(57)【要約】【課題】周囲環境の変化に影響を受けず、安定的に、ガス流に対して十分な応答性を有し、特に、生体動物の呼吸数の計測を行える計測装置及び計測方法を提供する。【解決手段】１）第１電極と、第２電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化するセンサ素子、２）上記のセンサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する電気抵抗素子、３）センサ素子と電気抵抗素子が直列接続され、その両端に直流電圧を印加する電源、４）直列接続の接続中点の電気信号波形を入力する信号処理部、を備える。上記２）の電気抵抗素子は、ガス流に含まれる湿気による影響を受けず、周囲環境の湿度に応じた電気伝導度で作用するものであり、上記４）の信号処理部は、接続中点の電気信号波形に基づいて、ガス流の状態を計測する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１電極と、第２電極と、絶縁性基材と、前記絶縁性基材に積層され、前記電極間に延在する薄膜とを有し、前記薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により前記薄膜の電気伝導度が変化するセンサ素子と、
前記センサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する電気抵抗素子と、
前記センサ素子と前記電気抵抗素子が直列接続され、その両端に直流電圧を印加する電源と、
前記直列接続の接続中点の電気信号波形を入力する信号処理部、
を備え、
前記電気抵抗素子は、前記ガス流に含まれる湿気による影響を受けず、周囲環境の湿度に応じた電気伝導度で作用するものであり、
前記信号処理部は、前記電気信号波形に基づいて、前記ガス流の状態を計測することを特徴とする計測装置。
【請求項２】
前記電気抵抗素子は、前記ガス流に曝露されないように保護膜もしくは保護カバーで被覆される、又は、前記ガス流に曝露されない位置に配置されることを特徴とする請求項１に記載の計測装置。
【請求項３】
前記センサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性は、湿度変化に対して逆指数関数的に変化することを特徴とする請求項１又は２に記載の計測装置。
【請求項４】
前記電気抵抗素子は、前記センサ素子と同じく、２つの電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化する素子から成ることを特徴とする請求項１〜３の何れかに記載の計測装置。
【請求項５】
前記電気抵抗素子は、前記センサ素子と同じく、２つの電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化する素子が、複数並列化される構成であることを特徴とする請求項１〜３の何れかに記載の計測装置。
【請求項６】
前記電気抵抗素子は、前記センサ素子と同一構成であり、絶縁性基材が前記センサ素子と共用化され、前記電気抵抗素子の薄膜と前記センサ素子の薄膜とが同じ面側に配置されることを特徴とする請求項４又は５に記載の計測装置。
【請求項７】
前記電気抵抗素子は、前記センサ素子と同一構成であり、絶縁性基材が前記センサ素子と共用化され、前記電気抵抗素子の薄膜と前記センサ素子の薄膜とが異なる面側に配置されることを特徴とする請求項４又は５に記載の計測装置。
【請求項８】
前記電気抵抗素子は、少なくとも湿度を含む周囲環境を測定する周囲環境測定センサの出力に基づき抵抗値が変化する可変抵抗であることを特徴とする請求項１〜３の何れかに記載の計測装置。
【請求項９】
前記電気抵抗素子は、スイッチング素子と固定抵抗素子が直列接続されたものが複数並列接続された回路と、
少なくとも湿度を含む周囲環境を測定する周囲環境測定センサと、
前記周囲環境測定センサの出力に基づき選択された前記スイッチング素子をＯＮ／ＯＦＦし、抵抗値を切り替える制御部、を備えることを特徴とする請求項１〜３の何れかに記載の計測装置。
【請求項１０】
前記センサ素子の薄膜は、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であることを特徴とする請求項１〜７の何れかに記載の計測装置。
【請求項１１】
前記電気抵抗素子の薄膜は、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であることを特徴とする請求項４〜７の何れかに記載の計測装置。
【請求項１２】
前記ナノ粒子表面は、多孔質ではないことを特徴とする請求項１０又は１１に記載の計測装置。
【請求項１３】
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、前記電気信号波形は前記ガス流の変化に対して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１０又は１１に記載の計測装置。
【請求項１４】
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１０又は１１に記載の計測装置。
【請求項１５】
前記薄膜表面は、通気性を有する保護膜で覆われていることを特徴とする請求項１０又は１１に記載の計測装置。
【請求項１６】
前記センサ素子の絶縁性基材は、フレキシブル性を有することを特徴とする請求項１〜１５の何れかに記載の計測装置。
【請求項１７】
前記ガス流は、被検体の呼気と吸気の流れであることを特徴とする請求項１〜１６の何れかに記載の計測装置。
【請求項１８】
前記信号処理部は、一又は複数の前記ガス流の変化周期の時間を計測し、所定時間の呼吸数を算出することを特徴とする請求項１７に記載の計測装置。
【請求項１９】
前記信号処理部は、入力する前記電気信号波形に対して、前記変化周期毎の最大値又は最小値を検出し、前記ガス流の変化周期の時間を計測することを特徴とする請求項１８に記載の計測装置。
【請求項２０】
前記信号処理部は、入力する前記電気信号波形に対して、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、下限閾値を下回って下降した時、又は、前記信号が下限閾値を下回って下降し、その後、上限閾値を超えて上昇した時を１カウントとし、
上限閾値と下限閾値は、被検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１８に記載の計測装置。
