(57)【要約】【課題】生体動物の呼気に対してリアルタイムな応答性を有し、生体動物の呼吸パターンや呼吸数の計測を行え、生体状態を判別し得る装置および方法を提供する。【解決手段】被験体の呼気をリアルタイムに検知し得る呼気検知センサと、検知された呼気をカウントし、被験体の呼吸数を計測する呼吸数計測部と、被験体の安静時の呼吸数を予め計測して記憶し、安静時の呼吸数と比較して被験体の状態変化を判別する状態判別部を備える。呼気検知センサは、粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子を緻密に配列させた薄膜が絶縁性基材に積層され、薄膜の電気伝導特性を測定する。ナノ粒子表面に被覆する絶縁膜は多孔質でない膜である。ナノ粒子を緻密に配列させた薄膜が、抵抗変化型湿度センサの感湿膜として機能する。【選択図】図３
2018196417.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験体の呼気をリアルタイムに検知し得る呼気検知センサと、
検知された呼気をカウントし、被験体の呼吸数を計測する呼吸数計測部と、
被験体の安静時の呼吸数を予め計測して記憶し、安静時の呼吸数と比較して被験体の状態変化を判別する状態判別部、
を備えたことを特徴とする生体状態計測装置。
【請求項２】
前記呼気検知センサは、粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子又は粒子表面が絶縁性を有するナノ粒子を緻密に配列させた薄膜が絶縁性基材に積層され、前記薄膜の電気伝導特性を測定する手段を備えることを特徴とする請求項１に記載の生体状態計測装置。
【請求項３】
前記粒子表面は、多孔質ではないことを特徴とする請求項２に記載の生体状態計測装置。
【請求項４】
前記ナノ粒子はシリコンナノ粒子、前記絶縁膜が酸化シリコン膜であり、
前記酸化シリコン膜にホウ素（Ｂ）とリン（Ｐ）が、シリコンの固溶限界濃度より高濃度にドーピングされ、
前記呼気検知センサは、呼気に対して１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有することを特徴とする請求項２又は３に記載の生体状態計測装置。
【請求項５】
前記ナノ粒子は粒子表面が多孔質でないシリコン酸化物であることを特徴とする請求項２に記載の生体状態計測装置。
【請求項６】
状態変化告知部を更に備え、前記状態判別部における判別結果に基づき状態変化を告知することを特徴とする請求項１〜５の何れかに記載の生体状態計測装置。
【請求項７】
前記呼吸数計測部は、呼気と吸気の１周期又は複数周期のカウント時間に基づき、１分間又は所定時間内の呼吸数を計測することを特徴とする請求項１〜６の何れかに記載の生体状態計測装置。
【請求項８】
前記呼吸数計測部は、呼気と吸気のＮ（Ｎ≧２）周期のカウント時間を１周期毎又は所定周期毎に測定し、呼吸数の変化率を計測することを特徴とする請求項７に記載の生体状態計測装置。
【請求項９】
前記呼吸数計測部は、前記呼気検知センサが出力する信号に対して、上限閾値と下限閾値を設け、前記信号が上限閾値を超えて上昇し、その後、下限値を下回って下降した時を１カウントとし、
上限閾値と下限閾値は、被験体の呼気の最大値と最小値に基づき設定することを特徴とする請求項７に記載の生体状態計測装置。
【請求項１０】
請求項１〜９の何れかの生体状態計測装置を用いて、被験体の呼吸数を計測する呼吸数計測装置。
【請求項１１】
請求項１〜９の何れかの生体状態計測装置の前記呼気検知センサを用いて、被験体の皮膚表面からの水分蒸散量を検知し、
前記呼気検知センサを内部に収納し皮膚表面を覆うハウジングと、
検知された水分蒸散量を計測する水分蒸散量計測部と、
被験体の安静時の水分蒸散量を予め計測して記憶し、安静時の水分蒸散量と比較して被験体の状態変化を判別する状態判別部、
を備えたことを特徴とする生体状態計測装置。
【請求項１２】
前記ハウジングが皮膚表面を覆った状態を検知する手段を更に備え、覆った状態を検知した場合に、前記呼気検知センサと前記水分蒸散量計測部および前記状態判別部の電源がオンされ、覆っていない状態の場合に、電源をオフすることを特徴とする請求項１１に記載の生体状態計測装置。
【請求項１３】
上記の覆った状態を検知する手段は、前記ハウジングと皮膚表面との接触を検知するセンサ、前記ハウジング内部の明るさを検知するセンサ、又は、前記ハウジングと皮膚表面との距離を検知するセンサであることを特徴とする請求項１２に記載の生体状態計測装置。
【請求項１４】
被験体の呼吸数又は皮膚表面の水分蒸散量に関する被験体の状態を計測する方法において、
被験体の呼気をリアルタイムに検知し得る呼気検知センサを用いて検知された呼気をカウントし前記呼吸数を計測する工程、
又は、
被験体の皮膚表面をハウジングで覆い該ハウジング内に設置された水分蒸散量を検知し得る呼気検知センサを用いて検知された水分蒸散量を計測する工程と、
そして、
被験体の安静時の前記状態を予め計測する安静時状態計測工程と、
被験体の現在の前記状態の変化を前記安静時状態計測工程で予め計測した安静時の前記状態に基づき判断する状態判別工程、
を備えたことを特徴とする生体状態計測方法。
【請求項１５】
請求項１〜１３の何れかの生体状態計測装置における前記呼気検知センサの感湿膜の作製方法であって、
前記感湿膜は、溶液中に均一に分散させた絶縁性のナノ粒子の溶液を前記絶縁性基板に塗布して、均一な薄膜を作製することを特徴とする感湿膜の作製方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ヒトを含む動物生体の呼吸状態や皮膚表面からの水分蒸散状態を計測する装置および方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
現在、湿度を計測する機器として、多くの電気式湿度センサが市場に出ている。電気式湿度センサには、湿度の感知方式の違いにより、抵抗変化型湿度センサと静電容量変化型湿度センサの２種類がある。これらのセンサは、湿分を吸湿し脱湿する感湿体が電極間に存在し、感湿体として多孔質のセラミックスや吸湿性の高分子ポリマーの感湿膜を用いて、空気中の水分を吸収したときの電気抵抗や電気容量の変化から湿度を計測する。
【０００３】
抵抗変化型湿度センサは、センサ部とアンプ部（変換器）をリード線でつなぐ構造であり、構造が簡単で、大量生産ができ、また、比較的安価で、耐久性に優れる。抵抗変化型湿度センサでは、高分子ポリマーの感湿膜の吸脱湿により抵抗が変化し、湿度が低くなると抵抗値が大きくなり、湿度が高くなると抵抗値が小さくなる。すなわち、湿度が高いと電気が良く流れ、逆に湿度が低いと抵抗値は無限大となり電気は流れない。
また、静電容量変化型湿度センサは、上部電極と下部電極の間に感湿膜が挟持され、感湿膜が空気中の水分を吸脱湿する。抵抗変化型湿度センサと異なり、水分を吸脱湿することにより、上下電極間の静電容量が変化し、この静電容量により蓄積される電荷量が変化することを利用して、電荷量を測定し湿度を計測する。静電容量変化型湿度センサは、抵抗変化型湿度センサよりも、応答速度を早くすることができるという特長を有する。
