JP5633875B2 - Ventilation characteristics judgment device - Google Patents
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Description
本発明は、被験者の換気機能の特性を判定可能な装置に関する。 The present invention relates to an apparatus capable of determining characteristics of a subject's ventilation function.
生体電気インピーダンスを測定し、測定結果に基づいて、生体の状態を推定する各種の装置が従来から知られている。そのような装置の一つとして、特許文献１には、体幹生体電気インピーダンスに基づいて、肺活量を推定する技術が開示されている。
Various devices that measure bioelectric impedance and estimate the state of a living body based on the measurement result have been known. As one of such devices,
しかしながら、肺活量の値は、被験者の体格（身長、体重）や年齢などに応じて異なる値を示すので、肺活量の値が低いからといって、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位（例えば胸部骨格筋、肺胞組織、胸部骨格筋および肺胞組織の両方を含む）の機能が正常であるとは限らない。すなわち、特許文献１に開示された技術では、被験者の肺活量を推定することはできても、被験者の換気機能の特性までを判定することはできない。
そこで、本発明は、被験者の換気機能の特性を判定可能な装置を提供することを課題とする。
However, the value of vital capacity shows different values depending on the physique (height, weight), age, etc. of the subject. Therefore, because the value of vital capacity is low, the part of the subject's chest that contributes to breathing (for example, the chest) The function of skeletal muscle, alveolar tissue, both thoracic skeletal muscle and alveolar tissue is not necessarily normal. That is, with the technique disclosed in
Then, this invention makes it a subject to provide the apparatus which can determine the characteristic of a test subject's ventilation function.
上述した課題を解決するため、本発明に係る換気特性判定装置は、被験者の肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の第１生体電気インピーダンスと、被験者の肺の中下部および腹部を含む体幹中部の第２生体電気インピーダンスとを測定する生体電気インピーダンス測定部（１７０、２００）と、第１生体電気インピーダンスの測定値と、第２生体電気インピーダンスの測定値とに基づいて、被験者の換気機能の特性を判定する判定部（１７０）とを備えることを特徴とする。好適な態様として、判定部は、第１生体電気インピーダンスの測定値と、第２生体電気インピーダンスの測定値とに基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定する。 In order to solve the above-described problem, a ventilation characteristic determination device according to the present invention includes a first bioelectric impedance of an upper trunk including an upper part of a subject's lung and not including an abdomen, and a lower part and an abdomen of the subject's lung. Based on the bioelectrical impedance measuring unit (170, 200) for measuring the second bioelectrical impedance of the middle trunk including the measured value of the first bioelectrical impedance and the measured value of the second bioelectrical impedance And a determination unit (170) for determining characteristics of the ventilation function. As a preferable aspect, the determination unit determines whether or not the function of the part contributing to breathing in the subject's chest is normal based on the measurement value of the first bioelectrical impedance and the measurement value of the second bioelectrical impedance. Determine whether.
例えば被験者が胸部に病歴を有しており、胸部のうち呼吸に寄与する部位（例えば胸部骨格筋、肺胞組織、胸部骨格筋および肺胞組織の両方を含む）の機能が低下していた場合は、呼吸に伴う胸部骨格筋の変化が健常者に比べて小さいので、換気量を確保するために、横隔膜の変動量（上昇量および下降量）が大きくなる。また、加齢などにより、胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下していた場合も同様である。ここで、肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の第１生体電気インピーダンスの変化は、肺に出入りする空気量と連動している一方、肺の中下部および腹部を含む第２生体電気インピーダンスの変化は、横隔膜の動きと連動しており、横隔膜の変動量が大きいほど第２生体電気インピーダンスの変化も大きくなる。したがって、例えば胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下していた被験者と健常者との間で、１呼吸において肺に出入りする空気の量（換気量）が同じであり、当該１呼吸における第１生体電気インピーダンスの変化が同じであっても、胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下していた被験者は、健常者に比べて横隔膜の変動量が大きいので、当該１呼吸における第２生体電気インピーダンスの変化が大きくなる。上述の本発明の態様では、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下している場合は、第２生体電気インピーダンスの変化が大きくなる点に着目し、第２生体電気インピーダンスの測定値と第１生体電気インピーダンスの測定値とに基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定している。これにより、被験者の換気機能の特性（胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下している等）を判定できる。 For example, if the subject has a medical history in the chest and the function of the part of the chest that contributes to breathing (including chest skeletal muscle, alveolar tissue, both breast skeletal muscle and alveolar tissue) is reduced Since the change of the thoracic skeletal muscle accompanying breathing is smaller than that of a healthy person, the amount of fluctuation of the diaphragm (amount of rise and fall) is large in order to secure the ventilation. The same applies to the case where the function of the part of the chest that contributes to breathing is reduced due to aging or the like. Here, the change in the first bioelectric impedance of the upper trunk including the upper part of the lung and not including the abdomen is linked to the amount of air entering and exiting the lung, while the second living body including the middle lower part of the lung and the abdomen. The change in the electrical impedance is linked to the movement of the diaphragm, and the change in the second bioelectrical impedance increases as the amount of fluctuation of the diaphragm increases. Therefore, for example, the amount of air that enters and exits the lungs in one breath (ventilation amount) is the same between the subject who has reduced the function of the part of the chest that contributes to breathing and the healthy person, Even if the change in the first bioelectrical impedance is the same, the subject whose function of the portion of the chest that contributes to breathing has decreased has a larger amount of diaphragm fluctuation than the healthy subject. 2 Change in bioelectrical impedance increases. In the above-described aspect of the present invention, when the function of a part contributing to breathing in the subject's chest is reduced, the second bioelectrical impedance is measured by focusing on the fact that the change in the second bioelectrical impedance is increased. Based on the value and the measured value of the first bioelectrical impedance, it is determined whether or not the function of the part contributing to respiration in the subject's chest is normal. This makes it possible to determine the characteristics of the subject's ventilation function (for example, the function of the part of the chest that contributes to breathing is reduced).
ここで、胸式で胸郭を広げる呼吸法（胸式呼吸）では、内外肋間筋などの呼吸筋の伸縮変化と肺の伸縮（膨張収縮）変化が同じ方向に作用するので、肺の生体電気インピーダンスが増加すれば胸部骨格筋の生体電気インピーダンスも増加し、肺の生体電気インピーダンスが減少すれば胸部骨格筋の生体電気インピーダンスも減少する。一方、腹式呼吸は胸郭の変化がほとんど見られない呼吸法なので、胸部骨格筋の生体電気インピーダンスはほとんど変化せず、肺の生体電気インピーダンスが呼吸に伴って大きく変化する。被験者の呼吸が、胸式呼吸および腹式呼吸の何れの場合であっても、肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の第１生体電気インピーダンスは、吸気では増加方向に変化する一方、呼気では減少方向に変化するという具合である。 Here, in the breathing method (thoracic breathing) that expands the rib cage with the chest type, the change in the expansion and contraction of the respiratory muscles such as the internal and external intercostal muscles and the change in the expansion and contraction (expansion and contraction) of the lungs act in the same direction. Increases the bioelectrical impedance of the thoracic skeletal muscle, and when the pulmonary bioelectrical impedance decreases, the bioelectrical impedance of the thoracic skeletal muscle also decreases. On the other hand, since abdominal breathing is a breathing method in which changes in the rib cage are hardly seen, the bioelectrical impedance of the thoracic skeletal muscle hardly changes, and the bioelectrical impedance of the lung changes greatly with respiration. Whether the subject's breathing is chest breathing or abdominal breathing, the first bioelectrical impedance of the upper trunk including the upper part of the lung and not including the abdomen changes in an increasing direction with inspiration. In exhalation, it changes in a decreasing direction.
一方、腹式呼吸の特徴は、腹部骨格筋の伸縮により内臓組織と伴に横隔膜を上下させる点にある。より具体的には、腹式呼吸の呼気時のみ、腹筋を緊張させて内臓組織と伴に横隔膜を押し上げ上昇させることで、内臓組織と腹部骨格筋との並列部の生体電気インピーダンスが上昇する。このとき、肺組織の生体電気インピーダンスは減少する。このため、横隔膜から上部の生体電気インピーダンスの減少を横隔膜から下部の生体電気インピーダンスの増加が打ち消すように作用する。胸式呼吸では、そのようなことはない。 On the other hand, the feature of abdominal breathing is that the diaphragm is moved up and down along with the visceral tissue by expansion and contraction of the abdominal skeletal muscle. More specifically, only during exhalation of abdominal breathing, the abdominal muscles are tensioned and the diaphragm is pushed up and lifted together with the visceral tissue, thereby increasing the bioelectrical impedance of the parallel portion of the visceral tissue and the abdominal skeletal muscle. At this time, the bioelectrical impedance of the lung tissue decreases. For this reason, it acts so that the increase in the bioelectric impedance in the upper part from the diaphragm cancels the increase in the bioelectric impedance in the lower part from the diaphragm. This is not the case with chest breathing.
