していないヘモグロビン（還元ヘモグロビン）は、特に約６６５ｎｍ近辺の波長を有する赤色領域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。
【００７６】
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ΔＡＩＲと、赤色光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡＲｅｄ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）式においてｋは比例定数である。
【００７７】
（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡＲｅｄ／ΔＡＩＲ)・・・（２）
【００７８】
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、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とを一部の発光期間が重複してもよいが、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。
【００７９】
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。
【００８０】
（数３）
ΔＡ＝ｌｎＩb−ｌｎＩa・・・（３）
【００８１】
また、（１）式は（４）式のように変形することができる。
【００８２】
（数４）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉb／Ｉa)＝ｌｎ(１＋(Ｉb-Ｉa)／Ｉa)  ・・・（４）
【００８３】
通常、（Ｉb-Ｉa）≪Ｉaであることから、ｌｎ(Ｉb／Ｉa)≒(Ｉb-Ｉa)／Ｉa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。
【００８４】
（数５）
ΔＡ≒(Ｉb-Ｉa)／Ｉa  ・・・（５）
【００８５】
なお、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、以降では、ＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ１」といい、赤色光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ２」というようにする。また、一例として、発光素子ＬＤ１を血流量の算出で使用する発光素子１とし、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を、血中の酸素飽和度の算出で利用する発光素子１とする。
【００８６】
また、血中の酸素飽和度を測定する場合、受光量の測定周波数は約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分であることが知られているため、発光素子ＬＤ２の１秒あたりの点滅回数を表す発光周波数も約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分である。したがって、発光素子ＬＤ２における消費電力等の観点からは、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数より低くすることが好ましいが、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数に合わせ、発光素子ＬＤ１と発光素子ＬＤ２を交互に発光させるようにしてもよい。
【００８７】
次に、図９を参照して、生体８の末梢部位から得られる脈波信号から呼吸波形を測定する原理について説明する。ここでいう末梢部位の一例としては、手の指先や、足の指先、耳たぶ等が挙げられる。なお、末梢部位には、肘よりも先の部位や、膝よりも先の部位等も含まれる。また、呼吸波形とは、生体８の呼吸状態を示す信号の波形であり、呼気及び吸気の時間変化を表す時系列信号の波形とされる。
【００８８】
図９は、本実施形態に係る呼吸波形の測定原理の説明に供する模式図である。
【００８９】
図９に示すように、吸気時には以下に示すステップにより脈波信号の振幅が減少する。
（Ｓ１）胸腔内圧が低下して陰圧となり、肺が拡張する。
（Ｓ２）静脈還流量が増加する。
（Ｓ３）右心房に流入する血液量が増加する。
（Ｓ４）肺の血管床が拡がり、肺が貯留する血液量が増加する。
（Ｓ５）肺から左心房に戻る血液量が減少する。
（Ｓ６）左心室の１回拍出量が減少する。
（Ｓ７）脈波信号の振幅が減少する。
【００９０】
一方、呼気時には以下に示すステップにより脈波信号の振幅が増加する。
（Ｓ８）肺から絞り出た血液が左心室に流入する。
（Ｓ９）脈波信号の振幅が増加する。
【００９１】
つまり、「心臓のポンプ動作」により生じる脈動に、呼吸により生じる「肺のポンプ動作」の影響が重畳されるため、生体８の末梢部位から得られる脈波信号から呼吸波形を測定することが可能となる。
【００９２】
次に、図１０を参照して、心臓からの血液の拍出量と相関がある指標の一例である酸素循環時間（Lung to Finger Circulation Time：ＬＦＣＴ）を測定する原理について説明する。ここでいう拍出量には、上述の心拍出量に限らず、１回拍出量、心係数等も含まれる。なお、心拍出量とは、心臓の単位時間（例えば１分）当たりの収縮によって動脈へ拍出される血液量と定義される。１回拍出量とは、心臓の１回の収縮によって動脈へ拍出される血液量と定義される。心係数とは、心拍出量を被測定者の体表面積で除して得られる係数と定義される。また、ＬＦＣＴとは、呼吸で取り込まれた酸素が肺及び心臓を通り指先に到達するまでの時間と定義される。
【００９３】
図１０は、本実施形態に係る拍出量の測定原理の説明に供する模式図である。
【００９４】