しかしながら、このような市販の高分子ポリマーの感湿膜を用いた湿度センサ―は、応答時間が数秒〜１分程度と遅く、人間の呼吸数の計測には不十分な応答速度である。
【０００４】
また近年、感湿体としてイオン液体を塗布した不織布を用いる抵抗変化型湿度センサも報告されている（非特許文献１を参照）。これは、イオン液体が分子構造に応じてさまざまな気体や水蒸気を選択吸着し電気抵抗が変化する性質があることを利用し、イオン液体を不織布や紙などに塗布した後に、イオン液体をゲル化し繊維表面に固定したものである。イオン液体を用いた感湿体は、４０〜８０％の相対湿度の変化に対して線形に抵抗値が変化し、湿度に対する応答速度が一般的な半導体湿度センサの１０倍速い応答性を有することが報告されており、これは、不織布の繊維の一本一本が感湿体となるため表面積が大きく、水分の吸着、脱着が効率的に行え、これにより呼吸のような速い周期の湿度変化の計測を可能としている。しかしながら、イオン液体を用いた感湿体の応答速度も、２秒程度でありリアルタイム性を満足するものではない。
【０００５】
一方、安静時の健康な成人の平均的な呼吸数は、毎分１２〜２０回であるが、運動開始後１分で毎分１１０〜１３０回になるという報告が知られている。また、負荷を与えて運動する場合は、毎分２００回近くまで増加することも知られている。例えば、実験動物として研究室で飼育されているマウス（ハツカネズミなど）では、毎分６０から２００回の呼吸数であることが知られている。
また、たばこを主とする有害物質を長期に吸入することで生じる慢性的な気道や肺の炎症により肺への空気の流れが悪くなる気流閉塞の代表的呼吸器疾患である慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ：chronic obstructive pulmonary disease）では、健常者よりも呼吸数が増加し、また呼吸数が激しく増加し呼吸困難な状態になった際の対処を迅速にする必要がある。
上述の通り、従来の湿度センサでは、応答性が悪く、ヒトの運動中の呼吸数やマウスの呼吸数を計測するものとして、１００〜３００ミリ秒程度のリアルタイム性を満足できるものではない。
生体の呼吸パターンや呼吸数は、健康状態による影響を受けることから、疾患状態の診断および治療において有用な指標であり、医療および看護における重要な要素として使用され、リアルタイムに呼吸パターンや呼吸数の計測が行える技術が必要とされている。
【０００６】
リアルタイムに呼吸パターンや呼吸数の計測することを目的として、水蒸気のガス流の成分との接触が電極間の層の伝導性の変化を生じるイオン交換材料層を感湿膜として用い、そのイオン交換材料層には分散された高多孔性材料であるゼオライト粒子が含まれる湿度センサが知られている（特許文献１を参照）。ゼオライト粒子は、被験体によって呼気が吐き出される間にセンサ要素を少なくとも吸湿するために用いられる。これにより、感湿膜の感度を高めているが、ゼオライト粒子を用いているために、ゼオライト粒子に水分が吸着し脱着するのに時間を要し、またイオン交換材料層を感湿膜として用いているために、リアルタイムな応答性は無く、ヒトの呼吸パターンや呼吸数の計測には不十分な応答速度である。
【０００７】
また、シリカ（ＳｉＯ２）ナノ粒子を感湿膜に用いた湿度センサが知られている（非特許文献２）。これは、シリカコロイド（シリカのナノ粒子の水溶液）を基材に塗布して、厚さ１５０ｎｍ程度の薄膜を形成し、それを感湿膜として利用する。しかしながら、応答速度は、４０〜５０秒程度であり、リアルタイムな応答性は無く、ヒトの呼吸パターンや呼吸数の計測には不十分な応答速度である。
さらに、Ｓｉ基板を熱酸化してＳｉ基板上にＳｉＯ２薄膜を形成し、それを感湿膜に用いた湿度検知センサが知られている（非特許文献３）。水蒸気がＳｉＯ２薄膜表面上に水層を生成し、生成された水層が電極間の電流の流れを変化させる現象を利用したものである。周波数応答性は、０．５〜２Ｈｚ程度であり、ヒトの呼吸パターンや呼吸数の計測には十分な応答性であるものの、リアルタイムな応答性は不十分である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特表２０１０-５２３２４８号公報
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】Y. Takei et al.，“Ionic-gel-coated fabric as humidity sensor”， MEMS2015 website: http://www.mems2015.org/.
【非特許文献２】C. Wang et al.，“Humidity sensors based on silica nanoparticle aerogel thin films”, Sensors and Actuators B: Chemical Vol.107 (2005), p402-410.
【非特許文献３】M. Seo et al., “A simple breathing rate-sensing method exploiting a temporarily condensed water layer formed on an oxidized surface”, Applied Physics Letters 106, 053701 (2015).
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
上述の如く、従来の抵抗変化型湿度センサでは、リアルタイムな応答性は無く、ヒトの呼吸パターンや呼吸数の計測には不十分な応答速度である。
かかる状況に鑑みて、本発明は、生体動物の呼気に対してリアルタイムな応答性を有し、生体動物の呼吸パターンや呼吸数の計測を行え、生体状態を判別し得る装置および方法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】
【００１１】
上記課題を達成すべく、本発明の生体状態計測装置は、被験体の呼気をリアルタイムに検知し得る呼気検知センサと、検知された呼気をカウントし、被験体の呼吸数を計測する呼吸数計測部と、被験体の安静時呼吸数を予め計測して記憶し、安静時呼吸数と比較して被験体の状態変化を判別する状態判別部を備える。
【００１２】
ここで、被験体の呼気とは、口や鼻からの呼気以外に、皮膚からの呼気も含まれる意味で用いている。被験体には、人だけではなく動物や昆虫なども含まれる。また、本明細書において、リアルタイムに検知とは、呼気に対して呼気センサの出力信号が瞬時であり、その出力信号を判別して呼気をカウントできる時間が２００ｍｓ以下、すなわち５Ｈｚ以上の周波数応答性を有すると定義する。
呼吸数計測部は、呼気検知センサにおいて検知した信号を信号処理し、被験体の呼吸数を計測し、状態判別部は、安静、注意、異常など多値の状態を判別できるものである。
【００１３】