腹式呼吸の呼気における第２生体電気インピーダンスの変化は、第１生体電気インピーダンスの変化とは異なる（変化を示す波形が異なる）のに対して、吸気における第２生体電気インピーダンスの変化は、胸式呼吸および腹式呼吸の何れの場合であっても、第１生体電気インピーダンスの変化と同じである（変化を示す波形が同じである）。すなわち、第２生体電気インピーダンスの経時的変化を示す波形には、呼気時の腹式呼吸に起因した波形歪みが含まれるので、吸気における第１生体電気インピーダンスの変化と第２生体電気インピーダンスの変化とに基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定することが好ましい。 The change in the second bioelectrical impedance in the breath of abdominal breathing is different from the change in the first bioelectrical impedance (the waveform indicating the change is different), whereas the change in the second bioelectrical impedance in the inspiration It is the same as the change of the first bioelectrical impedance in both cases of the respiration and the abdominal respiration (the waveforms indicating the change are the same). That is, since the waveform indicating the change over time of the second bioelectrical impedance includes waveform distortion caused by abdominal breathing during expiration, the change in the first bioelectrical impedance and the change in the second bioelectrical impedance during inspiration Based on the above, it is preferable to determine whether or not the function of the portion of the subject's chest that contributes to breathing is normal.
この好適な態様として、第１生体電気インピーダンスの測定値の振幅基準レベルを示す第１センタリング値、および、第２生体電気インピーダンスの測定値の振幅基準レベルを示す第２センタリング値を生成するセンタリング値生成部（１７０）と、第１生体電気インピーダンスの測定値の第１センタリング値に対する相対値である第１相対値を求める第１相対値算出部（１７０）と、第２生体電気インピーダンスの測定値の第２センタリング値に対する相対値である第２相対値を求める第２相対値算出部（１７０）と、をさらに備え、判定部は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸の吸気における第１相対値と第２相対値との比に基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定する。第１センタリング値とは、呼吸に伴う第１生体電気インピーダンスの経時的変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルである。また、第２センタリング値とは、呼吸に伴う第２生体電気インピーダンスの経時的変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルである。上述の態様では、呼吸に起因した情報を示す第１相対値および第２相対値に基づいた判定処理を行うことで、被験者の換気機能の特性をより正確に判定できるという利点がある。 As a preferred embodiment, a centering value for generating a first centering value indicating the amplitude reference level of the measurement value of the first bioelectrical impedance and a second centering value indicating the amplitude reference level of the measurement value of the second bioelectrical impedance. A generation unit (170), a first relative value calculation unit (170) that obtains a first relative value that is a relative value of the measured value of the first bioelectrical impedance to the first centering value, and a measured value of the second bioelectrical impedance A second relative value calculation unit (170) that obtains a second relative value that is a relative value to the second centering value, and the determination unit performs the first inspiration of the one breath for each breath of the subject. Based on the ratio between the relative value and the second relative value, it is determined whether or not the function of the part contributing to breathing in the subject's chest is normal. A 1st centering value is an amplitude reference level for extracting the information resulting from respiration from the waveform which shows the time-dependent change of the 1st bioelectrical impedance accompanying respiration. The second centering value is an amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change with time of the second bioelectric impedance accompanying respiration. In the above-described aspect, there is an advantage that the characteristics of the subject's ventilation function can be more accurately determined by performing the determination process based on the first relative value and the second relative value indicating information resulting from respiration.
より具体的な態様として、判定部は、第１相対値のピーク値に対する第２相対値のピーク値の割合が所定の閾値以上である場合は、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能は正常ではないと判定する一方、閾値を下回る場合は、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能は正常であると判定する。これにより、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かが正確に判定されるという具合である。 As a more specific aspect, when the ratio of the peak value of the second relative value to the peak value of the first relative value is equal to or greater than a predetermined threshold, the determination unit functions as a part of the subject's chest that contributes to breathing. On the other hand, if it is less than the threshold, it is determined that the function of the part contributing to breathing in the subject's chest is normal. Thus, it is accurately determined whether or not the function of the part contributing to breathing in the subject's chest is normal.
本発明に係る換気特性判定装置の態様として、第１生体電気インピーダンスの測定値と、第１センタリング値とが等しくなるゼロクロスタイミングを抽出するゼロクロスタイミング抽出部（１７０）をさらに備え、生体電気インピーダンス測定部は、所定の周期でサンプリングタイミングに到達するたびに、第１生体電気インピーダンスおよび第２生体電気インピーダンスを測定し、センタリング値生成部は、所定数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスの測定値に基づいて第１センタリング値を生成する一方、ゼロクロスタイミング抽出部で抽出されたゼロクロスタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの測定値に基づいて第２センタリング値を生成する。 The aspect of the ventilation characteristic determination device according to the present invention further includes a zero cross timing extraction unit (170) that extracts a zero cross timing at which the measured value of the first bioelectrical impedance is equal to the first centering value, and the bioelectrical impedance measurement is performed. The unit measures the first bioelectrical impedance and the second bioelectrical impedance each time the sampling timing is reached at a predetermined cycle, and the centering value generating unit is configured to measure the first bioelectrical impedance at each of the predetermined number of sampling timings. The first centering value is generated based on the measurement value, and the second centering value is generated based on the measurement value of the second bioelectrical impedance at the zero cross timing extracted by the zero cross timing extraction unit.
被験者の呼吸が胸式呼吸であっても腹式呼吸であっても、第１生体電気インピーダンスの変化を示す波形は略正弦波状となる。体動などによる影響で、第１生体電気インピーダンスの変化を示す波形が乱れても、それに応じた第１センタリング値（第１生体電気インピーダンスの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベル）が得られるように、センタリング値生成部は、所定数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスの測定値に基づいて第１センタリング値を生成する。より具体的には、センタリング値生成部は、サンプリングタイミングごとに、当該サンプリングタイミングよりも所定の時間長だけ前の時点を始点とし、当該サンプリングタイミングを終点とするセンタリング期間内の複数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスの測定値を用いた移動平均処理を行い、その結果に基づいて、当該サンプリングタイミングにおける第１センタリング値を求める。これにより、体動などによる影響で、第１生体電気インピーダンスの変化を示す波形が乱れても、それに応じた第１センタリング値を精度良く生成できる。上記センタリング期間の時間長は、当該サンプリングタイミングにおける被験者の呼吸速度に応じて可変に設定される。なお、ここでの「移動平均処理」には、重み付けのない平均処理だけでなく、重み付けのある平均処理も含まれる。例えば各サンプリングタイミングにおける周波数の相違に応じた重み付けがされたうえで、平均処理が行われる態様であってもよい。 Whether the subject's breathing is chest breathing or abdominal breathing, the waveform indicating the change in the first bioelectrical impedance is substantially sinusoidal. Even if the waveform indicating the change in the first bioelectrical impedance is disturbed due to the influence of body movement or the like, the first centering value corresponding to that is extracted (information resulting from respiration from the waveform indicating the change in the first bioelectrical impedance). The centering value generation unit generates the first centering value based on the measured value of the first bioelectrical impedance at each of the predetermined number of sampling timings. More specifically, for each sampling timing, the centering value generator generates a plurality of sampling timings within a centering period starting from a time point that is a predetermined time length before the sampling timing and ending with the sampling timing. A moving average process using the measured value of the first bioelectric impedance in each is performed, and based on the result, the first centering value at the sampling timing is obtained. Thereby, even if the waveform indicating the change in the first bioelectrical impedance is disturbed due to the influence of body movement or the like, the first centering value corresponding to the waveform can be generated with high accuracy. The time length of the centering period is variably set according to the breathing rate of the subject at the sampling timing. Here, the “moving average process” includes not only an unweighted average process but also an average process with a weight. For example, the averaging process may be performed after weighting according to the difference in frequency at each sampling timing.
一方、腹式呼吸に伴う第２生体電気インピーダンスの変化は、第１生体電気インピーダンスの変化とは異なる態様（非正弦波状）となるので、第１センタリング値を求める場合と同様に、所定数のサンプリングタイミングの各々における第２生体電気インピーダンスの測定値を用いた移動平均処理を行っても、これらの振幅基準レベル、すなわち、第２生体電気インピーダンスの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを精度良く求めることは困難である。 On the other hand, the change in the second bioelectric impedance due to the abdominal breathing has a different form (non-sinusoidal) from the change in the first bioelectrical impedance. Even if the moving average processing using the measurement value of the second bioelectric impedance at each sampling timing is performed, information derived from respiration is obtained from the amplitude reference level, that is, the waveform indicating the change in the second bioelectric impedance. It is difficult to accurately obtain an amplitude reference level for extraction.
そこで、上記態様では、センタリング値生成部は、ゼロクロスタイミング抽出部で抽出されたゼロクロスタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの測定値に基づいて、当該サンプリングタイミングにおける第２センタリング値を生成する。具体的には、センタリング値生成部は、サンプリングタイミングごとに、当該サンプリングタイミングがゼロクロスタイミングであるか否かを判定し、当該サンプリングタイミングがゼロクロスタイミングである場合は、当該サンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの測定値に基づいて、当該サンプリングタイミングにおける第２センタリング値を生成する一方、当該サンプリングタイミングがゼロクロスタイミングでない場合は、当該サンプリングタイミングの直前のサンプリングタイミングで生成した第２センタリング値を、当該サンプリングタイミングにおける第２センタリング値として採用する。これにより、第２生体電気インピーダンスの測定値の振幅基準レベルを精度良く求めることができる。 Therefore, in the above aspect, the centering value generation unit generates the second centering value at the sampling timing based on the measurement value of the second bioelectrical impedance at the zero cross timing extracted by the zero cross timing extraction unit. Specifically, for each sampling timing, the centering value generation unit determines whether or not the sampling timing is a zero-cross timing. If the sampling timing is the zero-cross timing, the second bioelectric at the sampling timing is determined. Based on the measured impedance value, the second centering value at the sampling timing is generated. On the other hand, if the sampling timing is not zero cross timing, the second centering value generated at the sampling timing immediately before the sampling timing is The second centering value at the timing is adopted. Thereby, the amplitude reference level of the measured value of the second bioelectrical impedance can be obtained with high accuracy.
