生体信号測定装置および生体信号測定方法
【課題】アーチファクト成分などのノイズ成分が重畳された測定信号から被測定者の脈動成分を正確に抽出して検出することができる。
【解決手段】２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射部１０と、照射部１０から照射されて生体組織５００を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光部２０と、電気信号をヒルベルト変換して包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換部３４，３５と、生成した包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて生体組織５００における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部４０とを備えることを特徴とする生体信号測定装置１００を提供する。
【解決手段】２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射部１０と、照射部１０から照射されて生体組織５００を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光部２０と、電気信号をヒルベルト変換して包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換部３４，３５と、生成した包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて生体組織５００における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部４０とを備えることを特徴とする生体信号測定装置１００を提供する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被測定者の動脈血の酸素飽和度や脈拍数を測定する生体信号測定装置および生体信号測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
被測定者の動脈血中の酸素飽和度や脈拍数を非侵襲的に求めることにより当該被測定者の末梢循環の状態を推定する酸素飽和度測定装置が知られている（例えば特許文献１を参照）。
【０００３】
酸素飽和度測定装置は、酸素化ヘモグロビン等の対象物質に対する吸光性が異なる複数の波長の光を生体組織に透過又は反射させ、その透過光又は反射光の光量を連続的に測定することにより得られる脈波データ信号から動脈血中の酸素飽和度（ＳｐＯ２）を求めるようにしたパルスオキシメータが一般的である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１０−２１６１１４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、従来のパルスオキシメータは、測定中における被測定者の体の動きや咳などに起因するアーチファクト成分などのノイズ成分が測定信号に重畳されることにより、脈動成分が正確に検出できないことがあった。このようなノイズ成分は、場合によっては脈動成分よりもピーク強度が大きくなることがあるので、ピーク強度の最も大きな成分を脈動成分として検出する方式では脈動成分を正確に捉えることが難しかった。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記課題を解決するために、本発明は、２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射部と、前記照射部から照射されて前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光部と、前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換部と、前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部とを備えることを特徴とする生体信号測定装置を提供する。
【０００７】
また、上記生体信号測定装置は更に、前記包絡線データの値を正規化する正規化処理部と、正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出部とを備えることが好ましい。
【０００８】
また、本発明は、２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射段階と、前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光段階と、前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換段階と、前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出段階とを含むことを特徴とする生体信号測定方法を提供する。
【０００９】
また、上記生体信号測定方法は更に、前記包絡線データの値を正規化する正規化処理段階と、正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出段階とを含むことが好ましい。