【請求項２１】
センサ素子と電気抵抗素子を直列接続し、その両端に直流電圧を印加するステップと、
前記直列接続の接続中点の電気信号波形を入力するステップと、
ガス流を前記センサ素子に曝露するが、前記電気抵抗素子に曝露しない状態で、前記電気信号波形に基づいて、前記ガス流の状態を計測するステップ、
を備え、
前記センサ素子は、第１電極と、第２電極と、絶縁性基材と、前記絶縁性基材に積層され、前記電極間に延在する薄膜とを有し、前記薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により前記薄膜の電気伝導度が変化する素子であり、
前記電気抵抗素子は、前記センサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する素子であることを特徴とする計測方法。
【請求項２２】
請求項１７〜２０の何れかの計測装置が搭載されたマスクであって、前記センサ素子が、酸素マスクの排気口近傍で、マスクの内側又はマスクの外側であって呼気が通気する場所に配置されることを特徴とする酸素マスク。
【請求項２３】
請求項１７〜２０の何れかの計測装置が搭載された鼻カニューレであって、前記センサ素子が、鼻カニューレのプロングを保持するネーザルピース上であって、呼気の通気する位置に配置されることを特徴とする鼻カニューレ。
【請求項２４】
鼻と口の間の人中近傍に貼付するテープであって、
請求項１７〜２０の何れかの計測装置が搭載され、
前記センサ素子が、鼻孔から出る呼気の通気する位置に配置されることを特徴とするテープ。
【請求項２５】
請求項２２の酸素マスク、請求項２３の鼻カニューレ、又は、請求項２４のテープの何れかにより、被検体の呼吸数を計測する計測方法。
【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気などガス流の状態を計測する計測装置および計測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、水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を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）。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。
【０００８】
かかる状況下、本発明者らは、生体動物の呼気に対してリアルタイムな応答性が得られる薄膜の知見を既に得ている。ここで、リアルタイムな応答性とは、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。呼気に対してリアルタイムな応答性が得られる薄膜とは、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であり、その薄膜を絶縁性基材に積層し、電極間の薄膜の電気伝導特性を測定することにより、呼気に対して十分な応答を得ることができる。
【０００９】
しかしながら、このような薄膜を感湿体として利用する場合、周囲の環境（湿度、温度、圧力）、特に湿度が変化すると、例えば、薄膜の抵抗値が１０〜９０％の湿度上昇によって５×１０１１〜５×１０６（Ω）と逆指数関数的に減少変化する電気伝導特性を有することに起因する問題を解決しなければならない。すなわち、薄膜の電気伝導特性を測定する場合、通常、薄膜と固定抵抗を直接接続し、その両端に電源を接続して抵抗の電圧値をオペアンプ等によって増幅して、呼気に対する応答を検出する。従来、この検出用の回路は、薄膜に接した電極間の抵抗値に比べると、抵抗は十分値を小さく設定し、オペアンプを用いて、抵抗にかかる分圧を約１０００倍前後に増幅しているが、オペアンプの出力には、以下の１），２）の問題が生じていた。
１）オペアンプの増幅率が高いので、周囲環境の変化によるドリフトを起こし、オペアンプの出力電圧が安定しないといった問題。
２）薄膜の抵抗値は、湿度変化により、１０〜９０％の変化によって約１０５変化するので、オペアンプの出力電圧が検出できるような最適な抵抗値の抵抗を用いても、湿度変化によって、出力電圧が小さすぎたり大きすぎたりするといった問題。
ここで、本明細書において、周囲環境の変化とは、温度、湿度、圧力の少なくとも１つの変化をいう。特に、湿度に関する周囲環境の変化は、センサ素子の薄膜の電気伝導度の特性に大きな影響を及ぼすものである。また、温度に関する周囲環境の変化についても、センサ素子の薄膜の電気伝導度の特性に大きな影響を及ぼす場合がある。さらに、圧力に関する周囲環境の変化については、湿度や温度に比べると、センサ素子の薄膜に影響を及ぼす要因とは言い難いものの、周囲環境における圧力も大きく変わるものであり、圧力変化によってセンサ素子の薄膜の電気伝導度の特性が変化することも考慮に入れる必要がある。
【００１０】
湿度の変化について例を挙げて説明すると、例えば、薄膜の周囲環境が、湿度３０％であった場合、呼気を薄膜に吹きかけると、オペアンプの出力電圧値が２．５Ｖ程度になるように予め調整する。薄膜に呼気を吹きかけると、薄膜表面の湿度は約１０％位増加し４０％前後になるとし、オペアンプの出力電圧が適度な値を持つようにオペアンプのパラメータの抵抗値を調整しておく。しかし、薄膜の周囲の湿度が、６０％になると薄膜の抵抗値は約１００倍小さな値となり、このような場合には、オペアンプの出力ＶＰは薄膜の周囲環境の湿度が３０％から６０％に増加していく過程で、オペアンプの出力できる最大値に達してしまい、そのような周囲環境で呼気を薄膜に吹きかけてもオペアンプの出力ＶＰが変動せず、従来の技術では、呼吸数を測定できない状況になるという問題を有していた。すなわち、周囲環境の変化により、検出範囲が限られてしまうといった問題が生じていた。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１１】
【特許文献１】特表２０１０-５２３２４８号公報
【非特許文献】
【００１２】
【非特許文献１】Y. Takei et al.，“Ionic-gel-coated fabric as humidity sensor”，Micro Electro Mechanical Systems (MEMS), 2015 IEEE 28th International Conference on, 2015.