＜１．実施形態＞
＜１−１：生体測定装置の構成＞
図１は、本発明の実施形態に係る生体測定装置１の構成を示すブロック図である。この生体測定装置１は、生体の状態を測定するものであるが、その機能の一部は、被験者の換気機能の特性を判定する換気特性判定装置としての役割を担う。
生体測定装置１は、体重を測定するとともに装置全体の動作を管理する管理部１００と、被験者の各部位の生体電気インピーダンスを測定する生体電気インピーダンス測定部２００とを備える。管理部１００は、体重計１１０、第１記憶部１２０、第２記憶部１３０、音声処理部１４０、スピーカ１４５、入力部１５０、並びに表示部１６０を備える。これらの構成要素は、バスを介してＣＰＵ（Central Processing Unit）１７０と接続されている。ＣＰＵ１７０は、装置全体を制御する制御中枢として機能する。なお、ＣＰＵ１７０は図示せぬクロック信号発生回路からクロック信号の供給を受けて動作する。また、各構成要素には図示せぬ電源スイッチがオン状態になると、電源回路から電源が供給される。
<1. Embodiment>
<1-1: Configuration of Biometric Apparatus>
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a
The
体重計１１０は、被験者の体重を測定し、その測定した体重データを、バスを介してＣＰＵ１７０に出力する。第１記憶部１２０は、不揮発性のメモリであって、例えばＲＯＭ（Read Only Memory）で構成される。第１記憶部１２０には、装置全体を制御する制御プログラムが記憶されている。ＣＰＵ１７０は、制御プログラムにしたがって所定の演算を実行する。
The
第２記憶部１３０は、揮発性のメモリであり、例えば、ＤＲＡＭ（Dynamic Random Access Memory）等によって構成される。第２記憶部１３０はＣＰＵ１７０の作業領域として機能し、ＣＰＵ１７０が所定の演算を実行する際にデータを記憶する。また、音声処理部１４０は、ＣＰＵ１７０の制御の下、音声データをＤＡ変換して得た音声信号を増幅してスピーカ１４５に出力する。スピーカ１４５は増幅した音声信号を振動に変換して放音する。これによって、呼吸方法の指導などのアドバイス情報を音によって被験者に報知することができる。
The
入力部１５０は、各種のスイッチから構成され、被験者がスイッチを操作すると、身長、年齢、及び性別といった情報が入力される。表示部１６０は、体重や呼吸の種別といった測定結果や、腹式呼吸に導くための呼気と吸気のリズムやパターンなどのアドバイス情報を知らせる機能、あるいは被験者に各種の情報の入力を促すメッセージを表示する機能を有する。表示部１６０は、例えば、液晶表示装置などで構成される。
The
次に、生体電気インピーダンス測定部２００は、被験者（人体）の生体電気インピーダンスを測定する。生体電気インピーダンス測定部２００は、交流電流出力回路２１０、基準電流検出回路２２０、電位差検出回路２３０、Ａ／Ｄ変換器２４０、電極切換回路２５１及び２５２を備える。
交流電流出力回路２１０は基準電流Ｉrefを生成する手段である。交流電流出力回路２１０は、基準電流Ｉrefの実効値が予め定められた値となるように、当該基準電流Ｉrefを生成する。基準電流検出回路２２０は、被測定対象に流れる基準電流Ｉrefの大きさを検出して電流データＤｉとしてＣＰＵ１７０に出力するとともに、被験者に基準電流Ｉrefを通電する。この場合、電極切換回路２５２は、電流電極Ｘ１〜Ｘ４の中から２つを選択して電流を供給する。
さらに、電位差検出回路２３０は、電圧電極Ｙ１〜Ｙ４の中から選択された２つの電圧電極の間の電位差を検出して電位差信号ΔＶを生成する。Ａ／Ｄ変換器２４０は電位差信号ΔＶをアナログ信号からデジタル信号に変換し電圧データＤｖとしてＣＰＵ１７０に出力する。ＣＰＵ１７０は電圧データＤｖと電流データＤｉとに基づいて生体電気インピーダンスＺ（＝Ｄｖ／Ｄｉ）を計算する。
Next, the bioelectrical
The alternating
Further, the potential
第１記憶部１２０は、各種データを予め記憶することができる。たとえば、各部位の生体電気インピーダンスを変数として体脂脂肪率や筋肉量を算出するための相関式又は相関テーブルが記憶されている。
ＣＰＵ１７０は、体重、被験者の各種の部位の生体電気インピーダンス（例えば、上肢生体電気インピーダンス、下肢生体電気インピーダンス、体幹生体電気インピーダンス）、を演算し、かつ、各種の入出力、測定、演算等について制御する。なお、生体電気インピーダンスなどに基づいて、内臓脂肪／皮下脂肪、内臓脂肪量、皮下脂肪率、皮下脂肪量、全身の脂肪率、身体の各部位の脂肪率（上肢脂肪率、下肢脂肪率、体幹脂肪率など）を演算することもできる。
The
The
図２に、生体測定装置１の外観例を示す。生体測定装置１は、Ｌ字型の形状をしており、台座部２０の上に柱状の筐体部３０を備える。台座部２０には、左足用の電流電極Ｘ１及び電圧電極Ｙ１と、右足用の電流電極Ｘ２及び電圧電極Ｙ２が設けられている。また、筐体部３０の上部には、表示部１６０が設けられている。この表示部１６０は、タッチパネルで構成されており、入力部１５０としても機能する。さらに、筐体部３０の左右の側面には、左手用の電極部３０Ｌと右手用の電極部３０Ｒが設けられている。
In FIG. 2, the example of an external appearance of the
図３は筐体部３０の上部を拡大した拡大図である。この図に示すように、左手用の電極部３０Ｌは電流電極Ｘ３及び電圧電極Ｙ３を備え、右手用の電極部３０Ｒは電流電極Ｘ４及び電圧電極Ｙ４を備える。被験者は、台座３０の上に立ち、左右の手を下げた状態で電極部３０Ｌ及び電極部３０Ｒを握ることによって、測定を行う。
FIG. 3 is an enlarged view in which the upper part of the
電極切換回路２５１及び２５２は、ＣＰＵ１７０の制御の下、両手及び両足に装着される８個の電極を選択する。この８個の電極を適宜選択することによって、人体の所定の部位における生体電気インピーダンスＺを計測することが可能となる。例えば、図４（Ａ）に示すように基準電流Ｉrefを左足用の電流電極Ｘ１と左手用の電流電極Ｘ３との間に供給し、左足用の電圧電極Ｙ１と左手用の電圧電極Ｙ３との間で電位差を計測すれば、全身の生体電気インピーダンスを計測することができる。なお、基準電流Ｉrefを電流電極Ｘ２及びＸ４の間に流し、電圧電極Ｙ２及びＹ４の間の電位差を計測しても全身の生体電気インピーダンスを計測することができる。さらに、図４（Ｋ）に示すように両掌を短絡させ、両足を短絡させ、両掌から両足までの生体電気インピーダンスを全身の生体電気インピーダンスとして測定してもよい。
The
また、図４（Ｂ）に示すように基準電流Ｉrefを右足用の電流電極Ｘ２と右手用の電流電極Ｘ４との間に供給し、右足用の電圧電極Ｙ２と左足用の電圧電極Ｙ１との間で電位差を計測すれば、右下肢の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。また、図４（Ｃ）に示すように基準電流Ｉrefを左足用の電流電極Ｘ１と左手用の電流電極Ｘ３との間に供給し、左足用の電圧電極Ｙ１と右足用の電圧電極Ｙ２との間で電位差を計測すれば、左下肢の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。 Further, as shown in FIG. 4B, the reference current Iref is supplied between the right foot current electrode X2 and the right hand current electrode X4, and the right foot voltage electrode Y2 and the left foot voltage electrode Y1 are connected. If the potential difference is measured between them, the bioelectrical impedance Z of the right lower limb can be measured. Further, as shown in FIG. 4C, the reference current Iref is supplied between the left foot current electrode X1 and the left hand current electrode X3, and the left foot voltage electrode Y1 and the right foot voltage electrode Y2 are connected. If the potential difference is measured between them, the bioelectrical impedance Z of the left lower limb can be measured.
また、図４（Ｄ）に示すように基準電流Ｉrefを右手用の電流電極Ｘ４と右足用の電流電極Ｘ２との間に供給し、右手用の電圧電極Ｙ４と左手用の電圧電極Ｙ３との間の電位差を計測すれば、右上肢（体幹上部）の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。ただし、これに限らず、基準電流Ｉrefを左手用の電流電極Ｘ３と右手用の電流電極Ｘ４との間に供給し、右手用の電圧電極Ｙ４と右足用の電圧電極Ｙ２との間の電位差を計測することでも、右上肢（体幹上部）の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。 Further, as shown in FIG. 4D, the reference current Iref is supplied between the right-hand current electrode X4 and the right-foot current electrode X2, and the right-hand voltage electrode Y4 and the left-hand voltage electrode Y3 are connected. By measuring the potential difference between them, the bioelectrical impedance Z of the upper right limb (upper trunk) can be measured. However, the present invention is not limited thereto, and the reference current Iref is supplied between the left-hand current electrode X3 and the right-hand current electrode X4, and the potential difference between the right-hand voltage electrode Y4 and the right-foot voltage electrode Y2 is determined. The bioelectric impedance Z of the upper right limb (upper trunk) can also be measured by measuring.
