胸腔内压计算装置以及胸腔内压计算方法.pdf

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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 (10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201680029375.8 (22)申请日 2016.07.12 (30)优先权数据 2015-155905 2015.08.06 JP (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2017.11.21 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/JP2016/070547 2016.07.12 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2017/022428 JA 2017.02.09 (71)申请人 株式会社电装 地址 日本爱知县 (72)发明人 大崎理江 黑泽慎也 (74)专利代理机。

2、构 北京集佳知识产权代理有限 公司 11227 代理人 舒艳君 李洋 (51)Int.Cl. A61B 5/087(2006.01) A61B 5/02(2006.01) (54)发明名称 胸腔内压计算装置以及胸腔内压计算方法 (57)摘要 本发明涉及胸腔内压计算装置以及胸腔内 压计算方法。 胸腔内压计算装置获取脉搏波信号 (S230)， 并获取口腔内压信号(S210)， 该口腔内 压信号是表示被试验者沿着时间轴进行了深度 不同的呼吸的情况下的该被试验者的口腔内压 的大小的口腔内压信号， 且沿着时间轴与脉搏波 信号建立对应。 基于该获取到的口腔内压信号和 脉搏波信号来计算脉搏波信号的振幅从预先。

3、设 定的第二基准值起的变化量的变动量相对于由 口腔内压信号表示的口腔内压从预先设定的第 一基准值起的变化量的变动量的比率而作为校 准系数(S260、 S270)。 然后， 通过对基于脉搏波信 号所推定出的胸腔内压的相对值亦即推定胸腔 内压乘以校准系数来计算被试验者的胸腔内压 的绝对值。 权利要求书2页 说明书7页 附图7页 CN 107613865 A 2018.01.19 CN 107613865 A 1.一种胸腔内压计算装置， 具备： 脉搏波获取部(34、 S230、 S310)， 获取沿着时间轴计测被试验者的脉搏波所得的脉搏波 信号； 胸腔内压计算部(34、 S320、 S330)， 基。

4、于由所述脉搏波获取部(34、 S230、 S310)获取到的 脉搏波信号来计算所述被试验者的胸腔内压； 口腔内压获取部(34、 S210)， 获取口腔内压信号， 所述口腔内压信号表示所述被试验者 沿着时间轴进行了深度不同的呼吸的情况下的该被试验者的口腔内压的大小， 且沿着时间 轴与由所述脉搏波获取部(34、 S230、 S310)获取到的脉搏波信号建立对应； 以及 系数计算部(34、 S220、 S240S270)， 基于由所述口腔内压获取部(34、 S210)获取到的 口腔内压信号和由所述脉搏波获取部(34、 S230、 S310)获取到的脉搏波信号来计算所述脉 搏波信号的振幅从预先设定的第。

5、二基准值起的变化量的变动量相对于由所述口腔内压信 号表示的口腔内压从预先设定的第一基准值起的变化量的变动量的比率而作为校准系数， 所述胸腔内压计算部(34、 S320、 S330)通过对推定胸腔内压乘以由所述系数计算部 (34、 S220、 S240S270)计算出的校准系数来计算所述被试验者的胸腔内压的绝对值， 所述 推定胸腔内压是基于由所述脉搏波获取部(34、 S230、 S310)获取到的脉搏波信号所推定出 的胸腔内压的相对值。 2.根据权利要求1所述的胸腔内压计算装置， 其中， 所述系数计算部(34、 S220、 S240S270)具备： 口腔内压变化量计算部(34、 S320)， 基。

6、于由所述口腔内压获取部(34、 S210)获取到的口 腔内压信号来计算各呼吸中的所述口腔内压从所述第一基准值起的变化量； 以及 呼吸变化量计算部(34、 S250)， 基于由所述脉搏波获取部(34、 S230、 S310)获取到的脉 搏波信号来计算各呼吸中的呼吸量从所述第二基准值起的变化量， 所述系数计算部(34、 S220、 S240S270)导出所述呼吸各个中的口腔内压从所述第一 基准值起的变化量和所述呼吸各个中的呼吸量从所述第二基准值起的变化量的倾斜度来 作为所述校准系数。 3.根据权利要求1或者权利要求2所述的胸腔内压计算装置， 其中， 还具备报告部(34、 S120)， 所述报告部(。