本発明の生体状態計測装置において、呼気検知センサは、粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子又は粒子表面が絶縁性を有するナノ粒子を緻密に配列させた薄膜が絶縁性基材に積層され、薄膜の電気伝導特性を測定する手段を備える。ナノ粒子表面は多孔質ではなく、ゼオライト等の多孔質のものと明確に区別できる。粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子又は粒子表面が絶縁性を有するナノ粒子を緻密に配列させた薄膜は、抵抗変化型湿度センサの感湿膜として機能できる。
薄膜の電気伝導特性を測定する手段としては、例えば、櫛歯形状電極を絶縁性基材に積層された薄膜上に取付け、又は、絶縁性基材と薄膜の間に挟み込んで、薄膜の抵抗の変化、すなわち、薄膜の電気伝導性の変化を計測する。
【００１４】
粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子は、ナノサイズの径を有する金属微粒子、半導体微粒子、セラミックス系微粒子などが用いられ、必ずしも導電性微粒子であることは要件とされない。また、ナノ粒子の径は、同一の大きさに揃えてもよいが、必ずしも同一の大きさである必要はない。
ナノ粒子を緻密に配列させた薄膜は、ナノ粒子を同一の径に揃え自己組織的に配列させ、球を最密充填させた規則的な構造であってもよいが、そこまでの緻密性は無くとも構わない。薄膜の電気伝導特性を測定するための電極間に粒子同士が接しているパス（経路）が存在する程度の緻密性があればよい。また、薄膜の膜厚は単層膜から１００ｎｍ以下が好ましい。
【００１５】
具体的には、ナノ粒子はシリコンナノ粒子であることが好ましく、また絶縁膜は酸化シリコン膜であることが好ましい。シリコンナノ粒子は、現在のシリコン半導体プロセスで利用できる元素から構成されており、既存の装置を使って素子形成が可能であり、また、既存技術によって粒径をナノメートルオーダーでコントロールできる。
また、絶縁膜の酸化シリコン膜には、ホウ素（Ｂ）とリン（Ｐ）が、シリコンの固溶限界濃度より高濃度にドーピングされていることが好ましい。ホウ素とリンがドーピングされることにより、表面修飾分子を用いずに極性溶媒中にシリコンナノ結晶粒子を個々に分散させ、シリコンナノ結晶コロイドを調製し、このコロイドの塗布によるシリコンナノ結晶薄膜を絶縁性基材に積層できる。なお、リンとホウ素を同時に混ぜることにより、溶液中に高い分散性をもたせることを目的としており、一般の半導体プロセスのように、導電性を持たせることを目的としてリンとホウ素を混ぜているのではない。
ナノ粒子がシリコンナノ粒子、ナノ粒子表面を被覆する絶縁膜が酸化シリコン膜であり、酸化シリコン膜にホウ素（Ｂ）とリン（Ｐ）がシリコンの固溶限界濃度より高濃度にドーピングされたものを緻密に配列させた薄膜を用いる呼気検知センサは、呼気に対して１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有することが可能である。
また、ナノ粒子は、粒子表面が多孔質でないシリコン酸化物であっても構わない。
【００１６】
絶縁性基材は、絶縁基板または絶縁体で表面が被覆された基板を含むが、布や紙などの基材、発泡ポリマー、エラストマー、綿状凝集体又はゲル状凝集体から選択される素材をシート状に加工したものなど柔軟性のある材質を好適に用いることができる。この他、絶縁性基材は、熱可塑性樹脂、熱や紫外線や電子線や放射線などで硬化する硬化性樹脂、ガラス、セラミックス、又は、無機材などの材質を用いることが可能である。熱可塑性樹脂としては、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、ポリイミド（Ｐｏｌｙｉｍｉｄｅ；ＰＩ）フィルム、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、トリアセチルセルロース（Ｔｒｉａｃｅｔｙｌｃｅｌｌｕｌｏｓｅ；ＴＡＣ）フィルム、ポリビニルアルコール（Ｐｏｌｙｖｉｎｙｌ  ａｌｃｏｈｏｌ；ＰＶＡ）フィルム、ポリスチレン（Ｐｏｌｙｓｔｙｒｅｎｅ；ＰＳ）などであり、これらの樹脂の共重合体樹脂、これらの樹脂の混合樹脂でも構わない。また、硬化性樹脂としては、例えば、エポキシ樹脂、ポリイミド樹脂などである。絶縁性基材の表面にはプラズマ処理を施し、絶縁性基材の表面を活性化させて、絶縁性基材の表面に形成する導電性薄膜との間の密着力を向上させてもよい。
【００１７】
呼気検知センサにおいて、シリコンナノ粒子表面の酸化シリコン膜上における水分子層の形成が、感湿膜として重要な役割を果たしている。呼気が薄膜に触れることで薄膜表面に吸着水分子層が形成され、その水分子層により薄膜の抵抗値が減少する。そして、その抵抗値の減少を電子回路で検知する。シリコンナノ粒子の薄膜を用いることにより、比表面積を増やし、水分子をより多く吸着させることができ、呼気を薄膜に当てると薄膜の電気伝導度が大きく変化することになる。
シリコンは生体に無害かつ豊富な元素であることから、安全かつ大量生産可能なデバイスになる。また酸化シリコンは非常に安定な材料であるため、呼気に含まれる種々の物質による感湿膜の劣化も小さいことが期待できる。
【００１８】
薄膜は、呼気を通過させる保護層がスペーサを介して積層されるのが好ましい。ナノ粒子を緻密に配列させた薄膜は、硬度が小さく、損傷し易いことから、保護層を設けて損傷を防止する。保護層は、水分を通すポリマーやメッシュで構成される。また、保護層は、呼気が層全体に当ることができるように、スペーサを介して薄膜に積層されるようにする。
【００１９】
また、本発明の生体状態計測装置は、状態変化告知部を更に備え、状態判別部における判別結果に基づき状態変化を告知することが好ましい。
状態変化告知部は、例えば、正常状態と異常状態を判別する場合、状態判別部で異常と判断された場合には、その異常のイベントを受けてアラームを発する警報告知機能などである。発するアラームは、警報音やＬＥＤ点灯、コンピュータ端末の画面上の警報表示、装置外部の他装置への信号出力などである。アラームは、装置内外の記憶装置に記憶するだけのもの、ネットワークにデータ出力するものも含む。
【００２０】
本発明の生体状態計測装置における呼気検知センサは、呼気の湿度１０％の変化に対して１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有する。リアルタイムを満足するためである。
本発明の生体状態計測装置における呼吸数計測部は、呼気と吸気の１周期又は複数周期のカウント時間に基づき、１分間又は所定時間内の呼吸数を計測する。
また、呼吸数計測部は、呼気と吸気のＮ（Ｎ≧２）周期のカウント時間を１周期毎又は所定周期毎に測定し、呼吸数の変化率を計測する。１周期毎にずらしてＮ周期分の測定を行うことにより、呼吸数の変化率を迅速に計測することができる。
【００２１】
また、呼吸数計測部は、呼気検知センサが出力する信号に対して、上限閾値と下限閾値を設け、出力信号が上限閾値を超えて上昇し、その後、下限値を下回って下降した時を１カウントとする。そして、上限閾値と下限閾値は、被験体の呼気の最大値と最小値に基づき設定する。