【発明の効果】
【００１０】
本発明の生体信号測定装置および生体信号測定方法によれば、アーチファクト成分などのノイズ成分が重畳された測定信号から被測定者の脈動成分を正確に抽出して検出することができる。また、酸素飽和度算出部が、抽出部におけるヒルベルト変換部で生成された各波長の測定信号の包絡線データに基づいて減光度比を算出することにより、各波長の測定信号から直接減光度比を算出する場合に比べて、減光度比の算出値が異常値となることがなく、血中酸素飽和度をより正確に算出することができる。
【００１１】
従来の減光度比φ（酸素飽和度）は、Ｒ（赤色光の信号）をＩＲ（赤外光の信号）で除算するφ＝Ｒ／ＩＲの式で算出され、分母がゼロになる場合に異常値を示す欠点があった。しかし、本発明の生体信号測定装置および生体信号測定方法によれば、ヒルベルト変換による処理を行うため、分母がゼロを取らず、減光度比が異常値となる場合が少ない。
【００１２】
更に、本発明の生体信号測定装置および生体信号測定方法によれば、ヒルベルト変換した信号を正規化処理するため、生体信号（脈波）の周波数スペクトルを求めた際に、振幅が大きいアーチファクトは抑圧され、振幅が小さい脈波は伸長される結果、脈波スペクトルが明瞭となり、精度良く測定ができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の実施形態に係る生体信号測定装置１００の機能ブロック図である。
【図２】ＩＲの時間波形の一部を示す。
【図３】図２に示すＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。
【図４】従来の方法で算出された減光度比の時間波形の一例を示す。
【図５】ＩＲの時間波形（ＩＲ）と、当該時間波形をヒルベルト変換して求めた包絡線（ＨＩＲ）の波形の一例を示す。
【図６】図５に示すＩＲの時間波形を同図に示す包絡線で正規化した時間波形を示す。
【図７】図６に示す正規化されたＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。
【図８】Ｒの時間波形から生成された包絡線データとＩＲの時間波形から生成された包絡線データとに基づいて算出される減光度比の時間波形の一例を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、以下の実施形態は特許請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。
【００１５】
図１は、本発明の実施形態に係る生体信号測定装置１００の機能ブロック図である。図１に示すように、生体信号測定装置１００は、被測定者の動脈血中の酸素飽和度を測定する装置であり、照射部１０と、受光部２０と、抽出部３０と、演算処理部４０と、記憶部５０と、表示部６０とを備える。なお、演算処理部４０は、後述のように、本発明における酸素飽和度算出部、および脈拍数算出部として機能する。
【００１６】
照射部１０は、発光素子１１、発光素子１２、および駆動回路１３を有する。発光素子１１および発光素子１２は、２つの異なる波長の光を交互に発光するように駆動回路１３によって駆動される。本例において、発光素子１１は、波長がおよそ９４０ｎｍの赤外光（ＩＲ）を発光する発光ダイオードであり、また、発光素子１２は、波長がおよそ６６０ｎｍの赤色光（Ｒ）を発光する発光ダイオードである。
【００１７】
なお、発光素子１１および発光素子１２が発光する光の波長は上記の波長に限られない。発光素子１１が発光する光の波長は、例えば、血中の酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が所定値よりも大きい領域、具体的には８００ｎｍよりも短波長側の帯域内の値であって可及的に高い値に設定されることが好ましい。また、発光素子１２が発光する光の波長は、例えば、血中の酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が所定値よりも小さい領域、具体的には８００ｎｍよりも長波長側の領域内の値であって可及的に低い値に設定されることが好ましい。
【００１８】
受光部２０は、受光素子２１および増幅器２２を有する。受光素子２１は、照射部１０から被測定者の生体組織５００に向けて上記の異なる２波長の光が交互に照射されると、当該生体組織５００を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する。増幅器２２は、受光素子２１からの電気信号を所定に増幅する。本例において、受光素子２１は、フォトダイオードである。また、生体組織５００は、例えば被測定者の指先や耳朶でよい。
【００１９】
抽出部３０は、マルチプレクサ３１、Ａ／Ｄ変換器３２，３３、ヒルベルト変換部３４，３５、正規化処理部３６，３７、および前処理部３８を有する。マルチプレクサ３１は、増幅器２２において増幅された上記電気信号をそれぞれの光波長（Ｒ又はＩＲ）に対応した電気信号毎に分離する。そして、分離された電気信号の一方はＡ／Ｄ変換器３２に入力され、他方はＡ／Ｄ変換器３３に入力される。本例では、Ａ／Ｄ変換器３２にはＲの光の受光強度に応じたアナログの電気信号が入力され、Ａ／Ｄ変換器３２は、当該電気信号をデジタル化する。また、Ａ／Ｄ変換器３３にはＩＲの光の受光強度に応じたアナログの電気信号が入力され、Ａ／Ｄ変換器３３は、当該電気信号をデジタル化する。