図１０に示すように、上記拍出量とＬＦＣＴとは相関がある。例えば拍出量の一例である心拍出量をＣＯとした場合、心拍出量ＣＯは、以下に示す（６）式により算出される。
【００９５】
（数６）
ＣＯ＝（ａ０×Ｓ）／ＬＦＣＴ・・・（６）
【００９６】
ここで、ａ０は定数であり、例えばａ０＝５０が用いられる。また、Ｓは被測定者の体表面積（ｍ2）であり、ＬＦＣＴの単位は秒である。
【００９７】
図１１は、本実施形態に係るＬＦＣＴの測定方法の一例を説明するためのグラフである。
【００９８】
なお、図１１において、縦軸は酸素飽和度の逆数を表し、横軸は時間を表す。
【００９９】
図１１に示すように、本実施形態に係るＬＦＣＴは、上述した酸素飽和度の変化から測定される。すなわち、ＬＦＣＴは、一定期間呼吸を停止した後に呼吸を再開した時点から、酸素飽和度が回復し始めたことを示す変曲点までの時間を測定することで得られる。
【０１００】
なお、上記ＬＦＣＴの測定では、血中酸素濃度の変化の検出に、一例として、ＩＲ光信号の変化量と赤色光信号の変化量との比率、つまり、波長が異なる２つの脈波信号（ここではＩＲ光信号及び赤色光信号）の振幅比が用いられる。この振幅比を用いる場合、例えば心房細動を持つ生体や、環境温度や精神状態等の影響により血流量が低下している生体等に対して、血中酸素濃度を精度よく測定することが難しい場合がある。したがって、後ほど説明するように、ＩＲ光信号の変化量及び赤色光信号の変化量との差分を用いて血中酸素濃度を測定してもよい。
【０１０１】
図１２は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０の電気的な構成の一例を示すブロック図である。
【０１０２】
図１２に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０は、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換回路１８、制御部２０、表示部２２、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３を備えている。なお、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、受光素子３、及び増幅回路１６は、センサ部を構成している。また、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ変換回路１８、制御部２０、及び表示部２２は、本体部を構成している。本実施形態では、これらのセンサ部と本体部とは別体で構成され、有線又は無線を介して通信可能とされている。なお、センサ部と本体部とが一体的に構成されていてもよい。また、センサ部は、外部光が入力しないように生体８に密着するように取り付けられる。本実施形態に係るセンサ部は、一例として、生体８の指先に取り付けられるが、耳たぶ等の他の末梢部位にも取り付け可能とされている。
【０１０３】
発光制御部１２は、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に駆動電力を供給する電力供給回路を含む駆動回路１４に、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の発光周期及び発光期間を制御する制御信号を出力する。なお、発光制御部１２は、制御部２０の一部として実現してもよい。
【０１０４】
駆動回路１４は、発光制御部１２からの制御信号を受け付けると、制御信号で指示された発光周期及び発光期間に従って、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に駆動電力を供給し、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を駆動する。
【０１０５】
受光素子３は、受光部の一例であり、発光素子ＬＤ１から第１の波長の光を受光し、受光した第１の波長の光に対応する第１の受光信号と、発光素子ＬＤ２から第２の波長の光を受光し、受光した第２の波長の光に対応する第２の受光信号と、を出力する。なお、本実施形態では、第１の波長として赤外領域に対応する波長の範囲が適用され、第２の波長として赤色領域に対応する波長の範囲が適用される。また、第１の受光信号にはＩＲ光信号が適用され、第２の受光信号には赤色光信号が適用される。
【０１０６】
増幅回路１６は、受光素子３で発生する光の強さに応じた電流を電圧に変換し、Ａ／Ｄ変換回路１８の入力電圧範囲として規定される電圧レベルまで増幅する。
【０１０７】
Ａ／Ｄ変換回路１８は、増幅回路１６で増幅した電圧を入力として、当該電圧の大きさで表される受光素子３の受光量を数値化して出力する。
【０１０８】
制御部２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）２０Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）２０Ｂ、及びＲＡＭ（Random Access Memory）２０Ｃを備えている。ＲＯＭ２０Ｂには、生体情報測定プログラムが記憶される。
【０１０９】
表示部２２は、生体情報の測定結果を通知する。表示部２２には、例えば液晶ディスプレイ（ＬＣＤ:Liquid Crystal Display）や有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイ等が用いられる。表示部２２は、タッチパネルを一体的に有している。
【０１１０】
図１３は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０における発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置の一例を示す図である。また、図１４は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０における発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置の別の例を示す図である。