上限閾値と下限閾値について、被験体の呼気の最大値と最小値に基づき設定することにより、年齢や健康状態に応じた被験体の呼吸量の特性に対応できるようにする。これにより、精度よくカウントが行われ、カウント漏れなどを回避できる。
【００２２】
本発明の呼吸数計測装置は、上述の生体状態計測装置を用いて実現できる。すなわち、呼吸数計測装置は、被験体の呼気をリアルタイムに呼気検知センサを用いて検出し、検知された呼気をカウントし、被験体の呼吸数を計測する。
【００２３】
本発明の生体状態計測装置は、上述の呼気検知センサを用いて、被験体の皮膚表面からの水分蒸散量を検知し、呼気検知センサを内部に収納し皮膚表面を覆うハウジングと、検知された水分蒸散量を計測する水分蒸散量計測部と、被験体の安静時の水分蒸散量を予め計測して記憶し、安静時の水分蒸散量と比較して被験体の状態変化を判別する状態判別部を備える。
これにより、被験体の皮膚呼吸だけでなく、発汗状態の検知することができる。
【００２４】
ハウジングが皮膚表面を覆った状態を検知する手段を更に備えることが好ましく、覆った状態を検知した場合に、呼気検知センサと水分蒸散量計測部および状態判別部の電源がオンされセンサ等が稼働する。逆に、覆っていない状態を検知した場合には、省エネのためにセンサ等の電源をオフする。
【００２５】
ハウジングが皮膚表面を覆った状態を検知する手段は、例えば、ハウジングと皮膚表面との接触を検知するセンサ（例えば、接触スイッチ）、ハウジング内部の明るさを検知するセンサ（例えば、照度センサ）、又は、ハウジングと皮膚表面との距離を検知するセンサ（例えば、赤外線センサ）などである。
【００２６】
次に、本発明の生体状態計測方法について説明する。
本発明の生体状態計測方法は、被験体の呼吸数又は皮膚表面の水分蒸散量に関する被験体の状態を計測する方法において、下記の工程ａ〜ｃを備える。
（ａ）被験体の呼気をリアルタイムに検知し得る呼気検知センサを用いて検知された呼気をカウントし呼吸数を計測する工程、又は、被験体の皮膚表面をハウジングで覆い該ハウジング内に設置された水分蒸散量を検知し得る呼気検知センサを用いて検知された水分蒸散量を計測する工程
（ｂ）被験体の安静時の状態を予め計測する安静時状態計測工程
（ｃ）被験体の現在の状態の変化を安静時状態計測工程で予め計測した安静時の状態に基づき判断する状態判別工程
【００２７】
本発明の生体状態計測方法において、呼気検知センサは上述の生体状態計測装置において説明したものと同じく、粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子を緻密に配列させた薄膜が絶縁性基材に積層され、薄膜の電気伝導特性を測定する手段を備え、呼気の湿度１０％の変化に対して１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有する。
状態判別工程では、呼気検知センサが出力する信号に対して閾値を設け、出力信号が閾値を超えたか否かで判断する。
【００２８】
本発明の生体状態計測装置における呼気検知センサの感湿膜の作製方法では、溶液中に均一に分散させた絶縁性のナノ粒子の溶液を絶縁性基板に塗布して、均一な感湿膜を作製する。感湿膜の膜厚は単層膜から１００ｍｍ以下とするのが好ましい。
【発明の効果】
【００２９】
本発明によれば、生体動物の呼気に対してリアルタイムな応答性を有し、生体動物の呼吸パターンや呼吸数の計測を行え、生体状態を判別できるといった効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】実施例１の呼吸数計測装置の機能ブロック図
【図２】シリコンナノ結晶（ＳｉＮＣ）コロイド溶液の調製処理方法のフロー図
【図３】ＳｉＮＣ薄膜の拡大画像
【図４】呼気検知センサの構造模式図（断面構造）
【図５】呼気検知センサの構造模式図（平面構造）
【図６】ＳｉＮＣ薄膜の湿度変化に伴う電気特性グラフ
【図７】ＳｉＮＣ薄膜の曲げ伸ばしに伴う電気特性グラフ
【図８】ＳｉＮＣ薄膜の呼気による電気特性グラフ
【図９】ＳｉＮＣ薄膜の電流−湿度曲線
【図１０】ＳｉＮＣ薄膜の応答性を示すグラフ
【図１１】実施例１の呼吸数計測装置と市販湿度センサとの比較グラフ
【図１２】呼気検知によりＬＥＤを点灯させる回路の構成例
【図１３】呼気検知によりブザーを鳴動させる回路の構成例
【図１４】ＳｉＮＣ薄膜表面のキャリア輸送機構の概略図
【図１５】呼気検知センサの回路の構成例
【図１６】呼気検知センサからの電圧出力値Ｖｏｕｔの時間変化を示すグラフ
【図１７】電圧出力値Ｖｏｕｔの計測グラフ、（１）はパルス化前、（２）はパルス化後
【図１８】上限閾値Ｖａと下限閾値Ｖｂを決定方法の説明図
【図１９】呼気検知センサからの出力信号のパルス化の説明図
【図２０】呼吸数の計測方法の説明図
【図２１】安静時の呼吸数ｆ１を基準に異常値を設定しアラームを発する説明図
【図２２】生体状態計測方法の処理フロー図
【図２３】実施例２の皮膚水分蒸散計測装置の機能ブロック図
【図２４】実施例２の皮膚水分蒸散計測装置の構造模式図
【図２５】皮膚から蒸散する水分検知を示すグラフ
【図２６】皮膚から蒸散する水分検知の応答性を示すグラフ
【図２７】実施例２の皮膚水分蒸散計測方法のフロー図
【図２８】実施例３のＳｉＯ２ナノ粒子（ＳｉＯ２ＮＰ）薄膜の呼気による電気特性グラフ
【図２９】実施例３のＳｉＯ２ＮＰ薄膜の応答性を示すグラフ
【発明を実施するための最良の形態】
【００３１】
以下、本発明の実施形態の一例を、図面を参照しながら詳細に説明していく。なお、本発明の範囲は、以下の実施例や図示例に限定されるものではなく、幾多の変更及び変形が可能である。
【実施例１】
【００３２】
本発明の生体状態計測装置の一実施形態の呼吸数計測装置について説明する。
図１は、実施例１の呼吸数計測装置の機能ブロック図を示している。呼吸数計測装置１は、呼気検知センサ２、呼吸数計測部３、状態判別部４および状態変化告知部５から構成される。
呼気検知センサ２は、被験体の呼気をリアルタイムに検知する抵抗変化型湿度センサであり、被験者の呼気そのものを検知するのではなく、被験者の呼気の湿度変化よるナノ粒子薄膜の抵抗変化に基づく電流や電圧の変化を検知する。
本実施例の呼気検知センサでは、シリコンナノ結晶（以下、ＳｉＮＣと表記する。）薄膜をフレキシブル性のあるポリイミドフィルム上に積層させたものであり、以下に作製方法ならびに特性について詳述する。
【００３３】
（呼気検知センサの作製について）
絶縁性基材として市販のポリイミドフィルム（２０ｍｍ角、厚さ１２５μｍ）を使用し、ポリイミドフィルムの上に、櫛歯形状電極を形成した。櫛歯形状電極は、チャネル長が１００μｍ（すなわち、電極間隔が１００μｍ）、電極重なり幅が４ｍｍ、電極幅が１００μｍで１０対の構造とし、メタルマスク蒸着によりＴｉ／Ａｕ電極を形成させた。そして、電極両端をマスクして、濃度０．５ｍｇ／ｍＬ、１０μＬのＳｉＮＣコロイド（粒子径７ｎｍ）溶液をスピンコートにより基材および電極全体に塗布し、ＳｉＮＣ薄膜を形成した。ＳｉＮＣコロイド溶液の調製処理方法について、図２を参照して説明する。