【００２０】
前処理部３８は、Ａ／Ｄ変換器３２およびＡ／Ｄ変換器３３の各々でデジタル化された電気信号に対して所定の処理を実行する。ここで、所定の処理とは、酸素飽和度（減光度比φ）や脈拍数（ＰＲ）を算出するにあたって必要な既知の処理である。具体的には、所定の帯域でのバンドパスフィルタなどによるフィルタリング、ＲとＩＲにおける脈波の直流成分と交流成分の分離などがある。また、前処理部３８は、必要に応じて、さらに、上記の入力信号に対して、一回差分や二重回転（例えば特許第４１９６２０９号公報に記載の処理）や一重回転（例えば特許第４３５２３１５号公報に記載の処理）などの既知の処理を実行することにより、入力する電気信号に含まれるアーチファクトに起因する成分を除去しても良い。
【００２１】
ヒルベルト変換部３４は、Ａ／Ｄ変換器３２でデジタル化されて前処理部３８において上記の処理がなされたＲの受光強度に応じた電気信号をヒルベルト変換して当該電気信号の時間波形の包絡線を構成する包絡線データを生成する。また、ヒルベルト変換部３５は、Ａ／Ｄ変換器３３でデジタル化されて前処理部３８において上記の処理がなされたＩＲの受光強度に応じた電気信号をヒルベルト変換して当該電気信号の時間波形の包絡線を構成する包絡線データを生成する。ここで、ヒルベルト変換部３４およびヒルベルト変換部３５の各々は、より具体的には、前処理部３８から入力される各光の受光強度に応じた電気信号の値を二乗した値とヒルベルト変換後の値を二乗した値の和の平方根を算出する。そして、ヒルベルト変換部３４およびヒルベルト変換部３５の各々は、算出した上記平方根の値を包絡線データとして出力する。
【００２２】
そして、ヒルベルト変換部３４は、前処理部３８から入力されるＲの光の受光強度に応じたデジタルの電気信号をそのまま後段の正規化処理部３６へと出力するとともに、当該電気信号をヒルベルト変換して生成した包絡線データを正規化処理部３６と演算処理部４０へと出力する。また、ヒルベルト変換部３５は、前処理部３８から入力されるＩＲの光の受光強度に応じたデジタルの電気信号をそのまま後段の正規化処理部３７へと出力するとともに、当該電気信号をヒルベルト変換して生成した包絡線データを正規化処理部３７と演算処理部４０へと出力する。
【００２３】
正規化処理部３６，３７は、ヒルベルト変換部３４，３５から入力される上記電気信号を、同じタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される包絡線データに基づいて正規化する。より具体的には、正規化処理部３６，３７は、一のタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される上記電気信号の値を、同じタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される包絡線データの値で除した値を算出し、その算出値を正規化する。
【００２４】
演算処理部４０は、ＣＰＵなどの演算処理回路を有し、ＲＡＭあるいはハードディスクドライブなどで構成される記憶部５０に格納されたプログラムに基づいて種々の演算処理を実行する。本例では、演算処理部４０は、正規化された上記２波長のそれぞれの光に対応する周波数成分の振幅に基づいて、被測定者の動脈の脈動周波数（脈拍数）を算出する。また、演算処理部４０は、ヒルベルト変換部３４，３５から入力される上記２波長のそれぞれの光に対応する上記包絡線データに基づいて、減光度比（Ｈφ）を算出する。
【００２５】
より具体的には、演算処理部４０には、ヒルベルト変換部３４からＲの光の受光強度に応じた電気信号の時間波形から生成された包絡線データ（ＨＲ）が入力され、また、ヒルベルト変換部３４からＩＲの光の受光強度に応じた電気信号の時間波形から生成された包絡線データ（ＨＩＲ）が入力される。そして、演算処理部４０は、これらの包絡線データから、以下の式（１）に基づいて減光度比（Ｈφ）を算出する。
Ｈφ＝ＨＲ／ＨＩＲ ・・・（１）
【００２６】
演算処理部４０は、算出した減光度比に基づいて被測定者の動脈における生体信号を算出し、その算出結果を時系列のデータとして表示部６０に出力する。表示部６０は、例えばＬＣＤなど公知の表示装置のいずれかであって、演算処理部４０からの上記データ列を時間波形として表示する。また、表示部６０は、演算処理部４０で算出された上記脈拍数を併せて表示してもよい。なお、血中酸素飽和度の算出方法については、公知の種々の方法の何れを用いてもよい。
【００２７】
ここで、本実施形態に係る生体信号測定装置１００を用いて被測定者の動脈血の酸素飽和度を測定する際の生体信号測定装置１００における特徴的な機能についてより詳細に説明する。
【００２８】
図２は、Ａ／Ｄ変換器３３においてデジタル化された信号波形の一例であるＩＲの時間波形の一部を示す。図２に示すように、ＩＲの時間波形は、被測定者の動脈の脈動に応じた周波数成分の他に、被測定者の体の動きや咳などに起因するアーチファクト成分など様々なノイズ成分が重畳している。とりわけ、図２に「Ｔ１」および「Ｔ２」を付して示す時間幅においては、脈動成分に比べて振幅が大きくかつ周波数のより小さなノイズ成分が重畳している。
【００２９】