また、図４（Ｅ）に示すように基準電流Ｉrefを左手用の電流電極Ｘ３と左足用の電流電極Ｘ１との間に供給し、右手用の電圧電極Ｙ４と左手用の電圧電極Ｙ３との間で電位差を計測すれば、左上肢（体幹上部）の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。ただし、これに限らず、基準電流Ｉrefを左手用の電流電極Ｘ３と右手用の電流電極Ｘ４との間に供給し、左手用の電圧電極Ｙ３と左足用の電圧電極Ｙ１との間の電位差を計測することでも、左上肢（体幹上部）の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。 Further, as shown in FIG. 4E, the reference current Iref is supplied between the left-hand current electrode X3 and the left-foot current electrode X1, and the right-hand voltage electrode Y4 and the left-hand voltage electrode Y3 are connected. If the potential difference is measured between them, the bioelectrical impedance Z of the left upper limb (upper trunk) can be measured. However, the reference current Iref is supplied between the left-hand current electrode X3 and the right-hand current electrode X4, and the potential difference between the left-hand voltage electrode Y3 and the left-foot voltage electrode Y1 is not limited thereto. The bioelectrical impedance Z of the left upper limb (upper trunk) can also be measured by measuring.
また、図４（Ｆ）に示すように基準電流Ｉrefを右手用の電流電極Ｘ４と左手用の電流電極Ｘ３との間に供給し、右手用の電圧電極Ｙ４と左手用の電圧電極Ｙ３との間で電位差を計測すれば、両掌間の生体電気インピーダンスＺを計測することができる。ここで、体幹を体幹上部と体幹中部に分けた場合、左上肢、右上肢、及び掌間の生体電気インピーダンスは、いずれも体幹上部が含まれる。このため、左上肢、右上肢、及び掌間の生体電気インピーダンスを体幹上部の生体電気インピーダンスとして取り扱うことも可能である。 Further, as shown in FIG. 4F, the reference current Iref is supplied between the right-hand current electrode X4 and the left-hand current electrode X3, and the right-hand voltage electrode Y4 and the left-hand voltage electrode Y3 are connected. If the potential difference is measured between the two, the bioelectric impedance Z between both palms can be measured. Here, when the trunk is divided into the upper trunk and the middle trunk, the bioelectrical impedance between the left upper limb, the upper right limb, and the palm includes the upper trunk. For this reason, it is also possible to handle the bioelectric impedance between the left upper limb, the upper right limb, and the palm as the bioelectric impedance of the upper trunk.
さらに、図４（Ｇ）に示すように基準電流Ｉrefを左手用の電流電極Ｘ３と左足用の電流電極Ｘ１との間に供給し、右手用の電圧電極Ｘ４と右足用の電圧電極Ｙ２との間で電位差を計測すれば、体幹中部の生体電気インピーダンスを計測することができる。また、図４（Ｈ）に示すように基準電流Ｉrefを右手用の電流電極Ｘ４と右足用の電流電極Ｘ２との間に供給し、左手用の電圧電極Ｙ３と左足用の電圧電極Ｙ１との間で電位差を計測すれば、体幹中部の生体電気インピーダンスを計測することができる。また、図４（I）に示すように基準電流Ｉrefを右手用の電流電極Ｘ４と左足用の電流電極Ｘ１との間に供給し、左手用の電圧電極Ｙ３と右足用の電圧電極Ｙ２との間で電位差を計測すれば、体幹中部を斜めに横切る生体電気インピーダンスを計測することができる。図４（Ｊ）に示すように基準電流Ｉrefを右足用の電流電極Ｘ２と左手用の電流電極Ｘ３との間に供給し、右手用の電圧電極Ｙ４と左足用の電圧電極Ｙ１との間で電位差を計測すれば、体幹中部を斜めに横切る生体電気インピーダンスを計測することができる。 Further, as shown in FIG. 4G, the reference current Iref is supplied between the left hand current electrode X3 and the left foot current electrode X1, and the right hand voltage electrode X4 and the right foot voltage electrode Y2 are connected. If the potential difference is measured between the two, the bioelectrical impedance in the middle of the trunk can be measured. Further, as shown in FIG. 4H, the reference current Iref is supplied between the right-hand current electrode X4 and the right-foot current electrode X2, and the left-hand voltage electrode Y3 and the left-foot voltage electrode Y1 are connected. If the potential difference is measured between the two, the bioelectrical impedance in the middle of the trunk can be measured. Further, as shown in FIG. 4 (I), the reference current Iref is supplied between the current electrode X4 for the right hand and the current electrode X1 for the left foot, and the voltage electrode Y3 for the left hand and the voltage electrode Y2 for the right foot By measuring the potential difference between the two, it is possible to measure the bioelectrical impedance that crosses the middle part of the trunk diagonally. As shown in FIG. 4J, the reference current Iref is supplied between the current electrode X2 for the right foot and the current electrode X3 for the left hand, and between the voltage electrode Y4 for the right hand and the voltage electrode Y1 for the left foot. By measuring the potential difference, bioelectrical impedance that crosses the middle of the trunk diagonally can be measured.
なお、体幹部の生体電気インピーダンスＺｘの測定方法は、上述した方法に限定されるものではなく、両手両足の電極のうち、基準電流Ｉrefを供給する電極と電位差を検出する電極とを適宜選択することによって、手、足、あるいは全身といった人体の各部位の生体電気インピーダンスＺを各々測定し、測定結果を加減算して体幹中部の生体電気インピーダンスＺを算出すればよい。さらに、四肢以外に頭部の耳たぶなどに四肢のいずれかの代用として使用しても、体幹部の生体電気インピーダンスＺｘの測定は可能である。くわえて、体幹に接触電極を設ける場合には言うに及ばない。 The method for measuring the bioelectrical impedance Zx of the trunk is not limited to the above-described method, and an electrode for supplying a reference current Iref and an electrode for detecting a potential difference are appropriately selected from the electrodes of both hands and feet. Thus, the bioelectrical impedance Z of each part of the human body such as the hand, foot, or whole body is measured, and the bioelectrical impedance Z of the middle trunk is calculated by adding and subtracting the measurement results. Furthermore, the bioelectrical impedance Zx of the trunk can be measured even if it is used as a substitute for any of the four limbs in the earlobe of the head in addition to the four limbs. In addition, it goes without saying that a contact electrode is provided on the trunk.
＜１−２：生体測定装置の動作＞
図５は、生体測定装置１の動作を示すフローチャートである。まず、入力部１５０における電源スイッチ（図示省略）がオンされると、図示せぬ電力供給部から電気系統各部に電力を供給し、表示部１６０により身長を含む身体特定情報（身長、性別、年齢など）を入力するための画面を表示する（ステップＳ１）。
続いて、入力部１５０から身長、性別、年齢等が入力されると、体重計１１０により体重が測定され、ＣＰＵ１７０は体重を取得する（ステップＳ２）。
<1-2: Operation of Biometric Device>
FIG. 5 is a flowchart showing the operation of the
Subsequently, when height, sex, age, and the like are input from the
ステップＳ２の後、ＣＰＵ１７０は、呼吸解析処理を実行する（ステップＳ３）。この処理では、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が腹式呼吸なのか胸式呼吸なのかを判別可能な判別情報を求める。ステップＳ３の後、ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸における腹式呼吸および胸式呼吸の各々の大きさと余裕度とを表示する呼吸レベル表示処理を実行する（ステップＳ４）。また、ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸における被験者の換気機能の特性（換気特性）を判定するとともに、その判定結果を表示する換気特性判定／表示処理を実行する（ステップＳ５）。これらの詳細な内容については後述する。
After step S2,
＜１−３：呼吸解析の原理＞
次に、呼吸解析の原理について説明する。図６は、体幹部の組織の概略を示す模式図である。図６に示すように、体幹部の組織は、横隔膜によって上下に分けられている。上部には、肺と、内外肋間筋などの胸部骨格筋とが形成されている。一方、下部には、内臓組織と、内外腹斜筋・腹横筋や腹直筋などからなる腹部骨格筋とが形成されている。
腹式呼吸および胸式呼吸のいずれの場合であっても、呼気時に横隔膜は上昇して肺が圧縮され、吸気時に横隔膜は下降して肺は伸長拡大する。胸式呼吸に無い腹式呼吸の特徴は、腹直筋や内外腹斜筋・腹横筋などの腹部呼吸筋の伸縮により内臓組織と供に横隔膜を上下させる点にある。
<1-3: Principle of respiratory analysis>
Next, the principle of respiratory analysis will be described. FIG. 6 is a schematic diagram showing an outline of the tissue of the trunk. As shown in FIG. 6, the trunk tissue is divided into upper and lower portions by a diaphragm. In the upper part, lungs and thoracic skeletal muscles such as internal and external intercostals are formed. On the other hand, a visceral tissue and abdominal skeletal muscles including internal and external oblique / lateral abdominal muscles and rectus abdominis muscles are formed in the lower part.