7、34、 S120)报告理想呼吸形态， 该理想呼吸形态 是所述被试验者实施的理想的呼吸的形态且被预先规定为深度不同的呼吸的形态。 4.根据权利要求3所述的胸腔内压计算装置， 其中， 所述脉搏波获取部(34、 S230、 S310)获取由所述报告部报告所述理想呼吸形态的期间 中所计测出的所述脉搏波信号， 所述口腔内压获取部(34、 S210)获取由所述报告部报告所述理想呼吸形态的期间中所 计测出的所述口腔内压信号。 5.根据权利要求3或者权利要求4所述的胸腔内压计算装置， 其中， 所述理想呼吸形态通过经由大小不同的阻力， 以所述被试验者实施呼吸的情况下的空 气的流量亦即换气量进行呼吸来实现所述深度。

8、不同的呼吸， 所述换气量为预先规定的流 量。 6.根据权利要求5所述的胸腔内压计算装置， 其中， 所述阻力的大小至少是2级。 权 利 要 求 书 1/2 页 2 CN 107613865 A 2 7.根据权利要求3或者权利要求4所述的胸腔内压计算装置， 其中， 所述理想呼吸形态通过变更所述被试验者实施呼吸的情况下的空气的流量亦即换气 量来实现所述深度不同的呼吸。 8.根据权利要求7所述的胸腔内压计算装置， 其中， 所述换气量是至少2级的流量。 9.一种胸腔内压计算方法， 具有： 脉搏波获取步骤(S230、 S310)， 获取沿着时间轴计测被试验者的脉搏波所得的脉搏波 信号； 胸腔内压计算步骤(。

9、S320、 S330)， 基于所述脉搏波获取步骤(S230、 S310)中获取到的脉 搏波信号来计算所述被试验者的胸腔内压； 口腔内压获取步骤(S210)， 获取口腔内压信号， 所述口腔内压信号表示所述被试验者 沿着时间轴进行了深度不同的呼吸的情况下的该被试验者的口腔内压的大小， 且沿着时间 轴与所述脉搏波获取步骤(S230、 S310)中获取到的脉搏波信号建立对应； 以及 系数计算步骤(S220、 S240S270)， 基于所述口腔内压获取步骤(S210)中获取到的口 腔内压信号和所述脉搏波获取步骤(S230、 S310)中获取到的脉搏波信号来计算所述脉搏波 信号的振幅从预先设定的第二基准值。

10、起的变化量的变动量相对于由所述口腔内压信号表 示的口腔内压从预先设定的第一基准值起的变化量的变动量的比率而作为校准系数， 在所述胸腔内压计算步骤(S320、 S330)中， 通过对推定胸腔内压乘以所述系数计算步 骤中计算出的校准系数来计算所述被试验者的胸腔内压的绝对值， 所述推定胸腔内压是基 于所述脉搏波获取步骤(S230、 S310)中获取到的脉搏波信号所推定出的胸腔内压的相对 值。 权 利 要 求 书 2/2 页 3 CN 107613865 A 3 胸腔内压计算装置以及胸腔内压计算方法 0001 本申请基于2015年8月6日申请的日本申请号2015155905号， 并在此引用其记载 内容。

11、。 技术领域 0002 本公开涉及计算胸腔内压的技术。 背景技术 0003 以往已知一种具备获取表示被试验者的脉搏波的脉搏波信号的脉搏波获取部和 基于由脉搏波获取部获取到的脉搏波信号来推定被试验者的胸腔内压的推定部的胸腔内 压计算装置(参照专利文献1)。 0004 该专利文献1所记载的胸腔内压计算装置的推定部创建将由脉搏波信号表示的一 次心跳的脉搏波的峰值连结而成的第一包络线， 并创建将该第一包络线的峰值连结而成的 第二包络线。 而且， 推定部推定第一包络线和第二包络线的差量来作为表示被试验者的胸 腔内压的胸腔内压信号。 0005 专利文献1:日本特开2002355227号公报 0006 然而。