図３は、図２に示すＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。図３に示すように、図２に示すＩＲの時間波形をＦＦＴ解析すると、図３に「Ｐ」を付して示す脈動成分のピーク以外に様々な周波数成分が含まれていることが分かる。とりわけ、図３に「Ｘ」を付して示す帯域の成分は、上記ノイズ成分に対応するものであるが、振幅のピークが脈動成分の振幅のピークを上回るものが含まれている。
【００３０】
そして、このようなノイズ成分の重畳は、以上に例示したＩＲの時間波形のみならずＲの時間波形においても同様である（すなわち、Ａ／Ｄ変換器３２においてデジタル化されたＲの時間波形においても同様である）。したがって、これらの時間波形をそのまま利用すると、上記ＦＦＴの結果からも明らかなように、被測定者の動脈の脈動に応じた周波数成分を正確に特定することが難しい。また、従来のように、ＲおよびＩＲの各時間波形における受光タイミング毎のＩＲの値でＲの値を除して減光度比を算出すると、例えば図４に示すように、減光度比の値が算出タイミングによって上下に大きく振れることから、血中酸素飽和度の時間変化を正確に捉えることが難しい。
【００３１】
これに対し、本実施形態に係る生体信号測定装置１００では、Ａ／Ｄ変換器３２，３３においてデジタル化されたＲおよびＩＲの電気信号の時間波形を上記のようにヒルベルト変換部３４，３５においてヒルベルト変換して当該時間波形の包絡線に変換する処理を実行する。そして、後段の正規化処理部３６，３７において、Ａ／Ｄ変換器３２，３３においてデジタル化されたＲおよびＩＲの電気信号を、同じタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される包絡線データに基づいて正規化する。
【００３２】
図５は、ＩＲの時間波形（ＩＲ）と、当該時間波形をヒルベルト変換して求めた包絡線（ＨＩＲ）の波形の一例を示す。また、図６は、図５に示すＩＲの時間波形を同図に示す包絡線で正規化した時間波形を示す。また、図７は、図６に示す正規化されたＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。
【００３３】
図６および図７に示すように、正規化処理部３６，３７においてＲおよびＩＲの時間波形をその包絡線で正規化することで、被測定者の動脈の脈動に応じた周波数成分（脈動成分）以外の成分が相対的に減衰される。したがって、図３に「Ｘ」を付して示す帯域に対応する図７に「Ｘ」を付して示す帯域の成分が抑えられ、結果として図７に「Ｐ」を付して示す脈動成分が相対的に強調されるので、当該脈動成分を正確に特定することができる。
【００３４】
また、本実施形態に係る生体信号測定装置１００では、演算処理部４０において、Ｒの時間波形から生成された包絡線データと、ＩＲの時間波形から生成された包絡線データとに基づいて減光度比を算出している。図８は、演算処理部４０において算出される減光度比の波形の一例を示す。図８に示すように、Ｒの時間波形から生成された包絡線データとＩＲの時間波形から生成された包絡線データとに基づいて算出される減光度比の値は、算出タイミングによらず値の変動がほとんどないことから、当該減光度比に基づいて算出される被測定者の動脈における血中酸素飽和度の信頼性が向上し、その時間変化をより正確に捉えることができる。
【００３５】
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。上記実施の形態に、多様な変更または改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。
【符号の説明】
【００３６】
１０ 照射部
１１、１２ 発光素子
１３ 駆動回路
２０ 受光部
２１ 受光素子
２２ 増幅器
３０ 抽出部
３１ マルチプレクサ
３２，３３ Ａ／Ｄ変換器
３４，３５ヒルベルト変換部
３６，３７ 正規化処理部
３８ 前処理部
４０ 演算処理部（酸素飽和度算出部、脈拍数算出部）
５０ 記憶部
６０ 表示部
１００ 生体信号測定装置
５００ 生体組織
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被測定者の動脈血の酸素飽和度や脈拍数を測定する生体信号測定装置および生体信号測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
被測定者の動脈血中の酸素飽和度や脈拍数を非侵襲的に求めることにより当該被測定者の末梢循環の状態を推定する酸素飽和度測定装置が知られている（例えば特許文献１を参照）。
【０００３】
酸素飽和度測定装置は、酸素化ヘモグロビン等の対象物質に対する吸光性が異なる複数の波長の光を生体組織に透過又は反射させ、その透過光又は反射光の光量を連続的に測定することにより得られる脈波データ信号から動脈血中の酸素飽和度（ＳｐＯ２）を求めるようにしたパルスオキシメータが一般的である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平１０−２１６１１４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、従来のパルスオキシメータは、測定中における被測定者の体の動きや咳などに起因するアーチファクト成分などのノイズ成分が測定信号に重畳されることにより、脈動成分が正確に検出できないことがあった。