In either case of abdominal breathing or chest breathing, the diaphragm rises and the lungs are compressed during expiration, and the diaphragm descends and the lungs expand and expand during inspiration. A feature of abdominal breathing that does not exist in chest breathing is that the diaphragm is moved up and down along with the visceral tissues by expansion and contraction of abdominal respiratory muscles such as the rectus abdominis, internal and external oblique and transverse abdominal muscles.
ここで、体幹上部の第１生体電気インピーダンスＺａと体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂとは、図７に示す等価回路で表すことができる。図７に示すように、第１生体電気インピーダンスＺａは、胸部骨格筋の生体電気インピーダンスＺ１、および、肺の生体電気インピーダンスＺ２の並列インピーダンスと、上肢骨格筋の生体電気インピーダンスＺ３とが直列に接続されたものとなる。ここで、Ｚ１およびＺ２の並列インピーダンスは、肺の上葉部の生体インピーダンスに相当する。つまり、第１生体電気インピーダンスＺａは、肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の生体電気インピーダンスである。 Here, the first bioelectric impedance Za of the upper trunk and the second bioelectric impedance Zb of the middle trunk can be represented by an equivalent circuit shown in FIG. As shown in FIG. 7, the first bioelectrical impedance Za is a serial connection of the bioelectrical impedance Z1 of the thoracic skeletal muscle and the parallel impedance of the bioelectrical impedance Z2 of the lung and the bioelectrical impedance Z3 of the upper limb skeletal muscle. Will be. Here, the parallel impedance of Z1 and Z2 corresponds to the bioimpedance of the upper lobe of the lung. That is, the first bioelectrical impedance Za is the bioelectrical impedance of the upper trunk including the upper part of the lung and not including the abdomen.
また、図７に示すように、第２生体電気インピーダンスＺｂは、胸部骨格筋の生体電気インピーダンスＺ４、および、肺の生体電気インピーダンスＺ５の並列インピーダンスと、腹部骨格筋の生体インピーダンスＺ６、および、内臓組織の生体インピーダンスＺ７の並列インピーダンスとが直列に接続されたものとなる。ここで、Ｚ４およびＺ５の並列インピーダンスは、肺の中下葉部の生体インピーダンスに相当する。また、横隔膜の生体電気インピーダンスは、内臓組織に代表される生体電気インピーダンスＺ７に含ませて考えることができる。つまり、第２生体電気インピーダンスＺｂは、肺の中下部および腹部を含む体幹中部の生体電気インピーダンスである。 Further, as shown in FIG. 7, the second bioelectric impedance Zb includes the bioelectric impedance Z4 of the thoracic skeletal muscle, the parallel impedance of the bioelectric impedance Z5 of the lung, the bioimpedance Z6 of the abdominal skeletal muscle, and the internal organs. The parallel impedance of the biological impedance Z7 of the tissue is connected in series. Here, the parallel impedance of Z4 and Z5 corresponds to the bioimpedance of the middle and lower lobe of the lung. Further, the bioelectric impedance of the diaphragm can be considered to be included in the bioelectric impedance Z7 typified by visceral tissue. That is, the second bioelectrical impedance Zb is the bioelectrical impedance of the middle trunk including the middle lower part and the abdomen of the lung.
次に、図８を参照して、呼吸と生体電気インピーダンスの変化との関係を説明する。呼吸に連動した第１生体電気インピーダンスＺａの変化は、肺に絶縁性の高い空気が出入りすることによる電気的特質（電気導電性、１／体積抵抗率）の変化が主な原因であると考えられる。つまり、呼気（呼息）では肺組織中に含まれる空気量が減るため肺の生体電気インピーダンスＺ２は減少方向に変化する（ΔＺlu＜０）。一方、吸気（吸息）では空気量が増加するため、肺の生体電気インピーダンスＺ２は増加方向に変化する（ΔＺlu＞０）。 Next, with reference to FIG. 8, the relationship between respiration and changes in bioelectrical impedance will be described. Changes in the first bioelectric impedance Za linked to respiration are thought to be mainly due to changes in electrical characteristics (electrical conductivity, 1 / volume resistivity) due to the entry and exit of highly insulating air into and from the lungs. It is done. That is, in exhalation (exhalation), the amount of air contained in the lung tissue decreases, so that the bioelectric impedance Z2 of the lung changes in a decreasing direction (ΔZlu <0). On the other hand, in the inspiration (inhalation), the amount of air increases, so the bioelectric impedance Z2 of the lung changes in the increasing direction (ΔZlu> 0).
胸式で胸郭を広げる呼吸法（胸式呼吸）では、内外肋間筋などの呼吸骨格筋の伸縮変化と肺の伸縮変化が同じ方向に作用するので、肺の生体電気インピーダンスＺ２が増加すれば胸部骨格筋の生体電気インピーダンスＺ１も増加し、肺の生体電気インピーダンスＺ２が減少すれば胸部骨格筋の生体電気インピーダンスＺ１も減少する。一方、腹式呼吸は胸郭の変化がほとんど見られない呼吸法なので、胸部骨格筋の生体電気インピーダンスＺ１はほとんど変化せず、肺の生体電気インピーダンスＺ２が呼吸に伴って大きく変化する。なお、第１生体電気インピーダンスＺａには、上肢骨格筋の生体電気インピーダンスＺ３が含まれているが、上肢骨格筋は、呼吸に直接的に寄与する筋肉ではない。本実施形態では、被験者は、図２に示す測定装置の台座部２０の上に立ち、左右の腕を下げた状態で３０Ｌ及び３０Ｒを握り計測を行うので、計測中に上肢骨格筋（Ｚ３）が動くことは殆ど無い。図９および図１０に示すように、被験者の呼吸が、胸式呼吸および腹式呼吸の何れの場合であっても、吸気では第１生体電気インピーダンスＺａは増加方向に変化し、呼気では第１生体電気インピーダンスＺａは減少方向に変化するという具合である。
In the breathing method (thoracic breathing) that expands the thorax with the chest type, the expansion and contraction of the respiratory skeletal muscles such as the internal and external intercostal muscles and the expansion and contraction of the lungs act in the same direction, so if the lung bioelectrical impedance Z2 increases, the chest The bioelectrical impedance Z1 of the skeletal muscle also increases, and if the bioelectrical impedance Z2 of the lung decreases, the bioelectrical impedance Z1 of the thoracic skeletal muscle also decreases. On the other hand, since abdominal breathing is a breathing method in which changes in the rib cage are hardly seen, the bioelectrical impedance Z1 of the thoracic skeletal muscle hardly changes, and the bioelectrical impedance Z2 of the lung changes greatly with respiration. The first bioelectric impedance Za includes the bioelectrical impedance Z3 of the upper limb skeletal muscle, but the upper limb skeletal muscle is not a muscle that directly contributes to respiration. In the present embodiment, the subject stands on the
一方、呼吸に連動した第２生体電気インピーダンスＺｂの変化は、横隔膜の動きと連動している。上述したように、横隔膜は呼気時上昇し、吸気時下降するが、腹式呼吸の呼気時のみ、腹筋が緊張して内臓組織と伴に横隔膜が押し上げられ（横隔膜上昇）、内臓組織と腹部骨格筋との並列部の生体電気インピーダンスが上昇する（ΔＺst＞０）。このとき、肺組織の生体電気インピーダンスは減少する（ΔＺlu＜０）。このため、横隔膜から上部の生体電気インピーダンスの減少を横隔膜から下部の生体電気インピーダンスの増加が打ち消すように作用する。このように、胸式呼吸と腹式呼吸とでは、横隔膜から下部にある腹部骨格筋と内臓組織の動きが異なる。 On the other hand, the change of the second bioelectric impedance Zb linked to respiration is linked to the movement of the diaphragm. As described above, the diaphragm rises during exhalation and descends during inhalation, but only during abdominal breathing, the abdominal muscles are tense and the diaphragm is pushed up with the visceral tissue (diaphragm rise), and the visceral tissue and abdominal skeleton The bioelectrical impedance of the parallel part with the muscle increases (ΔZst> 0). At this time, the bioelectrical impedance of the lung tissue decreases (ΔZlu <0). For this reason, it acts so that the increase in the bioelectric impedance in the upper part from the diaphragm cancels the increase in the bioelectric impedance in the lower part from the diaphragm. Thus, the movements of the abdominal skeletal muscle and the visceral tissue below the diaphragm differ between the chest breathing and the abdominal breathing.
図９に示すように、被験者の呼吸が腹式呼吸の場合、吸気では第２生体電気インピーダンスＺｂは増加方向に変化する一方、呼気では、横隔膜から上部の生体電気インピーダンスの減少を横隔膜から下部の生体電気インピーダンスの増加が打ち消すように作用するので、第２生体電気インピーダンスＺｂは増加方向に変化する。また、図１０に示すように、被験者の呼吸が胸式呼吸の場合は、上述した第１生体電気インピーダンスＺａの変化と同様に、吸気では第２生体電気インピーダンスＺｂは増加方向に変化する一方、呼気では第２生体電気インピーダンスＺｂは減少方向に変化するという具合である。 As shown in FIG. 9, when the subject's breathing is abdominal breathing, the second bioelectrical impedance Zb changes in an increasing direction during inhalation, while in exhalation, a decrease in the bioelectrical impedance from the diaphragm to the lower part is performed from the diaphragm to the lower part. Since the increase in bioelectrical impedance acts to cancel out, the second bioelectrical impedance Zb changes in the increasing direction. Also, as shown in FIG. 10, when the subject's breathing is chest breathing, the second bioelectrical impedance Zb changes in an increasing direction during inspiration, as in the change in the first bioelectrical impedance Za described above, In exhalation, the second bioelectrical impedance Zb changes in a decreasing direction.