12、， 由专利文献1所记载的胸腔内压计算装置所推定的胸腔内压信号是通过相 对的变化表示压力的推移的信号， 表示胸腔内压的相对值。 为了将该胸腔内压的相对值转 换为绝对值， 需要实施校准。 0007 通过对胸腔内压信号乘以校准系数来实施校准。 假设被试验者的口腔内压与被试 验者的胸腔内压相等， 并基于预先计测出的被试验者的口腔内压与胸腔内压信号的对应关 系来预先计算校准系数。 0008 然而， 若口腔与胸腔之间的阻力因呼吸道阻塞等疾病而较大， 则损失变大， 导致口 腔内压和胸腔内压不相等。 若使用像这样在口腔内压和胸腔内压不相等的状况下所计算出 的校准系数来执行校准， 则担心通过该校准所校正后的胸腔。

13、内压的精度较低。 换句话说， 在 求出胸腔内压的绝对值的技术中提高计算精度被认为是一个课题。 发明内容 0009 本公开的目的在于提供一种提高胸腔内压的计算精度的技术。 0010 在本公开的第一方式中， 胸腔内压计算装置具备脉搏波获取部， 该脉搏波获取部 获取沿着时间轴计测被试验者的脉搏波所得的脉搏波信号。 胸腔内压计算装置还具备胸腔 内压计算部， 该胸腔内压计算部基于由上述脉搏波获取部获取到的脉搏波信号来计算上述 被试验者的胸腔内压。 胸腔内压计算装置还具备口腔内压获取部， 该口腔内压获取部获取 口腔内压信号， 该口腔内压信号是表示上述被试验者沿着时间轴进行了深度不同的呼吸的 情况下的该被试。

14、验者的口腔内压的大小， 且沿着时间轴与由上述脉搏波获取部获取到的脉 搏波信号建立对应。 胸腔内压计算装置还具备系数计算部， 该系数计算部基于由上述口腔 内压获取部获取到的口腔内压信号和由上述脉搏波获取部获取到的脉搏波信号来计算上 说 明 书 1/7 页 4 CN 107613865 A 4 述脉搏波信号的振幅从预先设定的第二基准值起的变化量的变动量相对于由上述口腔内 压信号表示的口腔内压从预先设定的第一基准值起的变化量的变动量的比率而作为校准 系数。 上述胸腔内压计算部通过对推定胸腔内压乘以由上述系数计算部计算出的校准系数 来计算上述被试验者的胸腔内压的绝对值， 该推定胸腔内压是基于由上述脉搏。

15、波获取部获 取到的脉搏波信号推定出的胸腔内压的相对值。 0011 在本公开的其它方式中， 胸腔内压计算方法具有脉搏波获取步骤， 在该脉搏波获 取步骤中， 获取沿着时间轴计测被试验者的脉搏波所得的脉搏波信号。 胸腔内压计算方法 还具有胸腔内压计算步骤， 在该胸腔内压计算步骤中， 基于上述脉搏波获取步骤中获取到 的脉搏波信号来计算上述被试验者的胸腔内压。 胸腔内压计算方法还具有口腔内压获取步 骤， 在该口腔内压获取步骤中获取口腔内压信号， 该口腔内压信号表示上述被试验者沿着 时间轴进行了深度不同的呼吸的情况下的该被试验者的口腔内压的大小， 且沿着时间轴与 上述脉搏波获取步骤中获取到的脉搏波信号建立。

16、对应。 胸腔内压计算方法还具有系数计算 步骤， 在该系数计算步骤中， 基于上述口腔内压获取步骤中获取到的口腔内压信号和上述 脉搏波获取步骤中获取到的脉搏波信号来计算上述脉搏波信号的振幅从预先设定的第二 基准值起的变化量的变动量相对于由上述口腔内压信号表示的口腔内压从预先设定的第 一基准值起的变化量的变动量的比率而作为校准系数。 在上述胸腔内压计算步骤中， 通过 对推定胸腔内压乘以上述系数计算步骤中计算出的校准系数来计算上述被试验者的胸腔 内压的绝对值， 该推定胸腔内压是基于上述脉搏波获取步骤中获取到的脉搏波信号所推定 出的胸腔内压的相对值。 附图说明 0012 关于本公开的上述目的以及其它目的。