このようなノイズ成分は、場合によっては脈動成分よりもピーク強度が大きくなることがあるので、ピーク強度の最も大きな成分を脈動成分として検出する方式では脈動成分を正確に捉えることが難しかった。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記課題を解決するために、本発明は、２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射部と、前記照射部から照射されて前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光部と、前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換部と、前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部とを備えることを特徴とする生体信号測定装置を提供する。
【０００７】
また、上記生体信号測定装置は更に、前記包絡線データの値を正規化する正規化処理部と、正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出部とを備えることが好ましい。
【０００８】
また、本発明は、２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射段階と、前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光段階と、前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換段階と、前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出段階とを含むことを特徴とする生体信号測定方法を提供する。
【０００９】
また、上記生体信号測定方法は更に、前記包絡線データの値を正規化する正規化処理段階と、正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出段階とを含むことが好ましい。
【発明の効果】
【００１０】
本発明の生体信号測定装置および生体信号測定方法によれば、アーチファクト成分などのノイズ成分が重畳された測定信号から被測定者の脈動成分を正確に抽出して検出することができる。また、酸素飽和度算出部が、抽出部におけるヒルベルト変換部で生成された各波長の測定信号の包絡線データに基づいて減光度比を算出することにより、各波長の測定信号から直接減光度比を算出する場合に比べて、減光度比の算出値が異常値となることがなく、血中酸素飽和度をより正確に算出することができる。
【００１１】
従来の減光度比φ（酸素飽和度）は、Ｒ（赤色光の信号）をＩＲ（赤外光の信号）で除算するφ＝Ｒ／ＩＲの式で算出され、分母がゼロになる場合に異常値を示す欠点があった。しかし、本発明の生体信号測定装置および生体信号測定方法によれば、ヒルベルト変換による処理を行うため、分母がゼロを取らず、減光度比が異常値となる場合が少ない。
【００１２】
更に、本発明の生体信号測定装置および生体信号測定方法によれば、ヒルベルト変換した信号を正規化処理するため、生体信号（脈波）の周波数スペクトルを求めた際に、振幅が大きいアーチファクトは抑圧され、振幅が小さい脈波は伸長される結果、脈波スペクトルが明瞭となり、精度良く測定ができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の実施形態に係る生体信号測定装置１００の機能ブロック図である。
【図２】ＩＲの時間波形の一部を示す。
【図３】図２に示すＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。
【図４】従来の方法で算出された減光度比の時間波形の一例を示す。
【図５】ＩＲの時間波形（ＩＲ）と、当該時間波形をヒルベルト変換して求めた包絡線（ＨＩＲ）の波形の一例を示す。
【図６】図５に示すＩＲの時間波形を同図に示す包絡線で正規化した時間波形を示す。
【図７】図６に示す正規化されたＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。
【図８】Ｒの時間波形から生成された包絡線データとＩＲの時間波形から生成された包絡線データとに基づいて算出される減光度比の時間波形の一例を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、発明の実施の形態を通じて本発明を説明するが、以下の実施形態は特許請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。
【００１５】
図１は、本発明の実施形態に係る生体信号測定装置１００の機能ブロック図である。図１に示すように、生体信号測定装置１００は、被測定者の動脈血中の酸素飽和度を測定する装置であり、照射部１０と、受光部２０と、抽出部３０と、演算処理部４０と、記憶部５０と、表示部６０とを備える。なお、演算処理部４０は、後述のように、本発明における酸素飽和度算出部、および脈拍数算出部として機能する。
【００１６】
照射部１０は、発光素子１１、発光素子１２、および駆動回路１３を有する。発光素子１１および発光素子１２は、２つの異なる波長の光を交互に発光するように駆動回路１３によって駆動される。本例において、発光素子１１は、波長がおよそ９４０ｎｍの赤外光（ＩＲ）を発光する発光ダイオードであり、また、発光素子１２は、波長がおよそ６６０ｎｍの赤色光（Ｒ）を発光する発光ダイオードである。