【００３４】
ＳｉＮＣコロイド溶液の調製は、まず高周波スパッタリング法 （Radio Frequency Sputtering）を用いて、ボロンリンシリケートガラス(ＢＰＳＧ：Boron Phosphorus Silicate Glass)膜を作製し（Ｓ１０１）、作製したＢＰＳＧ膜に対して、窒素雰囲気で１１００もしくは１２００℃で３０分間、アニール処理を施して、ＢＰＳＧ膜中にＳｉナノ結晶（ＳｉＮＣ）を成長させる（Ｓ１０２）。ＢＰＳＧ膜を作製した時点で、既にＢＰＳＧ膜中にボロンとリンが入っているが、ＢＰＳＧ膜のアニール処理中に、ＳｉＮＣがＢＰＳＧ膜中に形成される過程において、ボロンとリンがＳｉＮＣに同時に取り込まれる。次に、ＢＰＳＧ層をフッ化水素酸１４（ＨＦ）で除去し、ボロンとリンが同時にドーピングされたＳｉＮＣを取り出す（Ｓ１０３）。その後、メタノール（ＭｅＯＨ）に溶媒を置換して、ＳｉＮＣが個々に分散したＳｉＮＣコロイド溶液を調製する（Ｓ１０４）。
調製したＳｉＮＣコロイド溶液を基材に塗布して形成したＳｉＮＣ薄膜の拡大画像を図３に示す。図３（１）（２）は、それぞれ１１００℃、１２００℃でアニール処理を施し、Ｓｉナノ結晶の粒径サイズをコントロールしたものである。
【００３５】
図４と図５は、呼気検知センサの構造模式図であり、それぞれ断面構造と平面構造の模式図である。図４に示すように、呼気検知センサ２は、粒子表面がシリコン酸化物で覆われたシリコンナノ粒子９からなるシリコンナノ結晶薄膜６、電極（７ａ，７ｂ）および絶縁性基板８（ポリイミドフィルム）から構成される。図５に示すように、呼気検知センサ２は、絶縁性基板８（ポリイミドフィルム）の上に２つの電極（７ａ，７ｂ）が櫛歯状に設けられ、その電極の上にシリコンナノ結晶薄膜６が設けられ、湿度変化で薄膜６の電気伝導特性が変化する構造となっている。２つの電極（７ａ，７ｂ）には直流電源１０が設けられ、薄膜６の電気伝導性を信号処理回路１１で計測する。シリコンナノ結晶薄膜は、上述の通り、ＳｉＮＣコロイドが絶縁性基板と櫛歯形状電極の上に塗布されたものである。櫛歯形状電極の下地としてチタン（Ｔｉ）が敷かれている。
呼気検知センサでは、電極（７ａ，７ｂ）間に電圧を印加し、シリコンナノ結晶薄膜６の電気伝導度を測定する。シリコンナノ結晶薄膜６に呼気を当てると、呼気に含まれる水分によりシリコンナノ結晶薄膜６の電気伝導度が急激に増加する。その電気伝導度の急激な変化を利用して、呼気をカウントする。
【００３６】
（呼気検知センサの特性について）
作製したＳｉＮＣ薄膜の電気特性について、水蒸気／窒素の混合気体をフローした環境下で測定を行い、薄膜の電気伝導度の湿度依存性を確認した。相対湿度は市販の湿度センサ（ＴＤＫ社製：ＣＨＳ−ＵＧＳ）を用いてモニタリングを行い、薄膜の電気特性と同時に計測し特性評価を行った。なお、測定は室温下で実施し、対照実験としてＳｉＮＣ薄膜が無く電極のみ形成したものを測定した。測定結果を図６に示す。ＳｉＮＣ薄膜が有る時のみ、湿度の変化に大きく反応することを確認した。
【００３７】
次に、作製したＳｉＮＣ薄膜の曲げ伸ばし状態による特性変化の有無について確認した結果を説明する。作製したＳｉＮＣ薄膜の平らな状態と、曲げた状態との電気特性を測定し、特性の湿度依存性がどのように変化するかを確認した。また、ＳｉＮＣ薄膜を曲げた後、再び、平らな状態にして電気特性を測定し、平らな状態の電気特性の再現性があるかを確認した。
測定結果を図７に示す。図７に示すように、ＳｉＮＣ薄膜を曲げた状態と伸ばした状態で湿度依存性に変化は見られなかった。薄膜の曲げ時は、曲率半径が１０ｍｍになるように曲げた。また、ＳｉＮＣ薄膜を曲げた後、再び、平らな状態にして電気特性を測定しても、湿度依存性に変化はなかった。これらの結果から、作製したＳｉＮＣ薄膜は、折り曲げ可能な電子素子であることが確認された。
【００３８】
呼気検知センサの実験の際には、作製したＳｉＮＣ薄膜の電気伝導測定に、電流増幅アンプとモニタ用のデジタルオシロスコープを用いた。呼気検知センサは、手に取り付けられ、ヒトの呼吸に晒される環境にし、呼気検知センサに対して呼気を当て、電気特性の変化を確認した。呼気検知センサと口の間の距離は約２０ｃｍとした。実験の呼吸パターンは、２秒間隔の呼吸を２回、１秒間隔の呼吸を１０回、一定時間（２．７秒間）の呼気継続１回を、連続して行った。
測定結果を図８に示す。図８によれば、０〜４秒にかけて２秒間隔の電流値ピークが２回計測され、４〜１３秒にかけて１秒間隔の電流値ピークが１０回計測され、１３〜１６秒にかけて一定時間の電流値出力継続１回が計測されたことがわかる。これにより、呼気検知センサの電流値から呼吸パターンの検知が可能であることが確認された。また、電流値は呼吸により０．１〜２（ｎＡ）の範囲で変動するが、ＳｉＮＣ薄膜の電流−湿度曲線（図９を参照）によれば、０．１〜０．２ｎＡ（１〜２×１０−１０Ａ）は湿度２０〜２５％に相当し、１〜２ｎＡ（１〜２×１０−９Ａ）は湿度３４〜３９％に相当するため、呼気検知センサの素子近傍の湿度は、呼吸により２０〜３９％の範囲で変化していると判断できる。
このように、人の呼吸は、電流強度の急激な増加として検出することができる。呼気検知センサの周囲の相対湿度は、呼吸のために局所的に約１０〜２０％変化する。呼気検知センサは１秒間の呼吸間隔に従うことができる。なお、人の息による信号の劣化は見られなかった。
【００３９】
次に、作製したＳｉＮＣ薄膜の湿度の変化に対する応答性について測定した結果を説明する。ロックインアンプとファンクションジェネレータ（信号発生器）を組合せ、ＳｉＮＣ薄膜（試料）に対して、５Ｖ，１５０Ｈｚの交流電圧を印加して、周期的にチョッピングした窒素と水蒸気の混合気体（Ｎ２／Ｈ２Ｏガス）を用いて、試料の電流値を１０６ゲインの電流入力でロックイン計測した。
測定結果を図１０に示す。図１０に示すように、３，９，１４（Ｈｚ）の３種類の周波数のパルス電圧信号を生成し、その電流値の応答性を確認した。図１０（１）〜（３）の周波数応答のグラフから、作製したＳｉＮＣ薄膜では、電流値の応答速さは、呼気の湿度１０％の変化に対して少なくとも１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有することが確認できた。
人間の呼吸数は、最も早い場合では、６カ月新生児で最大６０回／分である。よって、最大１回／秒であるので、その１０倍の周波数特性１０Ｈｚの応答特性があれば人間の呼吸数計測に問題なく適用できる。
【００４０】
（市販の湿度センサとの比較）
市販の湿度センサとして、ＴＤＫ社製CHS-UGSを用意し、作製したＳｉＮＣ薄膜を用いた呼気検知センサ（実施例）とCHS-UGS（比較例）について、呼吸に対する出力応答を同時にモニタした。実験室の湿度は定常状態で３３％であり、共に、ケース中でセンサから２０ｃｍ程度離れたところから呼気を吹き出した。なお、呼気検知センサ（実施例）の出力値は１０７ゲインの電流値とした。モニタ結果を図１１に示す。図１１から、呼吸により湿度は３０〜４０％の間で変化していることがわかる。また、CHS-UGS（比較例）の場合、呼気は吹き出しから２秒ぐらい遅れて出力が最大値を取り、呼気に追従できていないことがわかる。一方、呼気検知センサ（実施例）の場合、遅れは見られず、リアルタイムに応答していることがわかる。このことから、呼気検知センサ（実施例）は、市販の湿度センサと比較して、応答速度の優位性があることが確認できた。