17、、 特征及优点参照附图并通过下述的详细描 述会变得更加明确。 在该附图中， 0013 图1是表示胸腔内压计算系统的示意结构的框图， 0014 图2是表示呼吸功能检查装置的示意结构的说明图， 0015 图3是表示支援处理的处理步骤的流程图， 0016 图4的(A)是说明理想呼吸形态的一个例子的图， (B)是说明理想呼吸形态的其它 例子的图。 0017 图5是说明支援处理的处理概要的说明图， 0018 图6是表示系数计算处理的处理步骤的流程图， 0019 图7的(A)是表示呼吸所引起的口腔内压的推移的说明图， (B)是表示呼吸所引起 的推定胸腔内压的推移的说明图。 0020 图8是说明计算校准系数。

18、的方法的说明图， 0021 图9是表示胸腔内压计算处理的处理步骤的流程图， 0022 图10是表示校准系数的计算方法的基本概念的实验结果的图表。 具体实施方式 0023 以下与附图一起对本公开的实施方式进行说明。 图1所示的胸腔内压计算系统1是 将基于表示被试验者60(参照图2)的脉搏波的脉搏波信号所推定出的推定胸腔内压转换为 说 明 书 2/7 页 5 CN 107613865 A 5 该被试验者60的胸腔内压的绝对值的系统。 胸腔内压是指被试验者60的胸腔空间内的压 力。 另外， 推定胸腔内压表示基于脉搏波信号的振幅的相对的变化的压力的推移， 是胸腔内 压的相对值。 0024 接着， 控制。

19、部34将表示理想呼吸形态的报告信号输出至报告装置10(S120)。 此处 所说的理想呼吸形态是指对执行系数计算处理所需的口腔内压、 换气量以及脉搏波信号进 行计测的理想的呼吸的形态。 此处所说的理想的呼吸是指安静时呼吸， 但也可以是其它的 呼吸。 换言之， 理想呼吸形态是被试验者60所实施的安静时呼吸的形态之一， 预先规定为多 次实施深度不同的呼吸的呼吸的形态。 0025 作为本实施方式中的理想呼吸形态的一个例子， 可以考虑在将由呼吸功能检查装 置50的阻力设定部56所设定的阻力的大小设为固定的基础上， 使进行多次的呼吸时的换气 量变化。 该情况下， 换气量可以如图4的(A)所示， 规定为随着。

20、时间经过而变少， 也可以如图4 的(B)所示， 沿着时间轴随机规定不同的换气量。 优选这些情况下的换气量被设定为至少2 级以上的流量。 0026 另外， 作为本实施方式中的理想呼吸形态的其它例子， 可以考虑将被试验者60进 行呼吸时的换气量设为固定， 每当使被试验者60实施所需次数的安静时呼吸时， 变更由呼 吸功能检查装置50的阻力设定部56所设定的阻力的大小。 优选该情况下由阻力设定部56所 设定的阻力的大小至少为2级以上。 0027 然后， 获取到报告信号的报告装置10报告由该获取到的报告信号所表示的理想呼 吸形态。 具体而言， 显示装置12显示如图5所示的被试验者60应吸入并呼出的呼吸量。

21、(即换 气量)与时间的对应关系而作为理想呼吸形态。 在显示装置12显示的理想呼吸形态中， 也可 以显示表示被试验者60沿着时间轴进行呼吸时的标准的追踪标记。 0028 另外， 获取到报告信号的报告装置10也可以通过声音输出由该获取到的报告信号 所表示的理想呼吸形态。 此外， 被试验者60以接近理想呼吸形态的方式进行呼吸。 0029 在支援处理中， 控制部34获取呼吸信号并存储于存储部32(S130)。 此处所说的呼 吸信号是被试验者60实际进行的呼吸的状态。 该呼吸信号是由压力传感器22以及流量传感 器24计测出的结果。 即， 呼吸信号包括口腔内压信号和换气量的推移。 0030 其中， 口腔内。