【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】
【００１３】
かかる状況に鑑みて、本発明は、湿度、温度、圧力などの周囲環境の変化に影響を受けず、安定的に、ガス流に対して十分な応答性を有し、特に、生体動物の呼吸数の計測を行える計測装置及び計測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】
【００１４】
上記課題を達成すべく、本発明の計測装置は、下記１）〜４）から成る。
１）第１電極と、第２電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化するセンサ素子、
２）上記のセンサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する電気抵抗素子、
３）センサ素子と電気抵抗素子が直列接続され、その両端に直流電圧を印加する電源、
４）直列接続の接続中点の電気信号波形を入力する信号処理部。
そして、上記２）の電気抵抗素子は、ガス流に含まれる湿気による影響を受けず、周囲環境の湿度に応じた電気伝導度を有するものであり、上記４）の信号処理部は、接続中点の電気信号波形に基づいて、ガス流の状態を計測する。
【００１５】
ここで、上記２）の電気抵抗素子は、ガス流に曝露されないように保護膜もしくは保護カバーで被覆される、又は、ガス流に曝露されない位置に配置されることを特徴とする。また、上記１）のセンサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性は、湿度変化に対して逆指数関数的に変化することを特徴とする。上記１）のセンサ素子における電極は、例えば、櫛歯形状電極を用いることができ、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、電極間の薄膜の電気伝導性の変化を計測する。後述の本発明の実施例では、湿度が１０％から２０％、１０％から３０％に増加した場合、電気伝導度の変化特性は、１０％の抵抗値の約１０分の１、約１００分の１に小さくなっている。すなわち、この場合には、逆指数関数の底が１０と考えられる。逆指数関数的とは、２以上の底に対して、湿度が２倍、３倍変化した場合、電気伝導度の変化特性は、底の値分の１、底の値の２乗分の１のように小さくなることや、逆に湿度が２分の１や３分の１に変化した場合、底の値倍、底の値の２乗倍に大きくなる場合をいう。このように、逆指数関数的とは、湿度変化に対する電気伝導度の変化特性が大きく変わることをいう。
【００１６】
上記２）の電気抵抗素子は、上記１）のセンサ素子と同じく、２つの電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化する素子から成ることが好ましい。
或は、上記２）の電気抵抗素子は、上記１）のセンサ素子と同じく、２つの電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化する素子が、複数並列化される構成であることが好ましい。
【００１７】
上記２）の電気抵抗素子は、上記１）のセンサ素子と同一構成であり、絶縁性基材がセンサ素子と共用化され、電気抵抗素子の薄膜とセンサ素子の薄膜とが同じ面側に配置されることが好ましい。
或は、上記２）の電気抵抗素子は、上記１）のセンサ素子と同一構成であり、絶縁性基材がセンサ素子と共用化され、電気抵抗素子の薄膜とセンサ素子の薄膜とが異なる面側に配置されてもよい。
【００１８】
また、上記２）の電気抵抗素子は、少なくとも湿度を含む周囲環境を測定する周囲環境測定センサの出力に基づき抵抗値が変化する可変抵抗であることでもよい。
具体的には、上記２）の電気抵抗素子は、スイッチング素子と固定抵抗素子が直列接続されたものが複数並列接続された回路と、少なくとも湿度を含む周囲環境を測定する周囲環境測定センサと、周囲環境測定センサの出力に基づき選択されたスイッチング素子をＯＮ／ＯＦＦし、抵抗値を切り替える制御部、を備える。
【００１９】
上記１）のセンサ素子の薄膜は、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である。
上記２）の電気抵抗素子の薄膜は、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である。
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。上記１）のセンサ素子において、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する。
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。薄膜の電気伝導度の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。そのように構成することにより、センサ素子は、ガス流に対して１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有することができる。
【００２０】
また、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は、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ことでもよい。そのように構成することにより、センサ素子は、ガス流に対して１０Ｈｚ以上の周波数応答特性を有することができる。
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。
【００２１】
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。
【００２２】
上記１）のセンサ素子又は上記２）の電気抵抗素子の薄膜表面は、通気性を有する保護膜で覆われていることが好ましい。特に、薄膜は、上記の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。
上記１）のセンサ素子の絶縁性基材は、フレキシブル性を有することが好ましい。
【００２３】
ここで、ガス流は、被検体の呼気と吸気の流れである。
上記４）の信号処理部は、一又は複数のガス流の変化周期の時間を計測し、所定時間の呼吸数を算出する。すなわち、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もできる。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もできる。
また、信号処理部は、入力する電気信号波形に対して、変化周期毎の最大値又は最小値を検出し、ガス流の変化周期の時間を計測することでもよい。変化周期毎のピーク値又は最低値を検出することにより、周期を計測するものである。