【０１１１】
図１３に示すように、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、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の表面近傍を透過した発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の光を受光する。
【０１１２】
なお、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置は、図１３の配置例に限定されない。例えば図１４に示すように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２と、受光素子３とを、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を透過した発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の光を受光する。
【０１１３】
なお、ここでは一例として、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２は、共に面発光レーザ素子であるものとして説明するが、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ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の各々から照射される光はレーザ光でなくてもよい。この場合、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の各々には、発光ダイオード（Light-Emitting Diode: LED）又は有機発光ダイオード（Organic Light-Emitting Diode: OLED）を用いてもよい。
【０１１４】
図１５は、本実施形態に係る受光素子３におけるデータのサンプリングタイミングの一例を示すグラフである。図１５において、丸印の位置がサンプリングタイミングを示している。
【０１１５】
なお、図１５において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。
【０１１６】
図１５に示すように、受光素子３が発光素子ＬＤ１から受光した光に対応する出力電圧を、ＩＲ１、ＩＲ２、・・・、ＩＲｎとした場合に、時系列データとしてＩＲ（ｔ）＝ＩＲ１、ＩＲ２、・・・、ＩＲｎが得られる。同様に、受光素子３が発光素子ＬＤ２から受光した光に対応する出力電圧を、Ｒｅｄ１、Ｒｅｄ２、・・・、Ｒｅｄｎとした場合に、時系列データとしてＲｅｄ（ｔ）＝Ｒｅｄ１、Ｒｅｄ２、・・・、Ｒｅｄｎが得られる。このとき、両方の発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に対して、発光しない期間を設け、暗状態での出力Ｄａｒｋ１、Ｄａｒｋ２、・・・、Ｄａｒｋｎを得るようにしてもよい。この場合、ＩＲ（ｔ）は、ＩＲ１−Ｄａｒｋ１、ＩＲ２−Ｄａｒｋ２、・・・、ＩＲｎ−Ｄａｒｋｎとしてもよい。同様に、Ｒｅｄ（ｔ）は、Ｒｅｄ１−Ｄａｒｋ１、Ｒｅｄ２−Ｄａｒｋ２、・・・、Ｒｅｄｎ−Ｄａｒｋｎとしてもよい。これらのデータのサンプリングは、発光期間の終了近くで出力が安定している状態で行うことが望ましい。
【０１１７】
図１６は、生体情報測定装置１０の機能的な構成の一例を示すブロック図である。
【０１１８】
図１６に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０は除去部３０、補正部３１、測定部３２、検出部３３、特定部３４、推定部３５、及び報知部３６の各機能部を含む。更に、特定部３４には抽出部３７が含まれる。除去部３０は、生体情報測定装置１０に必須の構成要素ではなく、必要に応じて設けるようにすればよい。
【０１１９】
ＣＰＵ２０Ａは、ＲＯＭ２０Ｂに記憶されている生体情報測定プログラムを実行することにより、図１６に示す各機能部として機能する。
【０１２０】
まず、除去部３０を設けない場合の各部の構成について説明する。
【０１２１】
本実施形態に係る補正部３１は、受光素子３から出力されたＩＲ光信号及び赤色光信号の各々を受け付け、生体８の動脈血液量の変化に伴う、ＩＲ光信号の変化量（以下、ΔＩＲという。）と赤色光信号の変化量（以下、ΔＲｅｄという。）との差が小さくなるように、ＩＲ光信号を補正する。この動脈血液量の変化は、心拍に伴う脈動の振幅を表している。ＩＲ光信号は第１の信号の一例であり、赤色光信号は第２の信号の一例である。
【０１２２】
上記補正は、ΔＩＲとΔＲｅｄとを同一にする補正であることが望ましい。ここで、ΔＩＲは、ＩＲ光信号の振幅として表され、ΔＲｅｄは、赤色光信号の振幅として表される。この場合、上記補正は、ΔＩＲとΔＲｅｄとの振幅比（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）で表される係数αを、ＩＲ光信号の値（ＩＲ（ｔ））に乗じることで行われる。つまり、ＩＲ（ｔ）の補正後の出力は、α×ＩＲ（ｔ）となる。
【０１２３】
本実施形態に係る測定部３２は、補正部３１により補正されたＩＲ光信号及び赤色光信号に基づいて、生体８における血中酸素濃度、具体的には酸素飽和度を測定する。そして、測定部３２は、ＬＦＣＴを測定するために呼吸を停止した被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したことを測定した場合、報知部３６に通知する。なお、酸素飽和度は血中酸素濃度の一例であることから、以降では、血中酸素濃度の変化と相関関係のある生体情報を総称して「血中酸素濃度」ということにする。
【０１２４】