22、压信号是由压力传感器22计测出的结果， 并通过反复执行支援处理 中的S130而成为表示被试验者60的口腔内压的推移的信号。 0031 然后， 控制部34获取脉搏波信号并存储于存储部32(S140)。 此处所说的脉搏波信 号是由脉搏波传感器18所计测出的结果。 该脉搏波信号通过反复执行支援处理中的S140而 成为表示被试验者60实际进行呼吸时的脉搏波的推移的信号。 此外， 本实施方式的S140中 获取的脉搏波信号至少沿着时间轴与S130中获取到的口腔内压信号建立对应。 0032 接着， 控制部34将S130中获取到的呼吸信号输出至报告装置10(S150)。 获取到呼 吸信号的报告装置10报告该获。

23、取到的呼吸信号。 例如显示装置12如图5所示， 与理想呼吸形 态重叠地显示基于呼吸信号中的换气量的推移的实际呼吸状态。 此处所说的实际呼吸状态 是指由换气量和口腔内压表示的呼吸的状态， 是被试验者60实际进行的呼吸的状态。 0033 进而， 在支援处理中， 控制部34判定在作为理想呼吸形态而被允许的范围内是否 包括实际呼吸状态(S160)。 若该S160中的判定的结果为在作为理想呼吸形态而被允许的范 围内包括实际呼吸形态(S160： 是)， 则控制部34使支援处理转移至详细内容后述的S180。 说 明 书 3/7 页 6 CN 107613865 A 6 0034 另一方面， 若S160中的判。

24、定的结果为在作为理想呼吸形态而被允许的范围内没有 包括实际呼吸形态(S160： 否)， 则控制部34使支援处理转移至S170。 在该S170中， 将表示作 为理想呼吸形态而被允许的范围内没有包括实际呼吸形态的注意信息输出至报告装置10。 0035 获取到注意信息的报告装置10报告作为理想呼吸形态而被允许的范围内不包括 实际呼吸形态的意思。 作为报告内容的一个例子， 可以考虑用于使实际呼吸形态接近理想 呼吸形态的建议。 0036 之后， 控制部34使支援处理返回到S120， 执行支援处理中的以下的步骤。 另外， 在 S160中的判定的结果是在作为理想呼吸形态而被允许的范围内包括实际呼吸形态的情况。

25、 下所转移的S180中， 控制部34判定被试验者60所进行的呼吸的次数是否达到了S110中所设 定的次数设定值。 若该S180中的判定的结果是呼吸的次数未达到次数设定值(S180： 否)， 则 控制部34使支援处理返回到S120， 执行支援处理中的以下的步骤。 0037 另一方面， 若S180中的判定的结果是呼吸的次数达到了次数设定值(S180： 是)， 则 控制部34结束支援处理。 即， 在支援处理中， 控制部34报告理想呼吸形态。 然后， 在被试验者 60进行呼吸的期间中， 控制部34对口腔内压、 换气量以及脉搏波进行检测。 并且， 在支援处 理中， 将检测的结果沿着时间轴建立对应并存储。。

26、 0038 接下来， 对胸腔内压计算装置30的控制部34执行的系数计算处理进行说明。 若经 由输入受理装置16输入计算起动指令则起动系数计算处理。 计算起动指令是起动系数计算 处理的指令。 若起动该系数计算处理， 则如图6所示， 控制部34获取在支援处理的S130中所 存储的呼吸信号(S210)。 接着， 控制部34基于S210中获取到的呼吸信号中的口腔内压信号 来计算每一呼吸的口腔内压的变化量(S220)。 0039 具体而言， 在本实施方式的S220中， 如图7的(A)所示， 控制部34计算由口腔内压信 号表示的口腔内压的推移中各呼吸下的口腔内压信号的峰值与第一基准值的差量来作为 各呼吸中。