【００１７】
なお、発光素子１１および発光素子１２が発光する光の波長は上記の波長に限られない。発光素子１１が発光する光の波長は、例えば、血中の酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が所定値よりも大きい領域、具体的には８００ｎｍよりも短波長側の帯域内の値であって可及的に高い値に設定されることが好ましい。また、発光素子１２が発光する光の波長は、例えば、血中の酸素化ヘモグロビンと無酸素化ヘモグロビンとの吸光係数差が所定値よりも小さい領域、具体的には８００ｎｍよりも長波長側の領域内の値であって可及的に低い値に設定されることが好ましい。
【００１８】
受光部２０は、受光素子２１および増幅器２２を有する。受光素子２１は、照射部１０から被測定者の生体組織５００に向けて上記の異なる２波長の光が交互に照射されると、当該生体組織５００を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する。増幅器２２は、受光素子２１からの電気信号を所定に増幅する。本例において、受光素子２１は、フォトダイオードである。また、生体組織５００は、例えば被測定者の指先や耳朶でよい。
【００１９】
抽出部３０は、マルチプレクサ３１、Ａ／Ｄ変換器３２，３３、ヒルベルト変換部３４，３５、正規化処理部３６，３７、および前処理部３８を有する。マルチプレクサ３１は、増幅器２２において増幅された上記電気信号をそれぞれの光波長（Ｒ又はＩＲ）に対応した電気信号毎に分離する。そして、分離された電気信号の一方はＡ／Ｄ変換器３２に入力され、他方はＡ／Ｄ変換器３３に入力される。本例では、Ａ／Ｄ変換器３２にはＲの光の受光強度に応じたアナログの電気信号が入力され、Ａ／Ｄ変換器３２は、当該電気信号をデジタル化する。また、Ａ／Ｄ変換器３３にはＩＲの光の受光強度に応じたアナログの電気信号が入力され、Ａ／Ｄ変換器３３は、当該電気信号をデジタル化する。
【００２０】
前処理部３８は、Ａ／Ｄ変換器３２およびＡ／Ｄ変換器３３の各々でデジタル化された電気信号に対して所定の処理を実行する。ここで、所定の処理とは、酸素飽和度（減光度比φ）や脈拍数（ＰＲ）を算出するにあたって必要な既知の処理である。具体的には、所定の帯域でのバンドパスフィルタなどによるフィルタリング、ＲとＩＲにおける脈波の直流成分と交流成分の分離などがある。また、前処理部３８は、必要に応じて、さらに、上記の入力信号に対して、一回差分や二重回転（例えば特許第４１９６２０９号公報に記載の処理）や一重回転（例えば特許第４３５２３１５号公報に記載の処理）などの既知の処理を実行することにより、入力する電気信号に含まれるアーチファクトに起因する成分を除去しても良い。
【００２１】
ヒルベルト変換部３４は、Ａ／Ｄ変換器３２でデジタル化されて前処理部３８において上記の処理がなされたＲの受光強度に応じた電気信号をヒルベルト変換して当該電気信号の時間波形の包絡線を構成する包絡線データを生成する。また、ヒルベルト変換部３５は、Ａ／Ｄ変換器３３でデジタル化されて前処理部３８において上記の処理がなされたＩＲの受光強度に応じた電気信号をヒルベルト変換して当該電気信号の時間波形の包絡線を構成する包絡線データを生成する。ここで、ヒルベルト変換部３４およびヒルベルト変換部３５の各々は、より具体的には、前処理部３８から入力される各光の受光強度に応じた電気信号の値を二乗した値とヒルベルト変換後の値を二乗した値の和の平方根を算出する。そして、ヒルベルト変換部３４およびヒルベルト変換部３５の各々は、算出した上記平方根の値を包絡線データとして出力する。
【００２２】
そして、ヒルベルト変換部３４は、前処理部３８から入力されるＲの光の受光強度に応じたデジタルの電気信号をそのまま後段の正規化処理部３６へと出力するとともに、当該電気信号をヒルベルト変換して生成した包絡線データを正規化処理部３６と演算処理部４０へと出力する。また、ヒルベルト変換部３５は、前処理部３８から入力されるＩＲの光の受光強度に応じたデジタルの電気信号をそのまま後段の正規化処理部３７へと出力するとともに、当該電気信号をヒルベルト変換して生成した包絡線データを正規化処理部３７と演算処理部４０へと出力する。
【００２３】
正規化処理部３６，３７は、ヒルベルト変換部３４，３５から入力される上記電気信号を、同じタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される包絡線データに基づいて正規化する。より具体的には、正規化処理部３６，３７は、一のタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される上記電気信号の値を、同じタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される包絡線データの値で除した値を算出し、その算出値を正規化する。
【００２４】