報知部３６は、測定部３２から被測定者の血中酸素濃度が低下したことを通知された場合、被測定者に対して呼吸を再開するように報知する。
【０１２５】
また、測定部３２は被測定者が呼吸を再開した後、ＬＦＣＴを測定するため、一例として補正部３１により補正されたＩＲ光信号及び赤色光信号との差（以下、この差を「脈波差」という。）を測定する。例えば脈波差をβ（ｔ）とした場合、β（ｔ）は、以下に示す（７）式により求められる。
【０１２６】
（数７）
β（ｔ）＝α×ＩＲ（ｔ）−Ｒｅｄ（ｔ）・・・（７）
【０１２７】
本実施形態に係る検出部３３は、測定部３２により測定された脈波差β（ｔ）に基づいて、生体８の吸気酸素量の変化に伴う血中酸素濃度の変曲点を検出する。なお、吸気酸素量を変化させる方法としては、一例として、息止めによる方法等が挙げられる。また、ここでいう吸気酸素量の変化とは、少なくとも数秒間に渡り血中酸素濃度に変化を及ぼす変化であって、通常の呼吸状態（例えば平均的な呼吸回数及び深さでの呼吸）による僅かな変化は含まないものとする。つまり、通常の呼吸状態では、吸気酸素量に変化はなく、呼吸を停止する、呼吸を弱める、酸素濃度の高い気体を吸い込む等により通常の呼吸状態から変化させた場合に、吸気酸素量が変化したと判断される。
【０１２８】
本実施形態に係る特定部３４は、生体８の吸気酸素量が変化した時点から、検出部３３により検出された血中酸素濃度の変曲点までの時間を特定する。なお、吸気酸素量が変化した時点とは、例えば呼吸停止の状態から呼吸を再開した時点等である。
【０１２９】
特定部３４は、ＩＲ光信号または赤色光信号によって表される脈波信号から被測定者の呼吸波形を抽出する抽出部３７を含む。したがって、特定部３４は、抽出部３７で抽出された呼吸波形から、被測定者が呼吸を再開した時点を特定すればよい。本実施形態では、特定部３４により特定された時間をＬＦＣＴとする。
【０１３０】
なお、本実施形態に係る呼吸波形抽出部の一例である抽出部３７は、生体情報測定装置１０に必須の構成要素ではなく、特定部３４が被測定者の呼吸の再開を呼吸波形からではなく他の方法で特定する場合には不要となる。
【０１３１】
本実施形態に係る推定部３５は、特定部３４により特定されたＬＦＣＴから拍出量を推定する。例えば上記（６）式を用いて、拍出量の一例である心拍出量を推定する。
【０１３２】
ここで、ＩＲ光信号及び赤色光信号の各々には、脈動や神経活動などによる血液量の変化を表す成分と、吸気酸素量の変化による酸素濃度の変化を表す成分と、が含まれている。そして、上記脈波差β（ｔ）によれば、係数α（＝ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）をＩＲ（ｔ）に乗じ、α×ＩＲ（ｔ）とＲｅｄ（ｔ）との差を採用することで、動脈血の血液量の変化を表す成分が相殺され、酸素濃度の変化を表す成分のみが抽出される。
【０１３３】
なお、上記では、ＩＲ光信号を補正するために、係数αを（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）としたが、赤色光信号を補正するために、係数αを（ΔＩＲ／ΔＲｅｄ）としてもよい。この場合、脈波差β（ｔ）は、以下に示す（８）式により求められる。
【０１３４】
（数８）
β（ｔ）＝ＩＲ（ｔ）−α×Ｒｅｄ（ｔ）・・・（８）
【０１３５】
また、上記では、２つの脈波信号の一例であるＩＲ光信号及び赤色光信号のいずれか一方を補正する場合について説明したが、ＩＲ光信号及び赤色光信号の両方を補正するようにしてもよい。また、上記では、ＩＲ光信号から赤色光信号を減じたが、赤色光信号からＩＲ光信号を減じても構わない。その場合、β（ｔ）にあらわれる変曲点の向きが異なる。
【０１３６】
なお、係数αを求めるときの脈波信号と、求めた係数αを適用する脈波信号とは時間的にずれている。つまり、上記補正は、吸気酸素量を変化させる前におけるΔＩＲとΔＲｅｄとの振幅比で表される係数αを、吸気酸素量を変化させた後におけるＩＲ（ｔ）又はＲｅｄ（ｔ）に乗じることで行われる。例えば係数αを求めるときの脈波信号は、呼吸停止前の安静時における脈波信号を用いることが望ましい。
【０１３７】
次に、除去部３０を設けた場合の各部の構成について説明する。
【０１３８】
本実施形態に係る除去部３０は、受光素子３から出力されたＩＲ光信号及び赤色光信号の各々から直流成分を除去し、直流成分を除去した後のＩＲ光信号及び赤色光信号の各々を補正部３１に出力する。除去部３０には、一例として、ハイパスフィルタ又はバンドパスフィルタが適用される。なお、この場合、除去部３０により直流成分が除去されたＩＲ光信号が第１の信号とされ、除去部３０により直流成分が除去された赤色光信号が第２の信号とされる。
【０１３９】
補正部３１は、除去部３０により直流成分が除去されたＩＲ光信号及び赤色光信号を受け付け、受け付けたＩＲ光信号の振幅と赤色光信号の振幅との振幅比で表される係数αを導出する。その後、補正部３１は、受光素子３から除去部３０を介さずに受け付けたＩＲ光信号の値であるＩＲ（ｔ）又は赤色光信号の値であるＲｅｄ（ｔ）に対して、上記導出した係数αを乗じることで、補正を行う。なお、測定部３２、検出部３３、特定部３４、推定部３５、報知部３６、及び抽出部３７の動作は同じであるため説明を省略する。
【０１４０】
次に、生体情報測定装置１０の動作について説明する。図１７は、被測定者又は測定担当者の操作により生体情報測定装置１０が起動した場合に、生体情報測定装置１０のＣＰＵ２０Ａによって実行される測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【０１４１】
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ＲＯＭ２０Ｂに予め記憶されている。生体情報測定装置１０のＣＰＵ２０Ａは、ＲＯＭ２０Ｂに記憶される生体情報測定プログラムを読み込み、測定処理を実行する。
【０１４２】