【００４１】
作製したＳｉＮＣ薄膜を用いて、呼気検知によりＬＥＤを点灯させる回路や、呼気検知によりブザーを鳴動させる回路が構築可能である。図１２には、呼気検知によりＬＥＤを点灯させる回路の構成例、図１３には、呼気検知によりブザーを鳴動させる回路の構成例を示す。
図１２と図１３の回路では、共に、ＳｉＮＣ薄膜６の電気信号をオペアンプ１３により電圧値を増幅する。図１２の回路では、増幅した電圧値をトランジスタのゲートを印加し、ＬＥＤ１４に電流を流している。また、図１３の回路では、増幅した電圧値でブザー鳴動装置１５を鳴動させる。
【００４２】
図１４は、作製したＳｉＮＣ薄膜表面のキャリア輸送機構の概略図を示している。ＳｉＮＣ薄膜の電気伝導は、グロータス（Grotthuss）メカニズムにより説明でき、Ｓｉナノ粒子表面を覆う絶縁性の酸化シリコン上にできる水分子層でプロトン輸送が起こると推察される。このメカニズムでは、湿度が高いとＳｉＮＣ表面に物理吸着された水分子層が形成され、プロトンは水素結合した水分子層を通って移動できるので、薄膜の導電性が向上する。一方、湿度が低いと水分子層が形成されず、プロトンは移動し難く、薄膜の導電性は低下する。すなわち、薄膜の導電性は、薄膜表面上の水分子の量に依存することになる。このように、呼気検知センサにおいて、粒子表面が絶縁膜で被覆されたナノ粒子を緻密に配列させた薄膜では、ナノ粒子表面の酸化膜に水分子が吸着し、水分子層が形成されて、この水分子層を介して電流が流れることにより呼気を検知できる。吸着水の層である水分子層に由来する電流のみを検知するために、ナノ粒子は表面が絶縁体で覆われていなければならず、また、ナノ粒子内部を電流が流れてはならない。
また、上述の如く、ＳｉＮＣ薄膜の曲げ伸ばし状態による特性変化が無いということは、Ｓｉナノ粒子間の空間は水分子層で一様に覆われており、薄膜が曲がっても水分子層が維持されていることになる。
【００４３】
なお、ナノ粒子表面を絶縁体で覆ったものを緻密に配列させて薄膜を作製するのではなく、例えば、シリコン薄膜に微小な凹凸を設け、その上に酸化シリコンを蒸着させて凹凸表面に酸化膜を形成させる場合は、シリコン内部を介して流れる電流がバックグラウンド電流となり、その影響で、湿度に対する電流値の増分が小さくなってしまうことから、呼気検知センサとして利用することは難しい。
【００４４】
（呼吸数計測装置について）
図１に示すように、呼吸数計測装置１は、呼気検知センサ２、呼吸数計測部３、状態判別部４および状態変化告知部５から構成される。呼気検知センサ２は、上述したＳｉＮＣ薄膜を用いて形成され、呼気をリアルタイムに検知する。呼吸数計測部３は、呼気検知センサ２により検知された呼気の信号ピークをカウントする電子回路から成り、被験体の呼吸数を計測する。状態判別部４は、呼吸数計測部３によって被験体の安静時の呼吸数を予め計測し、それを記憶する電子回路と、呼吸数計測部３によってカウントされた呼吸数と比較して被験体の状態変化を判別する電子回路から成る。状態変化告知部５は、アラーム音出力、アラームのＬＥＤ点灯、表示パネルへの出力、他装置へのアラーム信号出力などの何れか又は複数の電子回路から成る。上述したような増幅回路と電磁ブザーを組合せて呼気を検知してブザーを鳴動させる回路構成、増幅回路とＬＥＤを組合せて呼気を検知してＬＥＤを点灯させる回路構成を用いることができる。
【００４５】
呼気検知センサ２では、図１５に示すような信号処理回路１１によって、ＳｉＮＣ薄膜６の電気信号（電流値）を抵抗値Ｒ２により、電圧値に変換し、オペアンプ１３により増幅し、電圧出力値Ｖｏｕｔ１２（アナログ信号）とする。そして、呼吸数計測部３では、呼気検知センサ２からの電圧出力値（アナログ信号）をＡ／Ｄコンバータ（図示せず）を通じてデジタル信号に変換する。呼吸数計測部３では、閾値が設けられており、被験体が呼吸を行なっているかどうかをＯＮ／ＯＦＦ信号で検出する。
図１６は、呼気検知センサ２からの電圧出力値Ｖｏｕｔの時間変化を示している。呼気検知センサ２では、呼気が当てられると電圧が上昇し、逆に吸気が行われると電圧が低下する。そこで、電圧の上昇時において一定の閾値を超えた場合や、電圧の下降時において一定の閾値を下回ったときを基準として呼気や吸気を判定する。
【００４６】
具体的な呼吸数の計測方法について、図１７を参照しながら説明する。図１７は、電圧出力値Ｖｏｕｔの計測グラフであり、（１）はパルス化前、（２）はパルス化後を示している。図１７に示すように、電圧の上昇時において、一定の上限閾値Ｖａを超えた場合は呼気があったものと判定し、また、電圧の下降時において、一定の下限閾値Ｖｂを下回ったときは、吸気があったものと判定することで、呼気と吸気の検知を行う。ここで、上限閾値Ｖａは、下限閾値Ｖｂよりも高く設定される。このように２つの閾値が設けられることにより、信号が切替る時点でのノイズに強い構成とすることができる。
呼吸数の計測時間は、例えば１分間としてもよいし、数十秒としてもよい。また、本実施例では、センサからの電圧出力値（Ｖｏｕｔ）を計測しているが、その微分値を計測して、呼吸数をカウントしても構わない。
【００４７】
上限閾値Ｖａおよび下限閾値Ｖｂの設定方法としては、被験体の属性を問わず固定値としてもよいが、被験体の年齢や健康状態等を考慮して、被験体毎に異なる値を設定してもよい。その場合は、被験体に予め呼吸を行ってもらい、図１８に示すように、特定の周期で測定した電圧出力値Ｖｏｕｔから最大値Ｖｍａｘと最小値Ｖｍｉｎを検出し、その値に基づいて、適宜、上限閾値Ｖａと下限閾値Ｖｂを決定するといった方法もある。
また、上限閾値Ｖａは、最大値Ｖｍａｘと最小値Ｖｍｉｎの間の中間値より少し高い値で、下限閾値Ｖｂは、中間値より少し低い値に設定することができる。このようにすると、被験体が幼児や老人である場合においても安定して呼吸数を計測できる。
【００４８】
図１９に示すように、呼気検知センサからの出力信号をパルス化することで、呼気のパルスが得られ、１パルスの周期は呼気と吸気の周期になる。通常、パルス周期（Ｐ１，Ｐ２）は一定であるが、呼吸が早くなるとパルス周期が短くなり、ゆっくりと呼吸するとパルス周期は長くなる。
呼吸数の計測は様々なやり方があるが、例えば、所定時間Ｔ内のセンサからの出力パルス数を計測することで行える。仮に１分間の時間で計測すれば、パルス数が１分間の呼吸数になる。３０秒間で計測するならば、３０秒間の出力パルス数を２倍にして１分間の呼吸数とすればよい。計測時間を１分間よりも短くする場合、１分間の呼吸数になるように換算する。しかしながら、計測時間が短くなるとカウントできる数が少なくなるので計測精度は低下する。測定時間が長いほど正確な呼吸数が測定できるが、実際の呼吸数が測定時間遅れてわかるので、急激な呼吸数の変化を見る場合には適していない。