27、的口腔内压的变化量。 此外， 此处所说的第一基准值是指预先设定的口腔内压的 值。 作为该第一基准值的一个例子， 可以考虑与大气压相等的压力的值(即， 图7的(A)所示 的 “0” )、 呼气终端位置处的口腔内压。 0040 接着， 在系数计算处理中， 控制部34获取在支援处理的S140中所存储的脉搏波信 号(S230)。 接着， 控制部34基于S230中获取到的脉搏波信号来计算推定胸腔内压(S240)。 0041 作为S240中的推定胸腔内压的推定方法， 由于使用公知的方法即可， 所以省略此 处的详细说明， 但作为推定胸腔内压的推定方法的一个例子， 可以考虑日本特开2002 355227号所记。

28、载的方法。 即， 在推定胸腔内压的推定中， 首先， 创建将由脉搏波信号表示的 一次心跳的脉搏波中的振幅的峰值连结而成的第一包络线， 并创建将该第一包络线的峰值 连结而成的第二包络线。 而且， 可以计算第一包络线与第二包络线的差量来作为推定胸腔 内压。 0042 进而， 在系数计算处理中， 控制部34基于S240中计算出的推定胸腔内压来计算每 一呼吸的推定胸腔内压的变化量(S250)。 具体而言， 在本实施方式的S250中， 控制部34如图 7的(B)所示， 计算各呼吸下的推定胸腔内压的峰值与第二基准值的差量来作为各呼吸中的 推定胸腔内压的变化量。 此外， 此处所说的第二基准值是指预先设定的推定。

29、胸腔内压的值。 作为该第二基准值的一个例子， 可以考虑与大气压相等的压力的值(即， 图7的(B)所示的 “0” )、 呼气终端位置处的胸腔内压。 说 明 书 4/7 页 7 CN 107613865 A 7 0043 进而， 控制部34利用一次式来计算口腔内压的变化量与推定胸腔内压的变化量的 对应关系(S260)。 在该S260的一次式的计算中， 如图8所示， 首先， 按照每个同一呼吸在二维 平面上展开(标绘)S220中计算出的口腔内压的变化量和S250中计算出的推定胸腔内压的 变化量。 然后， 对于被展开的口腔内压的变化量和推定胸腔内压的变化量执行求出一次式 的公知的线形回归分析。 作为该线。

30、形回归分析的代表例， 可列举最小平方法。 0044 由此， 计算出表示口腔内压的变化量与推定胸腔内压的变化量的对应关系的一次 式。 接着， 控制部34将S260中计算出的一次式的倾斜度 设定为校准系数(S270)。 即， 在系数 计算处理的S270中， 将来自推定胸腔内压的变化量的变动量相对于口腔内压的变化量的变 动量的比率设定为校准系数。 换言之， 来自推定胸腔内压的变化量的变动量相对于口腔内 压的变化量的变动量的比率为口腔内压的变化量与推定胸腔内压的变化量的倾斜度 。 0045 之后， 结束本系数计算处理。 0046 接下来， 对胸腔内压计算装置30的控制部34执行的胸腔内压计算处理进行说。

31、明。 若经由输入受理装置16输入内压计算起动指令则起动胸腔内压计算处理。 内压计算起动指 令是起动胸腔内压计算处理的指令。 若起动该胸腔内压计算处理， 则如图9所示， 控制部34 首先获取由脉搏波传感器18检测出的脉搏波(脉搏波信号)(S310)。 0047 接着， 控制部34基于S310中获取到的脉搏波来计算推定胸腔内压(S320)。 作为 S320中的推定胸腔内压的推定方法， 由于与系数计算处理的S240同样地使用公知的方法即 可， 所以省略此处的详细说明， 但作为推定胸腔内压的推定方法的一个例子， 可以考虑日本 特开2002355227号所记载的方法。 即， 在推定胸腔内压的推定中， 首。