ステップ１００において、ＣＰＵ２０Ａは、受光素子３から得られるＩＲ光信号の振幅（ΔＩＲ）を取得し、受光素子３から得られる赤色光信号の振幅（ΔＲｅｄ）を取得する。このステップ１００では、まず、被測定者が安静状態を保った状態で、脈波振幅として、ΔＩＲ及びΔＲｅｄの各々を取得する。
【０１４３】
図１８は、本実施形態に係るＩＲ光信号の振幅及び赤色光信号の振幅の一例を示すグラフである。
【０１４４】
なお、図１８において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。
【０１４５】
図１８に示すように、補正部３１は、ＩＲ光信号の値の時系列データであるＩＲ（ｔ）からΔＩＲを取得し、赤色光信号の値の時系列データであるＲｅｄ（ｔ）からΔＲｅｄを取得する。
【０１４６】
ステップ１０２において、ＣＰＵ２０Ａは、ステップ１００で取得したΔＩＲ及びΔＲｅｄに基づいて、ΔＩＲとΔＲｅｄとの振幅比で表される係数αを導出する。係数αは、一例として、以下に示す方法で導出される。
（ａ）任意のタイミングで得られた振幅比を採用する。なお、この場合、ＬＦＣＴの測定開始後でもよい。
（ｂ）一定期間で得られた複数の振幅比の平均値を採用する。この方法の場合、一点のみの振幅比を採用して係数αを導出する場合と比較し、測定に適した係数αが求められる。
（ｃ）測定終了後に、一例として、図１９に示すように、係数αを０〜１の間で変化させ、脈波差β（ｔ）に現れる脈動の周波数成分が最も小さい値を採用する。但し、係数αを（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）とした場合、ΔＩＲ＞ΔＲｅｄの条件を満たすものとする。この方法の場合、測定中に係数αを導出する必要がないため、例えば測定時間が短縮される。
【０１４７】
図１９は、本実施形態に係る係数αと脈波差β（ｔ）との関係の一例を示すグラフである。
【０１４８】
なお、図１９において、縦軸は脈波差β（ｔ）を表す。また、この例では、α＝ΔＲｅｄ／ΔＩＲ、β（ｔ）＝α×ＩＲ（ｔ）−Ｒｅｄ（ｔ）、である。
【０１４９】
図１９の上図は、係数α＝０．２の場合における脈波差β（ｔ）の全体波形及び拡大波形を示す。左図が全体波形であり、右図が拡大波形である。
【０１５０】
図１９の中図は、係数α＝０．３５８３の場合における脈波差β（ｔ）の全体波形及び拡大波形を示す。左図が全体波形であり、右図が拡大波形である。
【０１５１】
図１９の下図は、係数α＝０．６の場合における脈波差β（ｔ）の全体波形及び拡大波形を示す。左図が全体波形であり、右図が拡大波形である。
【０１５２】
上記より、係数α＝０．３５８３の場合に、脈波差β（ｔ）に現れる脈動の周波数成分が最も小さくなることが分かる。従って、上記（ｃ）の方法によれば、係数α＝０．３５８３が採用、酸素濃度の変曲点が正しい位置にある脈波差β（ｔ）が得られる。
【０１５３】
ステップ１０４において、ＣＰＵ２０Ａは、被測定者が安静状態を保った状態で、ＬＦＣＴの測定開始の指示を受け付ける。この測定開始の指示は、一例として、被測定者又は測定担当者が表示部２２のタッチパネル等を介して測定開始を指示することで行われる。
【０１５４】
ステップ１０６において、ＣＰＵ２０Ａは、被測定者に対して、息止め開始の指示を行う。具体的には、例えば表示部２２に「息を止めて下さい。」等のメッセージを表示させることで行ってもよいし、音声や振動による指示でもよい。
【０１５５】
既に説明したように、ＬＦＣＴは、血中酸素濃度が低下するように呼吸を停止し、その後に呼吸を再開してから血中酸素濃度が回復し始めるまでの時間である。したがって、ＬＦＣＴを測定するためには、血中酸素濃度が低下するように、例えば２０秒程度呼吸を止める必要がある。しかしながら、呼吸を停止してから血中酸素濃度が低下するまでの時間には個人差があり、一律に長い時間呼吸を停止させることは被測定者によっては負担になる。したがって、血中酸素濃度が低下し始めたら被測定者の呼吸を再開させることが望ましい。
【０１５６】
そこで、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したことを表す予め定めた低下条件を設定しておき、ＣＰＵ２０Ａは、血中酸素濃度の変化が低下条件を満たした場合に、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したと判定して、被測定者に呼吸の再開を指示し、ＬＦＣＴの測定を開始する。
【０１５７】
予め設定する血中酸素濃度の低下条件は、被測定者の血中酸素濃度が低下したことが定量的に判定可能な条件であればどのような条件であってもよい。
【０１５８】
例えば血中酸素濃度が予め定めた基準閾値よりも低下することを血中酸素濃度の低下条件に設定する。基準閾値には各被測定者に共通した値を用いてもよいが、被測定者が呼吸を停止する前の血中酸素濃度、すなわち平常時の血中酸素濃度には個人差があるため、被測定者毎に、各々の平常時の血中酸素濃度にあわせて設定した基準閾値を用いてもよい。基準閾値は、例えばＲＯＭ２０Ｂに予め記憶されるが、測定担当者によって変更可能な値である。
【０１５９】
しかしながら、被測定者が呼吸を停止させたからといって、測定される血中酸素濃度は測定誤差などから単調減少するわけではなく、実際には微小な増減を伴いながら、全体の傾向として見た場合に低下していく。
【０１６０】
したがって、被測定者の血中酸素濃度が基準閾値よりも低下した後に、再び血中酸素濃度が基準閾値以上の値になってしまった場合、どの時点で被測定者に呼吸の再開を指示してＬＦＣＴの測定を開始すればよいのか判断に迷ってしまうことになる。
【０１６１】
そこで、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下し、かつ、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下した直後に設けた規定期間における血中酸素濃度の統計量が、基準閾値よりも低下することを血中酸素濃度の低下条件に設定してもよい。本実施形態に係る予め定めた期間の一例である規定期間は、例えばＲＯＭ２０Ｂに予め記憶され、測定担当者によって変更可能な値である。