演算処理部４０は、ＣＰＵなどの演算処理回路を有し、ＲＡＭあるいはハードディスクドライブなどで構成される記憶部５０に格納されたプログラムに基づいて種々の演算処理を実行する。本例では、演算処理部４０は、正規化された上記２波長のそれぞれの光に対応する周波数成分の振幅に基づいて、被測定者の動脈の脈動周波数（脈拍数）を算出する。また、演算処理部４０は、ヒルベルト変換部３４，３５から入力される上記２波長のそれぞれの光に対応する上記包絡線データに基づいて、減光度比（Ｈφ）を算出する。
【００２５】
より具体的には、演算処理部４０には、ヒルベルト変換部３４からＲの光の受光強度に応じた電気信号の時間波形から生成された包絡線データ（ＨＲ）が入力され、また、ヒルベルト変換部３４からＩＲの光の受光強度に応じた電気信号の時間波形から生成された包絡線データ（ＨＩＲ）が入力される。そして、演算処理部４０は、これらの包絡線データから、以下の式（１）に基づいて減光度比（Ｈφ）を算出する。
Ｈφ＝ＨＲ／ＨＩＲ ・・・（１）
【００２６】
演算処理部４０は、算出した減光度比に基づいて被測定者の動脈における生体信号を算出し、その算出結果を時系列のデータとして表示部６０に出力する。表示部６０は、例えばＬＣＤなど公知の表示装置のいずれかであって、演算処理部４０からの上記データ列を時間波形として表示する。また、表示部６０は、演算処理部４０で算出された上記脈拍数を併せて表示してもよい。なお、血中酸素飽和度の算出方法については、公知の種々の方法の何れを用いてもよい。
【００２７】
ここで、本実施形態に係る生体信号測定装置１００を用いて被測定者の動脈血の酸素飽和度を測定する際の生体信号測定装置１００における特徴的な機能についてより詳細に説明する。
【００２８】
図２は、Ａ／Ｄ変換器３３においてデジタル化された信号波形の一例であるＩＲの時間波形の一部を示す。図２に示すように、ＩＲの時間波形は、被測定者の動脈の脈動に応じた周波数成分の他に、被測定者の体の動きや咳などに起因するアーチファクト成分など様々なノイズ成分が重畳している。とりわけ、図２に「Ｔ１」および「Ｔ２」を付して示す時間幅においては、脈動成分に比べて振幅が大きくかつ周波数のより小さなノイズ成分が重畳している。
【００２９】
図３は、図２に示すＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。図３に示すように、図２に示すＩＲの時間波形をＦＦＴ解析すると、図３に「Ｐ」を付して示す脈動成分のピーク以外に様々な周波数成分が含まれていることが分かる。とりわけ、図３に「Ｘ」を付して示す帯域の成分は、上記ノイズ成分に対応するものであるが、振幅のピークが脈動成分の振幅のピークを上回るものが含まれている。
【００３０】
そして、このようなノイズ成分の重畳は、以上に例示したＩＲの時間波形のみならずＲの時間波形においても同様である（すなわち、Ａ／Ｄ変換器３２においてデジタル化されたＲの時間波形においても同様である）。したがって、これらの時間波形をそのまま利用すると、上記ＦＦＴの結果からも明らかなように、被測定者の動脈の脈動に応じた周波数成分を正確に特定することが難しい。また、従来のように、ＲおよびＩＲの各時間波形における受光タイミング毎のＩＲの値でＲの値を除して減光度比を算出すると、例えば図４に示すように、減光度比の値が算出タイミングによって上下に大きく振れることから、血中酸素飽和度の時間変化を正確に捉えることが難しい。
【００３１】
これに対し、本実施形態に係る生体信号測定装置１００では、Ａ／Ｄ変換器３２，３３においてデジタル化されたＲおよびＩＲの電気信号の時間波形を上記のようにヒルベルト変換部３４，３５においてヒルベルト変換して当該時間波形の包絡線に変換する処理を実行する。そして、後段の正規化処理部３６，３７において、Ａ／Ｄ変換器３２，３３においてデジタル化されたＲおよびＩＲの電気信号を、同じタイミングでヒルベルト変換部３４，３５から入力される包絡線データに基づいて正規化する。
【００３２】
図５は、ＩＲの時間波形（ＩＲ）と、当該時間波形をヒルベルト変換して求めた包絡線（ＨＩＲ）の波形の一例を示す。また、図６は、図５に示すＩＲの時間波形を同図に示す包絡線で正規化した時間波形を示す。また、図７は、図６に示す正規化されたＩＲの時間波形を高速フーリエ変換（ＦＦＴ）したときの周波数分布と振幅との関係を示す。
【００３３】
図６および図７に示すように、正規化処理部３６，３７においてＲおよびＩＲの時間波形をその包絡線で正規化することで、被測定者の動脈の脈動に応じた周波数成分（脈動成分）以外の成分が相対的に減衰される。したがって、図３に「Ｘ」を付して示す帯域に対応する図７に「Ｘ」を付して示す帯域の成分が抑えられ、結果として図７に「Ｐ」を付して示す脈動成分が相対的に強調されるので、当該脈動成分を正確に特定することができる。
【００３４】
また、本実施形態に係る生体信号測定装置１００では、演算処理部４０において、Ｒの時間波形から生成された包絡線データと、ＩＲの時間波形から生成された包絡線データとに基づいて減光度比を算出している。図８は、演算処理部４０において算出される減光度比の波形の一例を示す。図８に示すように、Ｒの時間波形から生成された包絡線データとＩＲの時間波形から生成された包絡線データとに基づいて算出される減光度比の値は、算出タイミングによらず値の変動がほとんどないことから、当該減光度比に基づいて算出される被測定者の動脈における血中酸素飽和度の信頼性が向上し、その時間変化をより正確に捉えることができる。
【００３５】