また、信号処理部は、入力する電気信号波形に対して、上限閾値と下限閾値を設け、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、被検体の呼気の最大値と最小値に基づき設定することができる。或は、信号処理部は、入力する電気信号波形に対して、上限閾値と下限閾値を設け、信号が下限閾値を下回って下降し、その後、上限閾値を超えて上昇した時を１カウントとし、上限閾値と下限閾値は、被検体の呼気の最大値と最小値に基づき設定することができる。
上限閾値と下限閾値について、被検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検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。
この他、入力する電気信号波形に対して、変化周期毎の最大値又は最小値を検出する方法は色々ある。例えば、電気振動波形を微分して、ゼロ点を通る点を検出することにより、最大値と最小値が交互に時系列的に検出できる。或は、微分しないで、原波形の最大値又は最小値を値の変化から検出することも可能である。
【００２４】
本発明の計測方法は、下記ａ）〜ｃ）のステップを備える。
ａ）センサ素子と電気抵抗素子を直列接続し、その両端に直流電圧を印加するステップ、
ｂ）直列接続の接続中点の電気信号波形を入力するステップ、
ｃ）ガス流をセンサ素子に曝露するが、電気抵抗素子に曝露しない状態で、電気信号波形に基づいて、ガス流の状態を計測するステップ。
ここで、センサ素子は、第１電極と、第２電極と、絶縁性基材と、絶縁性基材に積層され、電極間に延在する薄膜とを有し、薄膜近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜の電気伝導度が変化する素子である。また、電気抵抗素子は、センサ素子における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する素子である。
【００２５】
本発明の酸素マスクは、本発明の計測装置が搭載されたマスクであって、センサ素子が、酸素マスクの排気口近傍で、マスクの内側又はマスクの外側であって呼気が通気する場所に配置されることを特徴とする。
【００２６】
本発明の鼻カニューレは、本発明の計測装置が搭載された鼻カニューレであって、センサ素子が、鼻カニューレのプロングを保持するネーザルピース上であって、呼気の通気する位置に配置されることを特徴とする。
【００２７】
本発明のテープは、鼻と口の間の人中近傍に貼付するテープであって、本発明の計測装置が搭載され、センサ素子が、鼻孔から出る呼気の通気する位置に配置されることを特徴とする。
【００２８】
本発明の酸素マスク、本発明の鼻カニューレ、又は、本発明のテープの何れかを用いることにより、被検体の呼吸数を計測することができる。被検体には、人だけではなく動物も含まれる。信号処理部において、被検体の呼吸数を計測し、安静、注意、異常など多値の状態を判別することができる。このような状態を判別し、さらにそれを外部に告知することもできる。例えば、正常状態と異常状態を判別する場合、信号処理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。
【００２９】
上記のセンサ素子におけるシリコンナノ粒子から成る薄膜では、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。湿気を含むガス流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、湿気を含むガス流が薄膜に当たると、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。
【発明の効果】
【００３０】
本発明によれば、周囲環境の変化、特に、周囲環境の湿度変化に影響を受けず、安定的に、ガス流に対して十分な応答性を有し、生体動物の呼吸数の計測を行えるといった効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】実施例１の計測装置の機能ブロック図（１）
【図２】湿気により薄膜の電気伝導度が変化するセンサ素子の一例の構成模式図
【図３】ＳｉＮＣ薄膜における湿度に応じた電気伝導度の変化特性図
【図４】センサ素子の信号出力回路の一例の回路構成図
【図５】実施例１の計測装置の構成図（１）
【図６】センサ素子Ａ，Ｂの湿度に対する電気伝導特性を示すグラフ
【図７】実施例１の計測装置の機能ブロック図（２）
【図８】実施例１の計測装置の構成図（２）
【図９】固定抵抗を用いた場合の計測装置（比較例）の構成図
【図１０】センサ素子から取り出した電圧出力値の時間変化を示すグラフ
【図１１】呼吸数の計測方法の説明図（１）
【図１２】上限閾値および下限閾値の設定方法の説明図
【図１３】センサ素子の出力信号パルスの説明図
【図１４】呼吸数の計測方法の説明図（２）
【図１５】呼吸数の異常アラームの説明図
【図１６】ＳｉＮＣ薄膜を用いたセンサ素子の湿度の変化に対する応答性の測定結果
【図１７】実施例２の計測装置の構成説明図（１）
【図１８】実施例２の計測装置の構成説明図（２）
【図１９】実施例３の計測装置の構成説明図
【図２０】実施例４の計測装置の構成説明図（１）
【図２１】実施例４の計測装置の構成説明図（２）
【図２２】実施例５の計測装置の構成説明図
【図２３】呼吸数の計測結果の説明図
【図２４】実施例６の酸素マスクを用いた場合の安静時の呼吸数の計測結果の説明図
【図２５】カプノメータを用いた場合の安静時の呼吸数の計測結果の説明図
【図２６】胸壁インピーダンス法を用いた場合の安静時の呼吸数の計測結果の説明図
【図２７】実施例７の鼻カニューレの説明図（１）
【図２８】実施例７の鼻カニューレの説明図（２）
【図２９】実施例８の透明マスクの説明図
【発明を実施するための最良の形態】
【００３２】
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】
【００３３】
本発明の計測装置の一実施形態の機能ブロックについて、図１を参照して説明する。図１に示す計測装置１は、湿気により薄膜の電気伝導度が変化するセンサ素子２と、センサ素子２における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する可変抵抗素子（電気抵抗素子）３とが直列接続され、その両端に電源４が接続され直流電圧が印加される構成となっている。そして、信号処理部５が、センサ素子２と電気抵抗素子３の直列接続の接続中点の電気信号波形を入力する。信号処理部５は、入力した電気信号波形を増幅し、Ａ／Ｄ変換して、電気信号波形の周期をカウント計測する。カウント値によって、アラーム出力やＬＥＤやディスプレイなどへの表示を行う。ここで、上記の電気信号波形の増幅は、低倍率でよく、ノイズや温度ドリフト等の問題も生じないし、オペアンプの出力電圧値範囲内で容易に動作させることができ、Ａ／Ｄ変換の入力電圧値範囲内で動作させることができる。電気信号波形の増幅の主な目的は、センサ素子２や電気抵抗素子３の抵抗値変化に対して、後段の回路の抵抗値が影響を与えないようにするためのものである。また、後述の実施例で説明するが、ボルテージフォロワのように、全く増幅せず、入力した電気信号波形をそのまま通過させるような回路も使用可能である。