【０１６２】
規定期間における血中酸素濃度の統計量とは、例えば規定期間に測定した血中酸素濃度の平均値、最低値、及び中央値等、規定期間における血中酸素濃度の代表値のことである。
【０１６３】
なお、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下した直後は、血中酸素濃度が再び基準閾値以上の値になる傾向が見られることから、規定期間の後半に測定された血中酸素濃度ほど統計量に与える影響が大きくなるように重み付けを行った血中酸素濃度の加重平均を用いてもよい。
【０１６４】
また、血中酸素濃度の微小な増減に左右されずに血中酸素濃度の全体的な変化の傾向を把握するため、ＣＰＵ２０Ａは、規定期間における血中酸素濃度の低下の度合いを算出し、算出した血中酸素濃度の低下の度合いによって、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したか判定してもよい。
【０１６５】
具体的には、ＣＰＵ２０Ａは、測定した血中酸素濃度に対して最小二乗法を適用して、血中酸素濃度の全体的な変化の傾向を示す回帰直線を算出する。回帰直線は縦軸を血中酸素濃度、横軸を時間とするグラフで表されることから、算出した回帰直線の傾きが血中酸素濃度の低下の度合いを表す。したがって、回帰直線の傾きが、本実施形態に係る予め定めた基準の低下度合いの一例である基準低下度を超えることを血中酸素濃度の低下条件に設定する。
【０１６６】
基準低下度は、血中酸素濃度が低下し始めた場合に測定される回帰直線の傾きのことである。したがって、回帰直線の傾きが基準低下度を超えた場合に、血中酸素濃度が低下し始めたことを表す。基準低下度は、例えば複数の被測定者から得られた血中酸素濃度の測定データや、コンピュータシミュレーションの結果により予め決定され、ＲＯＭ２０Ｂに予め記憶される。基準低下度として各被測定者に共通した値を用いてもよいが、基準閾値と同じく、呼吸を停止した場合における血中酸素濃度の低下の度合いにも個人差があるため、被測定者毎に異なる基準低下度を用いるようにしてもよい。
【０１６７】
更に言えば、上述したように、血中酸素濃度を測定するセンサ部の取り付け部位は必ずしも被測定者の指先である必要はないため、例えば被測定者の耳たぶにセンサ部を取り付けて血中酸素濃度を測定してもよい。この場合、血中酸素濃度を測定する部位の違いによって体表から血管までの距離や体の脂肪量等が異なるため、平常時の血中酸素濃度に相関を持つ生体情報にも違いが生じることがある。したがって、血中酸素濃度を測定する部位によって、異なる基準閾値を用いるようにすることが好ましい。
【０１６８】
上記に示した血中酸素濃度の低下条件は、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下することを前提とした条件であったが、基準閾値の設定が困難な場合には、血中酸素濃度を基準閾値と比較することなく、基準低下度と比較するものであってもよい。具体的には、血中酸素濃度の低下の度合いが基準低下度を超えることを血中酸素濃度の低下条件に設定する。
【０１６９】
ＣＰＵ２０Ａは、被測定者が呼吸を停止させた後の期間を予め定めた長さの期間（「分割期間」という）に分割し、分割期間毎に血中酸素濃度の変化を示す回帰直線を算出して基準低下度と比較することで、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したか判定する。
【０１７０】
ステップ１０８において、ＣＰＵ２０Ａは、測定した血中酸素濃度が血中酸素濃度の低下条件を満たしたか否かによって、被測定者の呼吸の停止に伴って血中酸素濃度が低下したか否かを判定する。被測定者の血中酸素濃度が低下していない場合には、血中酸素濃度が低下条件を満たしているかの判定を繰り返し実行する。一方、被測定者の血中酸素濃度が低下した場合にはステップ１１０に移行する。
【０１７１】
なお、被測定者によっては、体調の状態により血中酸素濃度が低下するまで時間を要し、血中酸素濃度が低下したと判定されるまで息が続かないようなことがある。このような場合、被測定者に過度な負担を強いることになる。したがって、ステップ１０６で被測定者に対して息止め開始の指示を行ってから予め定めた待機時間が経過しても、被測定者の血中酸素濃度が低下しないような場合には、待機時間経過後に呼吸の再開を指示し、被測定者にしばらく休憩してもらってから、再度ステップ１００から測定処理をやり直すようにしてもよい。
【０１７２】
被測定者の血中酸素濃度が低下したことにより、ステップ１１０において、ＣＰＵ２０Ａは被測定者に対して呼吸再開の指示を行う。具体的には、例えば表示部２２に呼吸を再開するように指示したメッセージを表示させることで行ってもよいし、音声や振動による指示でもよい。ＣＰＵ２０Ａは、呼吸の再開時間からＬＦＣＴの測定を開始する。
【０１７３】
被測定者の呼吸の再開時間は、例えば被測定者に対して呼吸の再開を指示した時間とすればよいが、被測定者に呼吸の再開を指示しても、被測定者が実際に呼吸を再開するまでには時間差が生じることがある。したがって、ＣＰＵ２０Ａは、呼吸の再開を指示するタイミングに向けてカウントダウン等を行い、被測定者に呼吸を再開するタイミングを事前に知らせるようにしてもよい。
【０１７４】
また、例えば押下することでＣＰＵ２０Ａに再開通知を通知するボタンを被測定者に持たせ、生体情報測定装置１０からの呼吸再開の指示の後、被測定者が呼吸を再開したタイミングで被測定者自身にボタンを押下させるようにしてもよい。この場合、ＣＰＵ２０Ａは、再開通知を受け付けた時間を被測定者の呼吸の再開時間とする。
【０１７５】
また、ＣＰＵ２０Ａは、公知の手法を用いて、脈波から被測定者の呼吸波形を抽出し、抽出した呼吸波形から呼吸の再開時間を特定するようにしてもよい。