32、先， 创建将由脉搏波 信号表示的一次心跳的脉搏波的峰值连结而成的第一包络线， 并创建将该第一包络线的峰 值连结而成的第二包络线。 而且， 可以计算第一包络线与第二包络线的差量来作为推定胸 腔内压。 0048 然后， 控制部34计算被试验者60的推定胸腔内压的绝对值(S330)。 具体而言， 在本 实施方式的S330中， 通过对S320中计算出的推定胸腔内压乘以系数计算处理的S270中所设 定的校准系数来计算被试验者60的胸腔内压的绝对值。 0049 进而， 控制部34判定是否受理到结束胸腔内压计算处理的结束指令的输入 (S340)。 若该判定的结果是未受理到结束指令(S340： 否)， 则使胸。

33、腔内压计算处理返回到 S310， 基于新获取到的脉搏波来计算被试验者60的胸腔内压的绝对值。 0050 另一方面， 若S340中的判定的结果是受理到结束指令(S340： 是)， 则结束本胸腔内 压计算处理。 0051 发明人进行深入研究， 最终得到了安静时呼吸中的被试验者60的口腔内压从第一 基准值起的变化量如图10所示， 与口腔和胸腔之间的阻力的大小无关而与胸腔内压从第二 基准值起的变化量相等这一见解。 0052 基于该见解， 在系数计算处理中导出脉搏波信号的振幅从第二基准值起的变化量 的变动量相对于口腔内压从第一基准值起的变化量的变动量来作为校准系数。 0053 即， 胸腔内压计算处理中对。

34、推定胸腔内压所乘的校准系数与口腔和胸腔之间的阻 力的大小无关， 是将胸腔内压的相对值转换为胸腔内压的绝对值的修正系数。 0054 因此， 根据胸腔内压计算处理， 能够提高胸腔内压的计算精度。 特别是在系数计算 处理中导出深度不同的2次以上的呼吸各个下的口腔内压从第一基准值起的变化量和推定 说 明 书 5/7 页 8 CN 107613865 A 8 胸腔内压从第二基准值起的变化量的倾斜度 而作为校准系数。 0055 因而， 根据系数计算处理， 能够以简易的方法可靠地计算出校准系数。 并且， 在支 援处理中报告理想呼吸形态。 因此， 被试验者60能够识别理想呼吸形态， 并能够以与理想呼 吸形态接。

35、近的形态进行呼吸。 0056 在该支援处理中获取在报告理想呼吸形态的期间， 即被试验者60以理想呼吸形态 进行呼吸时所计测出的脉搏波信号以及口腔内压信号。 由于基于这样获取到的脉搏波信号 以及口腔内压信号， 在系数计算处理中求出校准系数， 所以能够使该校准系数的计算精度 更高。 0057 这些处理的结果是根据胸腔内压计算处理， 能够使胸腔内压的计算精度更高。 此 外， 可以考虑在支援处理中， 将被试验者60进行呼吸时的换气量设为固定， 每当使被试验者 60实施所需次数的安静时呼吸时， 变更由呼吸功能检查装置50的阻力设定部56所设定的阻 力的大小， 由此来实现理想呼吸形态。 该情况下， 被试验。

36、者60进行的呼吸由于换气量可以是 固定的， 所以能够容易实现理想呼吸形态。 0058 另一方面， 可以考虑在支援处理中， 在将由呼吸功能检查装置50的阻力设定部56 所设定的阻力的大小设为固定的基础上， 使进行多次呼吸时的换气量变化， 由此来实现理 想呼吸形态。 该情况下， 能够省去变更由阻力设定部56所设定的阻力的大小的麻烦。 0059 其它实施方式 0060 以上， 对本公开的实施方式进行了说明， 但本公开并不限于上述实施方式， 在不脱 离本公开的主旨的范围内能够以各种方式实施。 0061 例如， 上述实施方式中的呼吸功能检查装置50具备流量传感器24， 但呼吸功能检 查装置50也可以不具。