【００３４】
湿気により薄膜の電気伝導度が変化するセンサ素子２は、図２に示すように、第１電極７ａと、第２電極７ｂと、絶縁性基材８と、絶縁性基材８に積層され、電極間に延在する薄膜６とから成り、薄膜６近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜６の電気伝導度が変化するものである。
また、可変抵抗素子（電気抵抗素子）３は、ガス流に含まれる湿気による影響を受けず、周囲環境の湿度に応じた電気伝導度で作用するものであり、これにより、センサ素子２は、周囲環境の変化に影響を受けず、安定的に、ガス流に対して十分な応答性を有し、生体動物の呼吸数の計測を行うことができる。
【００３５】
本実施例のセンサ素子では、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る。以下に作製方法ならびに特性について説明する。
【００３６】
絶縁性基材として市販のポリイミドフィルム（２５ｍｍ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３ｍｍ、電極幅が１００μｍで１３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。電極の下地としてチタン（Ｔｉ）を敷いている。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。
【００３７】
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、作製したＢＰＳＧ膜に対して、窒素雰囲気において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）を成長させた。ＢＰＳＧ膜を作製した時点で、既にＢＰＳＧ膜中にホウ素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、ホウ素とリンがＳｉＮＣに同時に取り込まれる。次に、ＢＰＳＧ層をフッ化水素酸（ＨＦ）で除去し、ホウ素とリンが同時にドーピングされたＳｉＮＣを取り出した後、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した。
【００３８】
図２のセンサ素子の断面構造模式図に示すように、センサ素子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、第１電極７ａ、第２電極７ｂおよび絶縁性基材８（ポリイミドフィルム）から構成される。２つの電極（７ａ，７ｂ）には電源４が設けられ、センサ素子２に直流電圧が印加される。センサ素子では、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、湿気を含むガス流の状態を検知する。
【００３９】
作製したＳｉＮＣ薄膜において、湿度に応じた電気伝導度の変化特性を図３に示す。図３に示す特性は、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ものであり、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、薄膜の電気伝導特性を測定したものである。
図３に示すように、ＳｉＮＣ薄膜の抵抗値は、１０〜９０％の湿度上昇によって５×１０１１〜５×１０６（Ω）と逆指数関数的に変化（減少）する電気伝導特性を有している。
【００４０】
通常、センサ素子２では、図４に示すような信号増幅回路１５によって、ＳｉＮＣ薄膜から成るセンサ素子２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１６により増幅し、電圧出力値Ｖｏｕｔ（アナログ信号）として出力する。信号処理部５では、信号増幅した電圧出力値ＶｏｕｔをＡ／Ｄコンバータによりデジタル信号に変換する。図４に示すような信号増幅回路１５では、抵抗値Ｒ２の両端の電圧値が小さいことから、増幅率は、数１００〜１０００倍程度になり、ノイズの増幅、温度ドリフトやオペアンプ１６の出力値の範囲内での調整などを行う必要があり、様々なアプリケーションに個別に対応しなければならないといった問題を有していた。
本発明の計測装置では、図１に示すように、センサ素子２における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有する可変抵抗素子（電気抵抗素子）３と、センサ素子２とを直列接続し、その両端に電源４を接続して直流電圧を印加する。センサ素子２と可変抵抗素子３の直列接続の接続中点の電気信号波形を信号処理部５が入力し、入力した電気信号波形を、Ａ／Ｄ変換して、電気信号波形の周期をカウント計測する。入力した電気信号波形は、信号増幅してもよいし、信号増幅しなくても処理できる。
【００４１】
本発明の計測装置における可変抵抗素子３は、センサ素子２における湿度に応じた電気伝導度の変化特性と同傾向の電気伝導度の変化特性を有し、かつ、ガス流（呼気）に含まれる湿気による影響を受けず、周囲環境の湿度に応じた電気伝導度で作用させる必要がある。このため、図５に示すように、センサ素子２としてセンサ素子Ａを用い、可変抵抗素子３としてセンサ素子Ｂを用いる。センサ素子Ａとセンサ素子Ｂは、共に、図２に示すような、第１電極７ａと、第２電極７ｂと、絶縁性基材８と、絶縁性基材８に積層され、電極間に延在する薄膜６とから成る。センサ素子Ａは、薄膜６近傍のガス流に含まれる湿気により薄膜６の電気伝導度が変化するものであるが、センサ素子Ｂは、ガス流に含まれる湿気による影響を受けず、周囲環境の湿度に応じた電気伝導度で作用するように、薄膜表面をエポキシ樹脂などの樹脂１１で被覆する。このような構成にすることにより、センサ素子Ａとセンサ素子Ｂは、周囲環境の湿度変化に対して、電気伝導特性が似たような傾向を示し、湿度が増加すると電流が指数関数的に増加する。すなわち、湿度が増加すると抵抗値が逆指数関数的に減少する。
【００４２】
図６を参照して、センサ素子Ａ及びセンサ素子Ｂの湿度に対する電気伝導特性について説明する。図６において、センサ素子Ａは“Bare”（剥き出し状態）であり、センサ素子Ｂが“Passivated”（被膜された状態）である。図６（１）に示すように、Ｉ−Ｖ特性（湿度２７％における特性）において、センサ素子Ａの“Bare”及びセンサ素子Ｂの“Passivated”は、ほぼ同じような特性を示している。