次に、図１１および図１２を参照して、被験者の呼吸と、被験者の胸部の周囲径Ribおよび腹部の周囲径Abとの関係について説明する。まず、被験者の呼吸が腹式呼吸である場合を想定する。図１１は、レスピトレース（米国Ａ．Ｍ．Ｉ社製）で、被験者の腹式呼吸に連動した胸部および腹部の各々の周囲径変化を時系列的に捕捉した結果を示す図である。図１１からも理解されるように、被験者の呼吸が腹式呼吸の場合は、その呼吸に応じて腹部の周囲径Abが変化する一方、胸部の周囲径Ribは殆ど変化しない。したがって、腹式呼吸の場合は、被験者の胸部の周囲径Ribの変化（Ribの測定値の基準レベルを示すRib基準値に対するRib（測定値）の相対値）ΔRibと、被験者の腹部の周囲径Abの変化（Abの測定値の基準レベルを示すAb基準値に対するAb（測定値）の相対値）ΔAbとの比を示すΔRib／ΔAbは、「１」を下回るという具合である。なお、レスピトレースの情報は、測定値の基準値に対する相対値のピーク値またはボトム値の絶対値（0-P）、および、ピーク値とボトム値との絶対値の和（P-P）のうちの何れかで検出される。ここでは、被験者の１呼吸ごとに、呼吸の種別の判定が行われるので、レスピトレースの情報は、P-Pの形で検出される。 Next, with reference to FIG. 11 and FIG. 12, the relationship between the breathing of the subject and the peripheral diameter Rib of the subject's chest and the peripheral diameter Ab of the abdomen will be described. First, it is assumed that the subject's breathing is abdominal breathing. FIG. 11 is a diagram showing a result of capturing time-series changes in the peripheral diameter of each of the chest and abdomen in conjunction with the subject's abdominal breathing with Respitrace (manufactured by A.M.I., USA). As can be understood from FIG. 11, when the subject's breathing is abdominal breathing, the peripheral diameter Ab of the abdomen changes according to the breathing, while the peripheral diameter Rib of the chest hardly changes. Therefore, in the case of abdominal breathing, the change in the circumference of the subject's chest circumference Rib (the relative value of Rib (measurement value) relative to the Rib reference value indicating the reference level of the Rib measurement value) ΔRib and the circumference of the subject's abdomen ΔRib / ΔAb indicating the ratio of Ab change (relative value of Ab (measured value) to Ab reference value indicating the reference level of the measured value of Ab) ΔAb is less than “1”. The response trace information includes the peak value or absolute value of the bottom value relative to the reference value of the measurement value (0-P), and the sum of the absolute value of the peak value and the bottom value (PP). It is detected by either. Here, since the determination of the type of breathing is performed for each breath of the subject, the information on the response trace is detected in the form of PP.
次に、被験者の呼吸が胸式呼吸である場合を想定する。図１２は、レスピトレース（米国Ａ．Ｍ．Ｉ社製）で、被験者の胸式呼吸に連動した胸部および腹部の各々の周囲径変化を時系列的に捕捉した結果を示す図である。被験者の呼吸が胸式呼吸の場合は、その呼吸に応じた胸部の周囲径Ribの変化は、腹部の周囲径Abの変化よりも大きいので、上述のΔRib／ΔAbは、「１」を上回るという具合である。ここでは、ΔRib／ΔAbは、被験者の呼吸が腹式呼吸なのか胸式呼吸なのかを判別可能な判別情報であると捉えることができる。 Next, it is assumed that the subject's breathing is chest breathing. FIG. 12 is a diagram showing a result of capturing time-series changes in the peripheral diameter of each of the chest and abdomen in conjunction with the subject's chest breathing with Respitrace (manufactured by A.M.I., USA). When the subject's breathing is thoracic breathing, the change in the peripheral diameter Rib of the chest corresponding to the respiration is larger than the change in the peripheral diameter Ab of the abdomen, and thus the above-described ΔRib / ΔAb exceeds “1”. Condition. Here, ΔRib / ΔAb can be regarded as discrimination information that can discriminate whether the subject's breathing is abdominal breathing or chest breathing.
本実施形態では、被験者の胸部の周囲径の変化ΔRibと腹部の周囲径の変化ΔAbとの比（＝ΔRib／ΔAb）と、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の第１センタリング値Ｚａ０に対する相対値である第１相対値ΔＺａ、および、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の第２センタリング値Ｚｂ０に対する第２相対値ΔＺｂとの間には相関関係があることを見出し、その相関関係を表す式を用いて、第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂに対応するΔRib／ΔAbの値を求める。そして、その求めたΔRib/ΔAbの値から、被験者の呼吸の種別（胸式呼吸なのか腹式呼吸なのか）を推定できるという具合である。この詳細な内容は後述するが、「第１センタリング値Ｚａ０」とは、第１生体電気インピーダンスＺａの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを示すものである。また、「第２センタリング値Ｚｂ０」とは、第２生体電気インピーダンスＺｂの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを示すものである。 In the present embodiment, the ratio (= ΔRib / ΔAb) of the change ΔRib in the circumference of the chest of the subject and the change ΔAb in the circumference of the abdomen, and the relative value of the measured value of the first bioelectrical impedance Za to the first centering value Za0. It is found that there is a correlation between the first relative value ΔZa that is a value and the second relative value ΔZb of the measured value of the second bioelectrical impedance Zb with respect to the second centering value Zb0, and represents the correlation Using the equation, the value of ΔRib / ΔAb corresponding to the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb is obtained. The type of breathing (whether chest breathing or abdominal breathing) of the subject can be estimated from the obtained ΔRib / ΔAb value. Although the detailed contents will be described later, the “first centering value Za0” indicates an amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change in the first bioelectric impedance Za. . The “second centering value Zb0” indicates an amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change in the second bioelectric impedance Zb.
図１３は、複数の被験者の測定データから得られた、ΔRib／ΔAbと、ΔＺｂ／ΔＺａとの関係を示す相関図である。図１３からも理解されるように、ΔRib／ΔAbと、ΔＺｂ／ΔＺａとの間には相関係数Ｒ＝０．６５１，Ｐ＜０．０１という高い相関が得られ、以下の回帰式（１）が成立する。
正の相関がみられ、以下の回帰式（１）が成立する。
ΔRib／ΔAb＝a0×ΔＺｂ／ΔＺａ＋b0 ・・・（１）
a0：回帰係数，b0：定数。
FIG. 13 is a correlation diagram showing the relationship between ΔRib / ΔAb and ΔZb / ΔZa obtained from the measurement data of a plurality of subjects. As understood from FIG. 13, a high correlation of correlation coefficient R = 0.651 and P <0.01 is obtained between ΔRib / ΔAb and ΔZb / ΔZa, and the following regression equation (1 ) Holds.
A positive correlation is observed, and the following regression equation (1) is established.
ΔRib / ΔAb = a0 × ΔZb / ΔZa + b0 (1)
a0: regression coefficient, b0: constant.
また、上記回帰式（１）は以下のように変形できる。
ΔRib／ΔAb＝（a0×ΔＺｂ−ΔＺａ）／ΔＺａ＋b1 ・・・（２）
b1：定数（＝b0＋１）。
The regression equation (1) can be modified as follows.
ΔRib / ΔAb = (a0 × ΔZb−ΔZa) / ΔZa + b1 (2)
b1: Constant (= b0 + 1).
ここで、呼吸に伴う第１生体電気インピーダンスＺａの変化は、肺の上葉部の生体電気インピーダンス（Ｚ１およびＺ２の並列インピーダンス）の変化であると捉えることができる。一方、第２生体電気インピーダンスＺｂの変化は、肺の中下葉部の生体電気インピーダンス（Ｚ４およびＺ５の並列インピーダンス）の変化と、腹部の生体電気インピーダンス（Ｚ６およびＺ７の並列インピーダンス）の変化との和であると捉えることができる。肺の上葉部の生体電気インピーダンスの変化、および、肺の中下葉部の生体電気インピーダンスの変化は、同じ部位（胸部）の生体電気インピーダンスの変化であるとみなせば、第２生体電気インピーダンスＺｂの変化と第１生体電気インピーダンスＺａの変化との差分は、腹部の生体電気インピーダンスの変化に相当する。そうすると、上記式（２）は、腹部の生体電気インピーダンスの変化と胸部の生体電気インピーダンスの変化との比と、ΔRib／ΔAbとの関係を表す式であると捉えることもできる。上記式（２）のa0は、肺の上葉部と中下葉部との測定感度の相違を補正するための補正係数であるとみなすことができる。 Here, the change in the first bioelectric impedance Za accompanying respiration can be regarded as a change in the bioelectric impedance (parallel impedance of Z1 and Z2) of the upper lobe of the lung. On the other hand, changes in the second bioelectrical impedance Zb include changes in the bioelectrical impedance (parallel impedance of Z4 and Z5) of the middle and lower lobes of the lung, and changes in the bioelectrical impedance of the abdomen (parallel impedance of Z6 and Z7). Can be seen as the sum of If the change of the bioelectric impedance of the upper lobe of the lung and the change of the bioelectric impedance of the middle and lower lobe of the lung are considered to be changes of the bioelectric impedance of the same part (chest), the second bioelectric impedance The difference between the change in Zb and the change in the first bioelectric impedance Za corresponds to the change in the bioelectric impedance of the abdomen. Then, the above equation (2) can be regarded as an equation representing the relationship between ΔRib / ΔAb and the ratio between the change in the bioelectrical impedance of the abdomen and the change in the bioelectrical impedance of the chest. In the above equation (2), a0 can be regarded as a correction coefficient for correcting a difference in measurement sensitivity between the upper lobe portion and the middle lower lobe portion of the lung.