37、备流量传感器24。 0062 此外， 省略上述实施方式的结构的一部分的方式也属于本公开的实施方式。 另外， 适当地组合上述实施方式和变形例而构成的方式也属于本公开的实施方式。 另外， 在不脱 离由权利要求书中记载的语句所确定的公开的本质的范围内能够想到的所有方式皆属于 本公开的实施方式。 0063 另外， 除了上述的胸腔内压计算装置30之外， 也可以以将该胸腔内压计算装置30 作为结构元件的胸腔内压计算系统1、 使计算机作为该胸腔内压计算装置30发挥作用的程 序、 记录了该程序的介质、 计算胸腔内压的方法等各种方式来实现本公开。 0064 如上述那样， 本公开涉及具备脉搏波获取部、 胸腔内压计。

38、算部、 口腔内压获取部和 系数计算部的胸腔内压计算装置。 脉搏波获取部获取沿着时间轴计测被试验者的脉搏波所 得的脉搏波信号。 胸腔内压计算部基于由脉搏波获取部获取到的脉搏波信号来计算被试验 者的胸腔内压。 并且， 口腔内压获取部获取表示被试验者沿着时间轴进行了深度不同的呼 吸的情况下的该被试验者的口腔内压的大小的口腔内压信号。 此处口腔内压获取部获取的 口腔内压信号沿着时间轴与由脉搏波获取部获取到的脉搏波信号建立对应付。 系数计算部 基于由口腔内压获取部获取到的口腔内压信号和由脉搏波获取部获取到的脉搏波信号来 计算校准系数。 校准系数是脉搏波信号的振幅从预先设定的第二基准值起的变化量的变动 量。

39、相对于由口腔内压信号表示的口腔内压从预先设定的第一基准值起的变化量的变动量 的比率。 而且， 胸腔内压计算部通过对推定胸腔内压乘以由系数计算部计算出的校准系数 来推定被试验者的胸腔内压的绝对值， 该推定胸腔内压是基于由脉搏波获取部获取到的脉 说 明 书 6/7 页 9 CN 107613865 A 9 搏波信号所推定出的胸腔内压的相对值。 0065 发明人进行了深入研究， 最终得到了被试验者的口腔内压从预先设定的第一基准 值起的变化量如果在安静时呼吸的范围内则与口腔和胸腔之间的阻力的大小无关而与胸 腔内压从预先设定的基准值起的变化量相等这一见解。 基于该见解， 在胸腔内压计算装置 中， 导出脉。

40、搏波信号的振幅从第二基准值起的变化量的变动量相对于口腔内压从第一基准 值起的变化量的变动量而作为校准系数。 即， 由胸腔内压计算装置对推定胸腔内压所乘的 校准系数与口腔和胸腔之间的阻力的大小无关， 是将胸腔内压的相对值转换为胸腔内压的 绝对值的修正系数。 而且， 在胸腔内压计算装置中， 将基于脉搏波信号所推定出的推定胸腔 内压的相对值转换为被试验者的胸腔内压的绝对值。 因此， 根据胸腔内压计算装置， 能够提 高胸腔内压的计算精度。 0066 另外， 本公开也可以作为计算胸腔内压的计算方法。 0067 根据这种胸腔内压计算方法， 能够获得与胸腔内压计算装置同样的效果。 0068 可以理解本公开基。

41、于实施例进行了描述， 但本公开并不限定于该实施例或构造。 本公开也包含各种变形例、 等同范围内的变形。 此外， 各种组合、 方式、 进一步使它们包含仅 一个元件、 或者更多或更少的其它组合、 方式也都进入本发明的范围、 思想范围。 说 明 书 7/7 页 10 CN 107613865 A 10 图1 图2 说 明 书 附 图 1/7 页 11 CN 107613865 A 11 图3 说 明 书 附 图 2/7 页 12 CN 107613865 A 12 图4 说 明 书 附 图 3/7 页 13 CN 107613865 A 13 图5 图6 说 明 书 附 图 4/7 页 14 CN 107613865 A 14 图7 说 明 书 附 图 5/7 页 15 CN 107613865 A 15 图8 图9 说 明 书 附 图 6/7 页 16 CN 107613865 A 16 图10 说 明 书 附 图 7/7 页 17 CN 107613865 A 17 。