以上、本発明を実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記実施の形態に記載の範囲には限定されない。上記実施の形態に、多様な変更または改良を加えることが可能であることが当業者に明らかである。
【符号の説明】
【００３６】
１０ 照射部
１１、１２ 発光素子
１３ 駆動回路
２０ 受光部
２１ 受光素子
２２ 増幅器
３０ 抽出部
３１ マルチプレクサ
３２，３３ Ａ／Ｄ変換器
３４，３５ヒルベルト変換部
３６，３７ 正規化処理部
３８ 前処理部
４０ 演算処理部（酸素飽和度算出部、脈拍数算出部）
５０ 記憶部
６０ 表示部
１００ 生体信号測定装置
５００ 生体組織
【特許請求の範囲】
【請求項１】
２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射部と、
前記照射部から照射されて前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光部と、
前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換部と、
前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と
を備えることを特徴とする生体信号測定装置。
【請求項２】
前記生体信号測定装置は更に、
前記包絡線データの値を正規化する正規化処理部と、
正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出部と
を備えることを特徴とする請求項１に記載の生体信号測定装置。
【請求項３】
２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射段階と、
前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光段階と、
前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換段階と、
前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出段階と
を含むことを特徴とする生体信号測定方法。
【請求項４】
前記生体信号測定方法は更に、
前記包絡線データの値を正規化する正規化処理段階と、
正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出段階と
を含むことを特徴とする請求項３に記載の生体信号測定方法。
【請求項１】
２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射部と、
前記照射部から照射されて前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光部と、
前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換部と、
前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と
を備えることを特徴とする生体信号測定装置。
【請求項２】
前記生体信号測定装置は更に、
前記包絡線データの値を正規化する正規化処理部と、
正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出部と
を備えることを特徴とする請求項１に記載の生体信号測定装置。
【請求項３】
２つの異なる波長の光を被測定者の生体組織に照射する照射段階と、
前記生体組織を透過又は反射したそれぞれの波長の光を受光し、それぞれの光の受光強度に応じた電気信号に変換する受光段階と、
前記電気信号をヒルベルト変換して、包絡線を構成する包絡線データを生成するヒルベルト変換段階と、
前記包絡線データに基づいて減光度比を算出し、当該減光度比に基づいて前記生体組織における動脈の血中酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出段階と
を含むことを特徴とする生体信号測定方法。
【請求項４】
前記生体信号測定方法は更に、
前記包絡線データの値を正規化する正規化処理段階と、
正規化された前記包絡線データに基づいて脈拍数を算出する脈拍数算出段階と
を含むことを特徴とする請求項３に記載の生体信号測定方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２０１２−２４３２０（Ｐ２０１２−２４３２０Ａ）
【公開日】平成２４年２月９日（２０１２．２．９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−１６５６０１（Ｐ２０１０−１６５６０１）
【出願日】平成２２年７月２３日（２０１０．７．２３）
【出願人】（０００２３０９６２）日本光電工業株式会社 (179)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年２月９日（２０１２．２．９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年７月２３日（２０１０．７．２３）
【出願人】（０００２３０９６２）日本光電工業株式会社 (179)
【Ｆターム（参考）】
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