また、図６（２）のグラフにおいて、相対湿度が２０％ではセンサ素子Ａの“Bare”及びセンサ素子Ｂの“Passivated”は、ほぼ同じ電流値を示し、センサ素子Ａの抵抗値Ｒａとセンサ素子Ｂの抵抗値Ｒｂはほぼ同じ値であることがわかる。一方、湿度が２０％から４０％に上がった場合、それぞれのセンサ素子の電流値は上がり、すなわち抵抗値は下がる傾向になる。その傾向は、センサ素子Ａの“Bare”の方が、センサ素子Ｂの“Passivated”よりも大きく、センサ素子Ａの抵抗値がセンサ素子Ｂの抵抗値よりも下がり方が大きい。
図５の回路において、センサ素子Ａとセンサ素子Ｂは直列接続されており、湿度２０％ではセンサ素子Ａの抵抗値Ｒａとセンサ素子Ｂの抵抗値Ｒｂはほぼ同じ値になり、印加電圧Ｖｘが３Ｖであった場合には、それぞれのセンサ素子Ａ，Ｂに係る分圧は約１．５Ｖになる。一方、湿度が２０％から４０％になった場合、センサ素子Ａの抵抗値Ｒａがセンサ素子Ｂの抵抗値Ｒｂよりも下がり方が大きいが、センサ素子Ａとセンサ素子Ｂの周囲環境が同じであれば、どちらも抵抗値は下がる傾向にあるため、センサ素子Ｂの分圧Ｖｂの変化量は小さいものとなるのである。
なお、図６では、可変抵抗素子３として利用するセンサ素子Ｂの分圧Ｖｂを計測しているが、図７及び図８に示すように、センサ素子２として利用するセンサ素子Ａの分圧Ｖａを計測してもよい。
【００４３】
周囲環境が一定している場合のＶａの値について、図８に示すように、可変抵抗素子３としてセンサ素子Ｂと、センサ素子２としてセンサ素子Ａを直列接続し、センサ素子Ａの分圧Ｖａを計測する場合と、図９に示すように、固定抵抗１２と、センサ素子２としてセンサ素子Ａを直列接続し、センサ素子Ａの分圧Ｖａを計測する場合と比較する。固定抵抗１２の抵抗値は、２×１０１０Ωとし、印加電圧Ｖｘは３Ｖとした。センサ素子Ａの抵抗値は、湿度により大きく変化する。そのため、信号処理部のＡ／Ｄコンバータが入力可能なＶａの範囲にしなければならない。下記表１は、本実施例（センサ素子Ｂを使用した場合）と比較例（固定抵抗を使用した場合）において、周囲環境の湿度の変化に対するＶａの値を示している。下記表１から、本実施例（センサ素子Ｂを使用した場合）では、Ｖａの安定状態での値が湿度の変化に対して変化量が少ないことから、測定できるレベルを維持できることが判る。一方、比較例（固定抵抗を使用した場合）では、湿度が変化した場合に、Ｖａは急激に変化し、湿度が４０％になった場合には、湿度変化を敏感に測定できないレベルの値まで落ちることが判る。
【００４４】
【表１】
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【００４５】
なお、本実施例のセンサ素子は、抵抗変化型湿度センサであるが、静電容量変化型湿度センサを用いることも可能である。この場合、センサ素子Ａ，Ｂは、共に抵抗変化型湿度センサを用いるか、或は、共に静電容量変化型湿度センサを用いる必要がある。センサ素子Ａは抵抗変化型湿度センサ、センサ素子Ｂは静電容量変化型湿度センサを用いるという組合せはできない。
【００４６】
次に、図１に示す回路構成におけるセンサ素子２に呼気を吹き付けるように呼吸をした場合において、センサ素子２と可変抵抗素子３の接続中点から取り出す電気信号波形について説明する。
図１０は、接続中点から取り出した電圧出力値Ｖｏｕｔの時間変化を示している。センサ素子２の薄膜に呼気が当てられると薄膜の抵抗値が減少し、センサ素子２での電圧降下量が小さくなり接続中点の電圧出力値が上昇する。逆に、吸気が行われると薄膜の抵抗値が増大し、センサ素子２での電圧降下量が大きくなり接続中点の電圧出力値が下降する。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できる。
【００４７】
具体的な呼吸数の計測方法について、図１１を参照しながら説明する。図１１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１１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、センサ素子からの電圧出力値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よい。
【００４８】
上限閾値Ｖａおよび下限閾値Ｖｂの設定方法としては、被検体の属性を問わず固定値としてもよいが、被検体の年齢や健康状態等を考慮して、被検体毎に異なる値を設定することも可能である。その場合は、被検体に予め呼吸を行ってもらい、図１２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、被検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。
【００４９】
図１３に示すように、センサ素子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。この問題を解決するために、１パルスの周期又は複数パルスの周期を計測する。例えば、１パルスの周期が３秒間であれば、１分間の呼吸数が２０となる。１パルスの周期がＴ秒間であれば１分間の呼吸数が６０／Ｔになる。また、Ｈパルスの周期を計測した時、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。
【００５０】
計測装置では、次のような計測を行うこともできる。例えば、図１４に示すように、２パルスの周期を計測する場合、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。
【００５１】
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。
【００５２】
図１５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、深刻な事態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。
【００５３】
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１６に示す。図１６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１６（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／分であり、最大１回／秒である。したがって、周波数応答特性は人間の呼吸数計測に対して十分すぎる応答性を有していることが判る。実際、１０Ｈｚの周波数応答特性がなくても、呼気の観察は可能である。作製したＳｉＮＣ薄膜の湿度の変化に対する応答性であれば、呼気よりも変動が速いガス流の計測のアプリケーションに対して適用可能である。
【実施例２】
【００５４】