そこで、この問題を解決するために、１パルスの時間又は複数パルスの時間を計測する。例えば、１パルスの時間が３秒間であれば、１分間の呼吸数が２０となる。１パルスの時間がＴ秒間であれば１分間の呼吸数が６０／Ｔになる。また、Ｈパルスの時間を計測した時、計測時間がＴ秒間になっている場合には、１分間の呼吸数は、６０Ｈ／Ｔと計算できる。このやり方の方が、短時間の計測で、かつ、精度良く計測できる。
【００４９】
呼吸数計測装置では、次のような計測を行うことができる。例えば、図２０に示すように、２パルスの時間を計測する場合、Ｔ１，Ｔ２，・・・の測定方法は、１周期遅れで測定するようになっていることから、Ｔ１測定時の呼吸数とＴ２測定時の呼吸数の変化は、１周期分の遅れのみで正確に測定できることになる。１分間の呼吸数（ｆ）は、２×６０／Ｔｎ（ｎ＝１，２，・・・）の計算式から導くことができる。測定の方法により遅れは生じるが、ほぼリアルタイムでの呼吸数が計測できる。
例えば、安静時の呼吸数がｆ１であった人が、例えば６分間歩行試験等で、歩行や所定の運動を行った場合、呼吸数が、例えば２×ｆ１を超えた場合は、異常として警告を発することができる。この設定は、個人差やサンプル数の検査から設定してもよい。例えば、医者が慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）か否かを判断した人のデータを参考にして、どの辺りの数字が多いか判断し、呼吸数の異常値を設定してもよい。ＣＯＰＤにおける６分間歩行実験では、被験者の安静時の呼吸数ｆ１を測定し、ｆ１を基準として状態変化を観察する。安静時の呼吸数ｆ１は、個人差、年齢差で大きく変わってくる。
【００５０】
被験者の呼吸数の異常（過剰呼吸、減呼吸、チェーン・ストークス呼吸、無呼吸）については、安静時の呼吸数ｆ１を基準に、例えば、１．５×ｆ１以上の場合には過剰呼吸（異常）と判断し、ｆ１／２以下の場合には減呼吸（異常）と判断するようにし、被験者毎に異常値を設定する。また、頻呼吸や除呼吸の判断は、被験者の安静時の呼吸数ｆ１に基づき行うことがより正確な判断ができる。
被験者の呼吸数の異常かどうかの判断については、本実施例に限定するものではなく、被験者の安静時の呼吸数ｆ１に依存して、異常時の呼吸数を決定できればよい。例えば、過剰呼吸の異常値を安静時の呼吸数ｆ１＋Δｆ（例えばΔｆは、１０）する場合や、所定時間歩行した時の呼吸数を計測した場合に、安静時の呼吸数ｆ１よりも一定値内であれば正常と判断し、一定値以上増加していれば、異常と判断するような場合が、過剰呼吸の異常の判断として実施できる。、減呼吸の異常の判断についても、同様に行うことができる。すなわち、被験者の肺機能が、異常かどうかの判断に影響するので、被験者の安静時の呼吸数ｆ１が、異常かどうかの判断基準になる。
安定期のＣＯＰＤ患者が、気道感染や大気汚染をきっかけに急に肺機能が悪化し、呼吸困難が増悪することがある。呼吸数や脈拍数が増え、痰の量や膿性痰が増加し、喘鳴（ゼーゼーする呼吸音）などが出現する。増悪がみられると入院の回数も増え、死亡率が高まり生命予後を悪化させることになる。
【００５１】
図２１に示すように、安静時の呼吸数ｆ１を基準に異常値を設定して、アラームを発することにより、本人だけでなく、周囲にも早期にその人の異常を告知することが必要である。異常者の早期発見に繋がり、深刻な自在になる前に状態変化を予測できる。アラームは、音で知らせる場合や、表示の色を変更する場合や、画面に異常を知らせる表示をする等工夫はできる。アラームは、信号を携帯端末等へ送ることも可能である。
【００５２】
図２２は、本発明の生体状態計測方法の一実施形態の処理フローを示している。まず被験者の安静時の呼吸数を計測する（Ｓ０１）。これにより、呼吸の異常状態を判別することができるようになる。次に、被験者の呼吸数をリアルタイムに計測する（Ｓ０２）。計測された呼吸数を安静時の呼吸数と比較して被験者の状態変化を判別する（Ｓ０３）。そして、状態変化の判別が異常か否かで処理を分岐する（Ｓ０４）。ここで、異常と判別されない場合には、引き続き、被験者の呼吸数をリアルタイムに計測する（Ｓ０２）。これに対して、異常と判別された場合には、判別結果を状態変化告知部により告知する（Ｓ０５）。
【実施例２】
【００５３】
本発明の生体状態計測装置の他の実施形態として、皮膚水分蒸散計測装置について説明する。
図２３は、実施例２の皮膚水分蒸散計測装置の機能ブロック図を示している。皮膚水分蒸散計測装置２１は、呼気検知センサ２、水分蒸散量計測部２３、状態判別部４および状態変化告知部５から構成される。呼気検知センサ２は、実施例１と同様に、被験体の呼気をリアルタイムに検知する抵抗変化型湿度センサであり、被験者の呼気の湿度変化よるナノ粒子薄膜の抵抗変化に基づく電流や電圧の変化を検知するものであり、シリコンナノ結晶（ＳｉＮＣ）薄膜をポリイミドフィルム上に積層させたものである。
【００５４】
図２４は、皮膚水分蒸散計測装置の構成模式図である。皮膚水分蒸散計測装置２１は、実施例１と同様の呼気検知センサ２を用いて、被験体の皮膚表面２９からの水分蒸散量を検知する。呼気検知センサ２を内部に収納し皮膚表面２９を覆うハウジング２６を用いて、水分蒸散量を精度よく計測する。そして、水分蒸散量計測部２３が検知された水分蒸散量を計測し、状態判別部（図示せず）が、被験体の安静時の水分蒸散量を予め計測して記憶し、安静時の水分蒸散量と比較して被験体の状態変化を判別する。
皮膚水分蒸散計測装置２１において、ハウジング２６が皮膚等と接触する場所には、ハウジング２６が皮膚表面２９を覆った状態を検知できる接触スイッチ２７が設けられる。ハウジング２６が皮膚表面を覆った状態を検知した場合に、呼気検知センサ２と水分蒸散量計測部２３および状態判別部の電源がオンされる。一方、ハウジング２２が皮膚表面を覆っていない状態の場合には、これらの電源をオフする。これにより電源の消耗を減らし、携帯性を高める。
【００５５】
ハウジングが皮膚表面を覆った状態を検知する手段としては、ハウジングと皮膚表面との接触を検知する接触スイッチ以外に、ハウジング内部の明るさを検知するセンサ、又は、ハウジングと皮膚表面との距離を検知するセンサによって接触を検知するものでもよい。皮膚水分蒸散計測装置２１は、接触スイッチのＯＮ信号をスタート信号とて、信号処理部の出力をＶ１として、それ以降、出力が増加していく様子を計測する。例えば、時間当りの水分蒸散量の増加が、設定値より大きくなった場合には、アラームを出すといったことが可能である。また、表示パネルに対して、時間当りの変化電圧を表示し、その皮膚状況を色で告知してもよい。被験者の普段の正常な状態での水分蒸散量のデータを計測し、計測装置にデータを保存する。その保存データに基づいて、測定時の被験者の計測データの異常の判断を行う。異常と判断した場合にはアラーム通知を行う。色々な人のサンプルデータを取得し、そのデータと皮膚の状況から、どのように電気伝導特性の変化が生じた場合に、正常であり、また反対に、注意状況のデータであるか、異常状態のデータであるかを任意に設定することができる。