【０１７６】
具体的には、ＣＰＵ２０Ａは、脈波の変化を示すグラフからピーク変曲点及びボトム変曲点を抽出し、ピーク変曲点間、及びボトム変曲点間をそれぞれスプライン補間等の公知の補間手法で補間して生成したピーク波形とボトム波形を生成する。「ピーク変曲点」とは、脈波の値が上昇から下降に転じる点であり、「ボトム変曲点」とは、脈波の値が下降から上昇に転じる点である。
【０１７７】
そして、ＣＰＵ２０Ａは、ピーク波形とボトム波形の差分波形を生成し、生成した差分波形に対して高速フーリエ変換を実施して、差分波形に含まれる周波数成分を算出する。更に、ＣＰＵ２０Ａは、算出した周波数成分から最大周波数成分を求め、求めた最大周波数成分と隣り合う前後の成分の周波数をそれぞれ遮断周波数に設定した後、例えばバンドパスフィルタを用いてそれぞれの遮断周波数の間に含まれる周波数成分だけを残し、それ以外の周波数成分を除去することで呼吸波形を抽出する。
【０１７８】
ステップ１１２において、ＣＰＵ２０Ａは、呼吸再開後、所定時間経過したか否かを判定する。この所定時間は、経過観察のための時間として予め設定されており、一例として、６０秒間等である。なお、測定部位によって酸素の到達時間が異なるため、測定部位に適した経過観察のための時間を予め設定しておくとよい。所定時間が経過した場合にはステップ１１４に移行し、所定時間が経過していないと判定した場合には、所定時間が経過するまでステップ１１２の判定処理を繰り返し実行して、所定時間が経過するまで待機する。なお、ＣＰＵ２０Ａは所定時間が経過するまで待機している間、ＩＲ（ｔ）及びＲｅｄ（ｔ）を測定し続ける。
【０１７９】
ステップ１１４において、ＣＰＵ２０Ａは、上記ステップ１０２で導出した係数αを、上記の測定により得られたＩＲ（ｔ）又はＲｅｄ（ｔ）に乗じることで補正を行う。なお、本実施形態では、係数α（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）をＩＲ（ｔ）に乗じて補正しているが、Ｒｅｄ（ｔ）を補正する場合、係数αを、ΔＩＲ／ΔＲｅｄ、とすればよい。
【０１８０】
図２０は、本実施形態に係るＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。
【０１８１】
なお、図２０において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。
【０１８２】
図２０に示すように、グラフｇ１は、ＩＲ光信号の時系列データであるＩＲ（ｔ）を表す。また、グラフｇ２は、赤色光信号の時系列データであるＲｅｄ（ｔ）を表す。
【０１８３】
図２１は、本実施形態に係る補正後のＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。
【０１８４】
なお、図２１において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。
【０１８５】
図２１に示すように、グラフｇ３は、ＩＲ（ｔ）に係数αを乗じてオフセットを調整したα×ＩＲ（ｔ）を表す。また、グラフｇ４は、赤色光信号の時系列データであるＲｅｄ（ｔ）を表す。
【０１８６】
次に、ステップ１１６において、ＣＰＵ２０Ａは、ステップ１１４で補正して得られたα×ＩＲ（ｔ）、及び、Ｒｅｄ（ｔ）から、上記（７）式を用いて脈波差β（ｔ）を測定する。なお、Ｒｅｄ（ｔ）を補正した場合には、上記（８）式を用いて脈波差β（ｔ）を算出すればよい。
【０１８７】
ステップ１１８において、ＣＰＵ２０Ａは、ステップ１１６で算出した脈波差β（ｔ）に基づいて、被測定者の吸気酸素量の変化に伴う血中酸素濃度の変曲点を検出する。
【０１８８】
ステップ１２０において、ＣＰＵ２０Ａは、被測定者の吸気酸素量が変化した時点から、ステップ１１８で検出した変曲点までの時間を、ＬＦＣＴとして特定し、本生体情報測定プログラムによる一連の処理を終了する。なお、本実施形態では、ＬＦＣＴの特定までの処理について説明したが、特定したＬＦＣＴを用いて拍出量を算出するようにしてもよい。具体的には、例えば特定したＬＦＣＴを上記（６）式に適用して心拍出量を算出してもよい。
【０１８９】
図２２は、本実施形態に係る脈波差β（ｔ）から特定されたＬＦＣＴの一例を示すグラフである。図２２では、縦軸は脈波差β（ｔ）を表し、横軸は時間を表す。また、図２３は、比較例に係る振幅比から特定されたＬＦＣＴを示すグラフである。図２３では、縦軸はΔＩＲとΔＲｅｄの振幅比を表し、横軸は時間を表す。
【０１９０】
図２２に示すように、呼吸を再開した時点から、脈波差β（ｔ）（＝α×ＩＲ（ｔ）−Ｒｅｄ（ｔ））の最大値により示される変曲点までの時間をＬＦＣＴとする。
【０１９１】
なお、図２２において、グラフｇ５は、脈波差β（ｔ）を片幅ｎデータ（この例ではｎ＝６４）の移動平均として表したものである。また、グラフｇ６は、係数α＝０．３５８３とした場合の脈波差β（ｔ）を表す。このように、脈波差β（ｔ）を片幅ｎデータの移動平均とすることで、血中酸素濃度の違いによる残留脈波成分が除去されるため、より精度の高いＬＦＣＴが得られる。
【０１９２】
また、図２２に示すグラフｇ５及びグラフｇ６によれば、息止め期間が終了し呼吸を再開した直後から、脈波差β（ｔ）の値が上昇し、１つのピークを迎えた後に値が下降していることが分かる。脈波差β（ｔ）は、血中酸素濃度が低下すると上昇するため、ピークの時点が最も血中酸素濃度が低い状態であり、下降を始める変曲点が呼吸再開により血液中に酸素が取り込まれ始めたことを表している。従って、呼吸を再開しピークを迎えるまでの時間がＬＦＣＴとして特定される。
【０１９３】
一方、図２３に示す比較例では、振幅比（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）からＬＦＣＴを特定している。このため、例えば脈波振幅の小さい被測定者等の場合に、本来のピーク位置とは異なるピーク位置を検出してしまい、ＬＦＣＴを精度よく特定できない場合がある。