センサ素子Ａとセンサ素子Ｂが同様のセンサを使用する構成の計測装置において、センサ素子Ｂは、実施例１のようにエポキシ樹脂で覆うのではなく、ガス流の曝露防止カバーを設ける実施形態について説明する。また、これにより、ガス流の曝露防止カバーを設けることなく、センサ素子Ｂへのガス流の曝露を防止する構造について説明する。
【００５５】
図１７は、１つの絶縁性基材をセンサ素子Ａとセンサ素子Ｂで共用化し、同じ側にセンサ素子Ａとセンサ素子Ｂを積層し、さらに可変抵抗３としてのセンサ素子Ｂの表面を曝露防止カバー１４で覆っている様子を示す。センサ素子Ａとセンサ素子Ｂは銅線１３で直列接続している。なお、図１７には電源及び信号処理部は図示していない。
【００５６】
図１８は、１つの絶縁性基材をセンサ素子Ａとセンサ素子Ｂで共用化し、表側と裏側というように異なる側にセンサ素子Ａとセンサ素子Ｂを積層する様子を示す。センサ素子Ａが積層されている表側にガス流が吹き付けられたとしても、裏側に壁面があり裏側までガス流が回り込むことが無い場合には、曝露防止カバー１４で覆うことなく、センサ素子Ｂへのガス流の曝露を防止できる。なお、図１８には電源及び信号処理部は図示していない。
【００５７】
呼気をセンサ素子Ａとセンサ素子Ｂに吹きかけた場合には、センサ素子Ａは呼気に反応して、その抵抗値は変化するが、センサ素子Ｂは、表面が曝露防止カバー１４で覆われており、或は、呼気に曝露されない裏側に配置されており、周囲環境に対して抵抗値は変化するが呼気には反応しない。従って、周囲環境変化に対して、ロバストな呼気センサを実現できることになり、安定な測定と、安定時の電圧が一定になり、それからの変化に対して、呼気量や呼気の強さを測定可能である。
【実施例３】
【００５８】
本実施例において、電気抵抗素子は、構成要素として固定抵抗を使用するが、周囲環境に応じたスイッチング動作により、固定抵抗を切り替えて、可変抵抗素子として機能する実施形態について、図１９を参照して説明する。
図８に示す計測装置において、センサ素子Ｂの代替として、スイッチング素子３１と固定抵抗素子３２が直列接続されたものが複数並列接続された回路と、周囲環境の湿度を測定する湿度センサ３４と、湿度センサの出力に基づき選択されたスイッチング素子３１をＯＮ／ＯＦＦし、抵抗値を切り替える制御部３３から成る可変抵抗回路を備える計測装置を図１９に示す。
【００５９】
周囲環境には、湿度、温度、圧力があるが、温度と圧力の場合では、湿度変化に比べると、センサ素子Ａの抵抗値の変化は少ないことから、別に湿度センサ３４を使って、周囲環境を測定し、スイッチング素子３１で、固定抵抗素子３２の抵抗値を切り替えする。ここで、 スイッチング素子３１はアナログスイッチや半導体スイッチ（ＭＯＳトランジスタ等）を用いることができる。固定抵抗素子３２は、周囲環境により大きく抵抗値を変化させるので、それぞれに直列に接続した抵抗（Ｒｂ１，・・・，ＲｂＮ）を用いて、周囲環境に応じて、スイッチング素子３１を適宜切り替えることにより、周囲環境に適合した抵抗値を選択できるようにしている。
湿度センサ３４は、周囲環境の湿度が測定できればよいので、市販の湿度センサを使用できる。湿度センサ３４から測定データをデジタル信号で計測装置に通信する場合は、シリアル通信で、データを計測装置に送り、その周囲環境の湿度に応じて、スイッチング素子３１を切り替えすることもできる。例えば、下記の表２のように、周囲環境の湿度の範囲を決定し、その間は、固定抵抗を一定の値にして、湿度の範囲がそれ以外になった場合には、周囲環境の湿度に応じた固定抵抗にスイッチング素子３１で切り替える。これにより、Ｖａが、呼気等に反応できる電圧として信号処理部５が取り込めるようになる。
【００６０】
【表２】
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【実施例４】
【００６１】
次に、センサ素子Ｂとして、センサ素子Ａと同等のセンサ素子を複数並列に並べ、センサ素子Ａと直並列接続した実施態様について、図２０及び図２１を参照しながら説明する。
図２０（１）に示す計測装置では、電源４の正極側に、センサ素子Ｂとして、センサ素子Ａと同等のセンサ素子（３ａ〜３ｃ）を３個並列に並べられ、それにセンサ素子Ａが直並列接続され、電源４の負極側と接続される。センサ素子Ａとセンサ素子Ｂは、周囲環境湿度に応じて、抵抗値は逆指数関数的に変化するが、周囲環境湿度が同じであれば、同じ抵抗値を有することになる。すなわち、センサ素子（３ａ〜３ｃ）を３個並列に並べられたセンサ素子Ｂの抵抗値は、センサ素子１個の場合に比べて、１／３となる。センサ素子Ａの分圧は、Ｖａ＝３Ｖとすると、Ｖａ＝Ｖｘ×３／４＝２．２５Ｖになる。つまり、センサ素子Ｂでセンサ素子を複数並列接続すれば、全体の抵抗値が下がり、出力電圧の大きさは大きくなる。そして、センサ素子Ａに呼気が当たると、図２０（２）に示すように、分圧Ｖａは２．２５Ｖを最大値とする信号波形で変動する。
【００６２】
図２０（１）では、センサ素子Ａの分圧を電気信号波形として取り出しているが、図２１（１）に示すように、センサ素子Ｂとして、センサ素子Ａと同等のセンサ素子を複数並列に並べた回路素子の分圧を電気信号波形として取り出してもよい。図２１（１）に示す計測装置では、電源４の正極側にセンサ素子Ａが接続され、センサ素子Ｂとしてセンサ素子Ａと同等のセンサ素子（３ａ〜３ｃ）を３個並列に並べられ、センサ素子Ａと直並列接続され、電源４の負極側と接続される。センサ素子（３ａ〜３ｃ）を３個並列に並べられたセンサ素子Ｂの抵抗値は、センサ素子１個の場合に比べて、１／３となり、センサ素子Ａの分圧は、Ｖａ＝３Ｖとすると、Ｖａ＝Ｖｘ×１／４＝０．７５Ｖになる。
【実施例５】
【００６３】
本実施例では、図２２に示すように、センサ素子Ａとセンサ素子Ｂを直列接続し、センサ素子Ａの分圧Ｖａの出力電圧値を計測する回路構成において、Ａ／Ｄコンバータの前段に、ボルテージフォロワや倍率の低い増幅器を設けて、Ａ／Ｄコンバータの入力できる電圧幅に、Ｖａの変動幅がマッチするように調整することができることを説明する。
図２２に示す回路構成において、ボルテージフォロワ１８は、Ｖ−端子とオペアンプの出力端子を直結し、入力電圧と出力電圧は等しく（増幅率が１倍）なるが、インピーダンス変換と回路の分離の役割を担っている。すなわち、ボルテージフォロワの入力インピーダンスはオペアンプの入力インピーダンスに等しく、抵抗値が高く（１ＭΩ以上）、またボルテージフォロワの出力インピーダンスはオペアンプの出力インピーダンスであり抵抗値が低い（数１００Ω程度）ことから、センサ素子Ａとセンサ素子Ｂの接続中点から取り出す電気信号が弱いものであっても、信号処理部５で処理できる。
【実施例６】
【００６４】
上述の実施例の計測装置に用いたセンサ素子を酸素マスクの排気孔の近傍に配置させたものを用いて、呼吸数を計測した実験結果について説明する。実験は、数人の被験者に対して安静時及び歩行中に呼吸数を１分間測定した。被験者には自身の呼吸数をカウンタで計測する。安静時に関して、室内で椅子に座った状態を安静時とした。安静時のサンプル数は、Ｎ＝１６（１人２回，８人）とした。一方、歩行時に関して、室内で５ｍの直線を１分間往復している状態を歩行中とした。歩行中のサンプル数は、Ｎ＝２（２人）とした。