＜１−４：呼吸解析処理＞
次に、ＣＰＵ１７０が実行する呼吸解析処理について説明する。図１４は、呼吸解析処理の具体的な内容を説明するためのフローチャートである。本実施形態では、通常の１呼吸（＝１回の吸気＋１回の呼気）につき、１０回の呼吸解析処理を実行するように設定される。ここでは、通常の１呼吸に要する時間を4秒とみなし、ＣＰＵ１７０は、0.4秒ごとに、呼吸解析処理を実行するという具合である。以下では、呼吸解析処理を実行するタイミング（0.4秒ごとのタイミング）をサンプリングタイミングと呼ぶ。なお、これは一例であり、呼吸解析処理を実行するタイミングは任意に設定可能である。
<1-4: Respiration analysis processing>
Next, the breath analysis process executed by the
図１４に示すように、まず、ＣＰＵ１７０は、サンプリングタイミングに到達したか否かを判定し（ステップＳ１０）、ステップＳ１０の結果が肯定である場合はステップＳ２０に進む。ここでは、第ｎ番目（ｎ≧１）のサンプリングタイミングに到達した場合を想定して、ステップＳ２０以下の各ステップの具体的な内容を説明する。ステップＳ２０以下の各ステップの具体的な説明に先立ち、まずは、各ステップの内容の概略を簡単に説明する。ステップＳ１０の後のステップＳ２０において、ＣＰＵ１７０は、肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の第１生体電気インピーダンスＺａを測定する。ステップＳ２０の後のステップＳ３０において、ＣＰＵ１７０は、肺の中下部および腹部を含む体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂを測定する。ステップＳ３０の後のステップＳ４０において、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ２０で測定した第１生体電気インピーダンスＺａおよびステップＳ３０で測定した第２生体電気インピーダンスＺｂの各々について、スムージング処理を実行する。ステップＳ４０の後のステップＳ５０において、ＣＰＵ１７０は、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の振幅基準レベルを示す第１センタリング値Ｚａ０を生成する。ステップＳ５０の後のステップＳ６０において、ＣＰＵ１７０は、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の第１センタリング値Ｚａ０に対する相対値である第１相対値ΔＺａを算出する。ステップＳ６０の後のステップＳ７０において、ＣＰＵ１７０は、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の振幅基準レベルを示す第２センタリング値Ｚｂ０を生成し、その生成した第２センタリング値Ｚｂ０を用いて、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の第２センタリング値Ｚｂ０に対する相対値である第２相対値ΔＺｂを算出する。ステップＳ７０の後のステップＳ８０において、ＣＰＵ１７０は、上記回帰式（２）にしたがって演算処理を実行することで、第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂに対応するΔRib／ΔAbの値を求める。ステップＳ８０の後のステップＳ９０において、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸の深さを示す呼吸レベルを抽出する呼吸レベル抽出処理を実行する。以下、各ステップの具体的な内容を順番に説明していく。
As shown in FIG. 14, first, the
図１４に示すように、ステップＳ２０において、ＣＰＵ１７０は、体幹上部の第１生体電気インピーダンスＺａを測定する。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、左手用の電流電極Ｘ３と右手用の電流電極Ｘ４とを選択するように電極切換回路２５２を制御するとともに、右足用の電圧電極Ｙ２と右手用の電圧電極Ｙ４とを選択するように電極切替回路２５１を制御する。ＣＰＵ１７０は、右手と左手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、右足用の電圧電極Ｙ２と右手用の電圧電極Ｙ４との間の電位差を示す電圧データＤｖとから、右上肢（体幹上部）の第１生体電気インピーダンスＺａを測定する。ここでは、第ｎ番目（ｎ≧１）のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの実測値をＺａ（ｎ）’と表記する。
As shown in FIG. 14, in step S20, the
ステップＳ２０の後、ＣＰＵ１７０は、体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂを測定する（ステップＳ３０）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、左足用の電流電極Ｘ１と右手用の電流電極Ｘ４とを選択するように電極切換回路２５２を制御するとともに、左手用の電圧電極Ｙ３と右足用の電圧電極Ｙ２とを選択するように電極切換回路２５１を制御する。ＣＰＵ１７０は、左足と右手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、左手用の電圧電極Ｙ３と右足用の電圧電極Ｙ２との間の電位差を示す電圧データＤｖとから、体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂを測定する。ここでは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの実測値をＺｂ（ｎ）’と表記する。
After step S20, the
ステップＳ３０の後、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ２０で測定した第１生体電気インピーダンスＺａ（ｎ）’およびステップ３０で測定した第２生体電気インピーダンスＺｂ（ｎ）’の各々について、スムージング処理を実行する（ステップＳ４０）。まず、第１生体電気インピーダンスＺａ（ｎ）’のスムージング処理について具体的に説明する。ＣＰＵ１７０は、第ｎ−２番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの実測値Ｚａ（ｎ−２）’と、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの実測値Ｚａ（ｎ−１）’と、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの実測値Ｚａ（ｎ）’とを用いた移動平均処理を行う。そして、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの測定値として採用する（スムージング処理）。ここでは、スムージング処理が行われた後の、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの測定値を、Ｚａ（ｎ）と表記する。
After step S30, the
次に、第２生体電気インピーダンスＺｂ（ｎ）’のスムージング処理について具体的に説明する。ＣＰＵ１７０は、第ｎ−２番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの実測値Ｚｂ（ｎ−２）’と、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの実測値Ｚｂ（ｎ−１）’と、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの実測値Ｚｂ（ｎ）’とを用いた移動平均処理を行う。そして、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの測定値として採用する（スムージング処理）。ここでは、スムージング処理が行われた後の、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの測定値を、Ｚｂ（ｎ）と表記する。
Next, the smoothing process of the second bioelectrical impedance Zb (n) ′ will be specifically described. The
ステップＳ４０の後、ＣＰＵ１７０は、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の振幅基準レベルを示す第１センタリング値Ｚａ０を生成する第１センタリング処理を実行する（ステップＳ５０）。ここでは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値をＺａ０（ｎ）と表記する。本実施形態では、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングよりも所定の時間長だけ前の時点を始点とし、第ｎ番目のサンプリングタイミングを終点とするセンタリング期間内の複数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値に基づいて、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）を生成する。センタリング期間の時間長は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける被験者の呼吸の速度に応じて可変に設定される。以下、その具体的な内容について詳細に説明する。
After step S40, the
図１５は、第１センタリング処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図１５に示すように、まず、ＣＰＵ１７０は、１０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の振幅基準レベルを示すＭＡ１０を抽出するＭＡ１０抽出処理を実行する（ステップＳ５１）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−９番目〜第ｎ番目の１０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値（Ｚａ（ｎ−９）〜Ｚａ（ｎ））を用いて移動平均処理を行い、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるＭＡ１０（ｎ）として抽出する（[Ｚａ（ｎ−９）＋Ｚａ（ｎ−８）＋・・・＋Ｚａ（ｎ）]／１０→ＭＡ１０（ｎ））。
FIG. 15 is a flowchart showing specific contents of the first centering process. As shown in FIG. 15, first, the
ステップＳ５１の後、ＣＰＵ１７０は、２０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の振幅基準レベルを示すＭＡ２０を抽出するＭＡ２０抽出処理を実行する（ステップＳ５２）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−１９番目〜第ｎ番目の２０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値（Ｚａ（ｎ−１９）〜Ｚａ（ｎ））を用いて移動平均処理を行い、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるＭＡ２０（ｎ）として抽出する（[Ｚａ（ｎ−１９）＋Ｚａ（ｎ−１８）＋・・・＋Ｚａ（ｎ）]／２０→ＭＡ２０（ｎ））。
After step S51, the
ステップＳ５２の後、ＣＰＵ１７０は、１０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値のうち最大の値をＭＡＸ１０として抽出するＭＡＸ１０抽出処理を実行する（ステップＳ５３）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−９番目〜第ｎ番目の１０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値のうち最大の値を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるＭＡＸ１０（ｎ）として抽出するという具合である。
After step S52, the
ステップＳ５３の後、ＣＰＵ１７０は、１０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値のうち最小の値をＭＩＮ１０として抽出するＭＩＮ１０抽出処理を実行する（ステップＳ５４）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−９番目〜第ｎ番目の１０個のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値のうち最小の値を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるＭＩＮ１０（ｎ）として抽出するという具合である。
After step S53, the
ステップＳ５４の後、ＣＰＵ１７０は、２０個のサンプリングタイミングの各々におけるＭＡＸ１０とＭＩＮ１０との平均値（第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける平均値をＡＶ１０（ｎ）と表記）について移動平均処理を行い、その処理結果を、中央値として算出する中央値算出処理を実行する（ステップＳ５５）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−１９番目〜第ｎ番目の２０個のサンプリングタイミングの各々における平均値（ＡＶ１０（ｎ−１９）〜ＡＶ１０（ｎ））について移動平均処理を行い、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける中央値ＣＮＴ２０（ｎ）として抽出する（[ＡＶ１０（ｎ−１９）＋ＡＶ１０（ｎ−１８）＋・・・＋ＡＶ１０（ｎ）]／２０→ＣＮＴ２０（ｎ））。ここでは、説明を省略するが、中央値ＣＮＴ２０（ｎ）は、体動などに起因するアーチファクト（データ波形の歪み）等による処理に適さない異常波形の抽出に用いられる。
After step S54, the