【００５６】
皮膚水分蒸散計測装置を用いて、皮膚から蒸散する水分を検知できることについて説明する。皮膚の水分の検出精度を高めるために、孔を開けたプラスチックケース（サイズ：３６ｍｍ×３６ｍｍ×１４ｍｍ）に呼気検知センサを収納したものを準備した。人間の手が呼気検知センサに直接触れるのではなく、手と呼気検知センサとの間の距離をあけて（例えば、９ｍｍ）、センサを手で覆うと、水分が皮膚上で蒸発してケースに拡散する。センサは、拡散した水によって、プラスチックケース内の湿度が上昇し、ＳｉＮＣ薄膜の伝導度が増大して電流値が増加する。これによって、手の皮膚からの水分蒸散を検知する。
【００５７】
比較対照実験として、センサを素手で覆うのではなく、ゴム手袋をつけた手で覆う場合を計測する。素手（Bare hand）とゴム手袋をつけた手（With glove）を交互に１０秒間かざした場合の電流値の様子を図２５に示す。図２５に示すように、センサは、素手（Bare hand）でケースを覆う場合にのみ反応し、ゴム手袋をつけた手（With glove）では殆ど電流は増加しなかった。
【００５８】
皮膚の水分蒸散のリアルタイム検出について説明する、約２秒間隔で、センサが収納されたプラスチックケースを素手で覆った。センサの電流値の様子を図２６に示す。なお、図２６において、“C”の表記部分が素手で覆った時間帯である。図２６から、センサはプラスチックケース内の湿度の上昇を０．５Ｈｚの周期で検知しており、皮膚の水分蒸散のリアルタイム検出が行えることが確認できた。呼気検知センサを用いて、皮膚と接触することなく、皮膚からの水分蒸散を遠隔でリアルタイム検出できることは、様々な応用が期待される。
【００５９】
図２７は、本発明の生体状態計測方法の他の実施形態の処理フローを示している。まず被験者の安静時の皮膚表面からの水分蒸散量を計測する（Ｓ１１）。これにより、被験者の皮膚の異常状態を判別することができるようになる。次に、被験者の皮膚表面からの水分蒸散量をリアルタイムに計測する（Ｓ１２）。計測された水分蒸散量を安静時の水分蒸散量と比較して被験者の状態変化を判別する（Ｓ１３）。そして、状態変化の判別が異常か否かで処理を分岐する（Ｓ１４）。ここで、異常と判別されない場合には、引き続き、水分蒸散量をリアルタイムに計測する（Ｓ１２）。これに対して、異常と判別された場合には、判別結果を状態変化告知部により告知する（Ｓ１５）。
【実施例３】
【００６０】
本発明の生体状態計測装置の呼気検知センサの他の実施形態として、シリコン酸化物ナノ粒子（以下、ＳｉＯ２ＮＰと表記する。）薄膜をポリイミドフィルム上に積層させたものについて説明する。
実施例１と同様に、絶縁性基材として市販のポリイミドフィルム（２０ｍｍ角、厚さ１２５μｍ）を使用し、ポリイミドフィルムの上に、アルミニウム（Ａｌ）の櫛歯形状電極を形成した。櫛歯形状電極は、チャネル長が１００μｍ（すなわち、電極間隔が１００μｍ）、電極重なり幅が４ｍｍ、電極幅が１００μｍで１０対の構造とした。
ＳｉＯ２ＮＰコロイド溶液は、市販のＳｉＯ２コロイド（日産化学工業社製のスノーテックス（登録商標）ＸＳ）を純水と混ぜることにより、濃度０．５ｍｇ／ｍＬに調製した。
電極形成したポリイミドフィルムをアセトンとイソプロピルアルコール（ＩＰＡ）で洗浄し、電極両端をマスクして、濃度０．５ｍｇ／ｍＬ、５００μＬのＳｉＯ２ＮＰコロイド（粒子径４〜６ｎｍ）溶液をドロップコートにより基材および電極全体に塗布し、ＳｉＯ２ＮＰ薄膜を形成した。その後、純水でリンスして、Ｎ２ブローで水分を飛ばし、１００℃で１分間乾燥した。
【００６１】
図２８は、作製したＳｉＯ２ＮＰ薄膜の呼気による電気特性グラフを示している。作製したＳｉＯ２ＮＰ薄膜に対して、１秒周期で呼気を吹きかけると、図２８に示すグラフが得られた。図２８のグラフから、作製したＳｉＯ２ＮＰ薄膜を用いる呼気検知センサが、１秒周期の呼気を検知できていることが確認できた。また、他の実験から、ＳｉＯ２ＮＰ薄膜の膜厚が厚い方が電流値の変分は大きいことが確認できた。しかし、ＳｉＯ２ＮＰ薄膜の膜厚が厚くなると、呼気に対する応答速度が遅くなることが分った。
【００６２】
次に、作製したＳｉＯ２ＮＰ薄膜の応答性について測定した結果を説明する。ロックインアンプとファンクションジェネレータ（信号発生器）を組合せ、ＳｉＯ２ＮＰ薄膜（試料）に対して、１０Ｖ，３００Ｈｚの交流電圧を印加して、周期的にチョッピングした窒素と水蒸気の混合気体（Ｎ２／Ｈ２Ｏガス）を用いて、試料の電流値を１０６ゲインの電流入力でロックイン計測した。
測定結果を図２９に示す。図２９に示すように、１．２，１．５，２．１，２．６（Ｈｚ）の４種類の周波数のパルス電圧信号を生成し、その電流値の応答性を確認した。図２９（１）〜（４）の周波数応答のグラフから、作製したＳｉＯ２ＮＰ薄膜では、電流値の応答速さは、混合ガスの周期的な吹き付けに対して少なくとも２Ｈｚ以上の周波数応答特性を有することが確認できた。
ＳｉＯ２ＮＰ薄膜を、膜厚を薄く大面積化することにより、さらに応答速度を速めることが予想でき、５Ｈｚ以上のリアルタイムな周波数応答特性を有するセンサが得られると推察できる。均一な膜厚で積層して、膜の均一性を向上させることにより、ＳｉＯ２ＮＰ薄膜を用いた場合でも、１０Ｈｚ以上の応答が原理的に可能であろう。
【産業上の利用可能性】
【００６３】
本発明の生体状態計測装置は、鼻や口といった呼吸口に配置し呼吸数の計測を行う装置や、皮膚の近傍に配置し皮膚の状態を計測する装置に利用が期待できる。睡眠時無呼吸症候群（ＳＡＳ：Sleep apnea syndrome）や慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）を検知する医療診断装置やヘルスケア用計測装置として利用できる可能性がある。
【００６４】
また、生体状態計測装置によれば、ヒトの呼吸でトリガをかける回路が構築でき、呼吸に応答するブザーや、両手が塞がっている時に呼吸でＯＮ／ＯＦＦするスイッチを実現できる。また、生体状態計測装置を車のハンドルに取り付けることにより、運転者の呼吸の様子から“よそ見”を検知し、運転者に対してアラームを出すシステムを実現できる。さらに、生体状態計測装置をマイクに内蔵することにより、マイクを用いて話す話者の呼吸の速さや話者の緊張度合いを計測できるシステムを実現できる。
【符号の説明】
【００６５】
１  呼吸数計測装置
２  呼気検知センサ
３  呼吸数計測部
４  状態判別部
５  状態変化告知部
６  シリコンナノ結晶薄膜
７  電極
８  絶縁性基板
９  シリコンナノ粒子
１０  直流電源
１１  信号処理部
１２  電圧出力値（Ｖｏｕｔ）
１３  オペアンプ
１４  ＬＥＤ
１５  ブザー鳴動装置
２１  皮膚水分蒸散計測装置
２３  水分蒸散量計測部
２６  ハウジング
２７  接触スイッチ
２８  通気孔
２９  皮膚表面
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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