【００６５】
図２３は、呼吸数の計測結果を示しており、（１）は被験者Ａの安静時、（２）は被験者Ａの歩行時、（３）は被験者Ｂの安静時、（４）は被験者Ｂの歩行時の結果である。被験者Ａについてみると、図２３（１）に示すように、安静時では、カウンタは１４、ピーク数は１４となり、また、図２３（２）に示すように、歩行時では、カウンタは１６、ピーク数は１６となっており、安静時と歩行時のいずれについても同じ値を示していることが判る。被験者Ｂについてみると、図２３（３）に示すように、安静時では、カウンタは１６、ピーク数は１６となっており、図２３（４）に示すように、歩行時では、カウンタは１５、ピーク数は１６となっており、安静時と歩行時のいずれについてもほぼ同じ値を示していることが判る。すなわち、安静状態の呼吸数、歩行時の呼吸数、共に安定して測定可能であることが確認できた。
【００６６】
図２４は、本実施例の酸素マスクを用いた場合の安静時の呼吸数の計測結果（サンプル数Ｎ＝１６）を示している。また、図２５は、カプノメータを用いた場合の安静時の呼吸数の計測結果（サンプル数Ｎ＝３８）を示している（比較例１）。図２６は、胸壁インピーダンス法を用いた場合の安静時の呼吸数の計測結果（サンプル数Ｎ＝３８）を示している（比較例２）。図２４〜図２６は、散布図（Bland-Altman Plot）を用いており、図２５及び図２６の散布図の出典元は、赤沼、２０１６年日臨麻会誌、３６，７，６３７−６４５頁である。ここで、図２４における縦軸は、被験者本人が数えた呼吸数であるのに対して、図２５及び図２６における縦軸は、目視法によるものであり、すなわち被験者以外の者が数えた被験者の呼吸数となっている。
図２５（１）及び（２）に示すように、比較例１のカプノメータを用いた安静時の呼吸数の計測結果では、被験者ごとのバラツキ誤差が見られ、図２６（１）及び（２）に示すように、比較例２の胸壁インピーダンス法を用いた安静時の呼吸数の計測結果では、バラツキ誤差はより顕著であることが確認できる。これに対して、図２４（１）及び（２）に示すように、本実施例の酸素マスクを用いた安静時の呼吸数の計測結果では、バラツキが比較例１，２と比べて非常に少ないことが判る。
酸素マスクを使用する場合は、慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）等を患った患者が自宅等で使用することが考えられるが、それらに応用できる。一方、救急車で搬送される患者の多くの場合、酸素マスクを着け、救急医療者が救急車の中で、患者の呼吸する回数を目視等で計測していることが多々ある。しかしながら、救急車内では、振動や騒音等も大きく、悪環境の中で、呼吸数を計測することは、困難を要していた。そのような場合においても、本発明を利用することで、安定して患者の呼吸数を計測でき、しかも、救急医療者はその間に、患者に対するその他の重要な項目の計測を行うことができる。
【実施例７】
【００６７】
図２７及び図２８は、上述の実施例の計測装置における鼻カニューレに対する取付イメージを示している。図２７及び図２８に示すように、鼻カニューレ１００は、コネクタ１０６を通して酸素ボンベ等から酸素が供給され、チューブ１０５及び分岐チューブ（１０５ａ，１０５ｂ）を介して、ネーザルピース１０２に設けられたプロング（１０３ａ，１０３ｂ）から酸素が放出される構造である。使用者（図示せず）はプロング（１０３ａ，１０３ｂ）を鼻孔に挿し込んで使用する。
図２７に示す例では、センサ素子（１０４ａ，１０４ｂ）は、ネーザルピース１０２上に取り付けられている。具体的には、使用者がプロング（１０３ａ，１０３ｂ）を鼻孔に挿し込んだ際に、鼻孔に近接した位置となるようにセンサ素子が配置される。これにより、効果的に呼気を検知することが可能となる。また、センサ素子が２つ設けられることにより、どちらかの鼻孔が詰まった場合でも、２つの内の１つがセンサとして機能できればよく、計測の精度を高めることができる。
一方、図２８に示す例では、センサ素子１０４は、ネーザルピース１０２上に、１つだけ取り付けられているに過ぎないが、両方の鼻孔を覆うことのできるサイズとなっているため、少なくとも片方の鼻孔から呼気が検知できればよい。
【実施例８】
【００６８】
図２９は、上述の実施例の計測装置における透明マスクに対する取付イメージを示している。図２９に示すように、被験者５７は、透明マスク５０を装着している。透明マスクとは、呼気や唾が食品等にかからないようにするものである。不織布マスクとは異なり、使用者の顔が見えるため、衛生管理が求められる接客業などにおいて多く利用されている。
透明マスク５０の下方には、複数の貫通孔５１が設けられ、マスクの内側にセンサ素子５４が配置されている。図２９に示すように、被験者５７の口からの呼気は、点線部５９ａに示すように、透明マスク５０の外へと放出される。また、被験者５７の鼻孔からの呼気は、破線部５９ｂに示すように、透明マスク５０の外へと放出される。マスクの内側に配置されているセンサ素子５４は、口や鼻孔からの呼気を精度よく安定して検知することができ、呼吸数を精度よく安定して計測することができる。このような応用例としては、被験者が、歩行や走行する場合においても、その動作による振動等に対して呼吸数を安定して計測でき、計測中の呼吸数変化等の経緯を記憶させることもできる。
【産業上の利用可能性】
【００６９】
本発明の計測装置は、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。
【符号の説明】
【００７０】
１，１０，２０，３０，４０，４１  計測装置
２，５４，１０４，１０４ａ，１０４ｂ  センサ素子
３，３ａ〜３ｃ  可変抵抗素子（電気抵抗素子）
４  電源
５  信号処理部
６  シリコンナノ結晶薄膜
７ａ，７ｂ  電極
８  絶縁性基材
９  シリコンナノ粒子
１１  樹脂
１２  固定抵抗
１３  銅線
１４  曝露防止カバー
１５  信号増幅回路
１６  オペアンプ
１８  ボルテージフォロワ
３１  スイッチング素子
３２  固定抵抗素子
３３  制御部
３４  湿度センサ
５０  透明マスク
５１  貫通孔
５４  センサ素子
５７  被験者
１００  鼻カニューレ
１０２  ネーザルピース
１０３ａ，１０３ｂ  プロング
１０４，１０４ａ，１０４ｂ  センサ素子
１０５  チューブ
１０５ａ，１０５ｂ  分岐チューブ
１０６  コネクタ
Ｖｘ  印加電圧
Ｒａ、Ｒｂ  抵抗値
Ｖａ  センサ素子Ａの分圧
Ｖｂ  センサ素子Ｂの分圧
【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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