【０１９４】
なお、上述したように、血中酸素濃度を測定するセンサ部の取り付け部位が必ずしも被測定者の指先である必要はないことを説明したが、例えばセンサ部を耳たぶに取り付けた場合、耳たぶは指先よりも心臓に近いため、血中酸素濃度を指先で測定するよりも血中酸素濃度の低下現象が早く測定される。したがって、ＬＦＣＴの測定にあたり、できるだけ被測定者が呼吸を停止する期間を短くして、被測定者の負担を軽減するためには、血中酸素濃度を耳たぶで測定することが好ましい。
【０１９５】
一方、耳たぶで血中酸素濃度を測定した場合、心臓からの近さゆえに、指先で血中酸素濃度を測定する場合よりも血中酸素濃度の変化が観測されるまでの時間が短くなるため、呼吸再開時のタイミングずれの影響が相対的に大きくなり、ＬＦＣＴの測定精度が低下することになる。
【０１９６】
したがって、被測定者の指先と耳たぶにそれぞれセンサ部を取り付けておき、ＣＰＵ２０Ａは、耳たぶで測定された血中酸素濃度を用いてステップ１０８の判定処理を実行し、呼吸の再開を指示するようにする。このようにすることで、指先で測定された血中酸素濃度を用いてステップ１０８の判定処理を行う場合と比較して、被測定者が息を止める時間が短縮されることになる。そして、被測定者に呼吸の再開を指示した後は、指先で測定された血中酸素濃度を用いてＬＦＣＴの測定を開始することが好ましい。
【０１９７】
なお、センサ部の取り付け部位は一例であり、指先及び耳たぶの組み合わせと異なる他の部位の組み合わせであってもよい。すなわち、ＣＰＵ２０Ａは、ＬＦＣＴの測定を開始する前と後で、それぞれ被測定者の異なる部位で血中酸素濃度を測定し、図１７に示した測定処理を実行することがある。
【０１９８】
ＬＦＣＴのように血液の拍出量と相関がある生体情報の測定は、血中酸素濃度の測定中にリアルタイムに測定してもよいが、測定した血中酸素濃度を例えば不揮発性の記憶媒体に記憶しておき、血中酸素濃度の測定が終了した後に、記憶した血中酸素濃度の変化を解析することで測定してもよい。不揮発性の記憶媒体として、例えば半導体メモリ、ＨＤＤ(Hard Disk Drive)、光ディスク等が用いられる。
【０１９９】
このように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０によれば、呼吸の停止に伴う血中酸素濃度の変化を測定するために被測定者に呼吸を停止させ、被測定者の血中酸素濃度が低下し始めたことを検出した場合に呼吸の再開を指示することで、ＬＦＣＴの測定を行う。
【０２００】
以上、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、本発明の要旨を逸脱しない範囲で処理の順序を変更してもよい。
【０２０１】
本実施の形態では、一例として図１７に示した測定処理をソフトウェアで実現する形態について説明したが、図１７に示した測定処理の各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、ハードウェアで処理させるようにしてもよい。この場合、測定処理をソフトウェアで実現した場合と比較して、処理の高速化が図られる。
【０２０２】
また、上述した実施の形態では、生体情報測定プログラムがＲＯＭ２０Ｂ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、コンピュータで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(Universal Serial Bus)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。
【０２０３】
更に、生体情報測定装置１０は通信回線を通じて、通信回線と接続される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。
【符号の説明】
【０２０４】
１  発光素子
３  受光素子
４  動脈
５  静脈
６  毛細血管
７  血球細胞
８  生体
１０  生体情報測定装置
１２  発光制御部
１４  駆動回路
１６  増幅回路
１８  Ａ／Ｄ変換回路
２０  制御部
２０Ａ  ＣＰＵ
２０Ｂ  ＲＯＭ
２０Ｃ  ＲＡＭ
２２  表示部
３０  除去部
３１  補正部
３２  測定部
３３  検出部
３４  特定部
３５  推定部
３６  報知部
３７  推定部
４０ コヒーレント光
４２ 散乱光
４４ 矢印
【図１】
2020146261.tif 000003
【図２】
2020146261.tif 000004
【図３】
2020146261.tif 000005
【図４】
2020146261.tif 000006
【図５】
2020146261.tif 000007
【図６】
2020146261.tif 000008
【図７】
2020146261.tif 000009
【図８】
2020146261.tif 000010
【図９】
2020146261.tif 000011
【図１０】
2020146261.tif 000012
【図１１】
2020146261.tif 000013
【図１２】
2020146261.tif 000014
【図１３】
2020146261.tif 000015
【図１４】
2020146261.tif 000016
【図１５】
2020146261.tif 000017
【図１６】
2020146261.tif 000018
【図１７】
2020146261.tif 000019
【図１８】
2020146261.tif 000020
【図１９】
2020146261.tif 000021
【図２０】
2020146261.tif 000022
【図２１】
2020146261.tif 000023
【図２２】
2020146261.tif 000024
【図２３】
2020146261.tif 000025