ステップＳ５５の後、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける被験者の呼吸のタイミングを抽出する呼吸タイミング抽出処理を実行する（ステップＳ５６）。以下では、図１６および図１７を参照しながら、呼吸タイミング抽出処理の具体的な内容を説明する。図１６および図１７は、呼吸タイミング抽出処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図１６に示すように、まずＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスＺａの微分係数ｄＺａ（ｎ）を抽出する微分係数抽出処理を実行する（ステップＳ２０１）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、以下の式（３）にしたがって演算処理を実行することで、微分係数ｄＺａ（ｎ）を抽出する。
[Ｚａ（ｎ）−Ｚａ（ｎ−２）]／０．８＝ｄＺａ（ｎ） ・・・（３）
After step S55, the
[Za (n) −Za (n−2)] / 0.8 = dZa (n) (3)
次に、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ２０１で抽出した微分係数ｄＺａ（ｎ）の絶対値が0.1より小さいか否かを判定する（ステップＳ２０２）。ステップＳ２０２の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、微分係数ｄＺａ（ｎ）の極性判別フラッグＦ０（ｎ）を「0」に設定してステップＳ２０４に進む。極性判別フラッグＦ０（ｎ）が「0」であるとは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおいて、第１生体電気インピーダンスＺａの値は極大値（ピーク値）または極小値（ボトム値）であることを意味する。
Next, the
一方、ステップＳ２０２の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、微分係数ｄＺａ（ｎ）の値が0より大きいか否かを判定する（ステップＳ２０３）。ステップＳ２０３の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、極性判別フラッグＦ０（ｎ）を「+1」に設定してステップＳ２０４へ進む。極性判別フラッグＦ０（ｎ）が「+1」であるとは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおいて、第１生体電気インピーダンスＺａの変化の方向は正側であることを意味する。ステップＳ２０３の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、極性判別フラッグＦ０（ｎ）を「-1」に設定してステップＳ２０４へ進む。極性判別フラッグＦ０（ｎ）が「-1」であるとは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおいて、第１生体電気インピーダンスＺａの変化の方向は負側であることを意味する。
On the other hand, when the result of step S202 is negative, the
ステップＳ２０４において、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける極性判別フラッグＦ０（ｎ）の絶対値と、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける極性判別フラッグＦ０（ｎ−１）の絶対値とが等しく、かつ、Ｆ０（ｎ−１）の値とＦ０（ｎ）の値とが等しくないか否かを判定する。ステップＳ２０４の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、Ｆ０（ｎ）を「0」に設定して、次のステップＳ２０６（図１７参照）へ進む。ステップＳ２０４の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ２０４の直前で設定したＦ０（ｎ）の値を維持したまま、次のステップＳ２０６へ進む。
In step S204, the
図１７を参照しながら、呼吸タイミング抽出処理の具体的な内容の説明を続ける。ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける極性判別フラッグＦ０（ｎ）が「0」であるか否かを判定する（ステップＳ２０６）。ステップＳ２０６の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）を「0」に設定して、ステップＳ２０９へ進む。ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）が「0」であるとは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電位インピーダンスの測定値Ｚａ（ｎ）は、ピーク値またはボトム値ではないことを意味する。
一方、ステップＳ２０６の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、３個のサンプリングタイミングの各々における極性判別フラッグＦ０の和が「+1」よりも大きいか否かを判定する（ステップＳ２０７）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−２番目のサンプリングタイミング〜第ｎ番目のサンプリングタイミングの各々における極性判別フラッグ（Ｆ０（ｎ−２）〜Ｆ０（ｎ））の和が「+1」よりも大きいか否かを判定する。
The description of the specific content of the breathing timing extraction process will be continued with reference to FIG. The
On the other hand, when the result of step S206 is affirmative, the
ステップＳ２０７の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）を「+1」に設定して、ステップＳ２０９へ進む。ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）が「+1」であるとは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの測定値Ｚａ（ｎ）はピーク値（最大値）であることを意味する。
If the result of step S207 is affirmative, the
ステップＳ２０７の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、３個のサンプリングタイミングの各々における極性判別フラッグＦ０の和が「-1」よりも小さいか否かを判定する（ステップＳ２０８）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−２番目のサンプリングタイミング〜第ｎ番目のサンプリングタイミングの各々における極性判別フラッグ（Ｆ０（ｎ−２）〜Ｆ０（ｎ））の和が「-1」よりも小さいか否かを判定する。
If the result of step S207 is negative, the
ステップＳ２０８の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）を「-1」に設定して、ステップＳ２０９へ進む。ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）が「-1」であるとは、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスの測定値Ｚａ（ｎ）はボトム値（最小値）であることを意味する。一方、ステップＳ２０８の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）を「0」に設定して、ステップＳ２０９へ進むという具合である。
If the result of step S208 is affirmative, the
ステップＳ２０９において、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）が「+1」であるか否かを判定する。ステップＳ２０９の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるサンプリングカウンタ値Ｎ（ｎ−１）に１を加算する一方（ステップＳ２１０）、ステップＳ２０９の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、サンプリングカウンタ値Ｎを初期化する（ステップＳ２１１）。ここで、図９および図１０からも理解されるように、被験者の呼吸が胸式呼吸および腹式呼吸の何れの場合であっても、呼吸に伴う第１生体電気インピーダンスＺａの変化を示す波形は略正弦波状であるところ、サンプリングカウンタ値Ｎは、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値がピーク値に到達するたびに初期化（サンプリングカウンタ値＝０）され、次のピーク値に到達するまでのサンプリングタイミングの回数が順次にカウントされていくという具合である。以上で、図１５のステップＳ５６における呼吸タイミング抽出処理が終了する。
In step S209, the
再び図１５に戻って説明を続ける。上述の呼吸タイミング抽出処理が終了すると、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が速めの呼吸なのか遅めの呼吸なのかを判別する呼吸スピード判別フラッグを設定する（ステップＳ５７）。以下、図１８を参照しながら、ステップＳ５７でＣＰＵ１７０が実行する呼吸スピード判別フラッグ設定処理の具体的な内容を説明する。図１８は、呼吸スピード判別フラッグ設定処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図１８に示すように、まずＣＰＵ１７０は、極性判別フラッグＦ０（ｎ）が「0」であるか否かを判定する（ステップＳ３０１）。ステップＳ３０１の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ−１）に等しいとみなして処理を終了する。
Returning to FIG. 15 again, the description will be continued. When the above-described respiration timing extraction process ends, the
ステップＳ３０１の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）が「+1」であるか否かを判定する（ステップＳ３０２）。ステップＳ３０２の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるサンプリングカウンタ値Ｎ（ｎ−１）が「10」よりも大きいか否かを判定する（ステップＳ３０３）。ここで、被験者の呼吸のスピードが遅ければ、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値がピーク値に到達してから、次のピーク値に到達するまでの時間長は長くなり、次のピーク値に到達する直前のサンプリングカウンタ値Ｎも大きくなる。本実施形態では、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおいて第１生体電気インピーダンスＺａの測定値がピーク値に到達したと判断した場合は、その直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるサンプリングカウンタ値が「10」よりも大きいか否かを判定し、当該サンプリングカウンタ値が「10」よりも大きいと判定した場合は、被験者の呼吸は遅めの呼吸であると判断する。具体的には、ステップＳ３０３の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）を「20」に設定して処理を終了する。呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）が「20」であるとは、被験者の呼吸が遅めの呼吸であることを意味する。また、ステップＳ３０３の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸は速めの呼吸であると判断して呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）を「10」に設定して処理を終了する。呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）が「10」であるとは、被験者の呼吸が速めの呼吸であることを意味する。
If the result of step S301 is affirmative, the
一方、ステップＳ３０２の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）が「-1」であるか否かを判定する（ステップＳ３０４）。ステップＳ３０４の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ−１）に等しいとみなして処理を終了する。ステップＳ３０４の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるサンプリングカウンタ値Ｎ（ｎ−１）が「5」よりも大きいか否かを判定する（ステップＳ３０５）。本実施形態では、ＣＰＵ１７０は、ボトム値に到達する直前のサンプリングカウンタ値Ｎ（ｎ−１）が「5」よりも大きい場合は、被験者の呼吸は遅めの呼吸であると判断する一方、ボトム値に到達する直前のサンプリングカウンタ値Ｎ（ｎ−１）が「5」よりも小さい場合は、被験者の呼吸は速めの呼吸であると判断する。具体的には、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ３０５の結果が肯定である場合は、呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）を「20」に設定して処理を終了する一方、ステップＳ３０５の結果が否定である場合は、呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）を「10」に設定して処理を終了するという具合である。以上で、図１５のステップＳ５７における呼吸スピード判別フラッグ設定処理が終了する。
On the other hand, when the result of step S302 is negative, the
再び図１５に戻って説明を続ける。上述の呼吸スピード判別フラッグ設定処理が終了すると、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）を抽出する（ステップＳ５８）。以下、図１９を参照しながら、ステップＳ５８でＣＰＵ１７０が実行する第１センタリング値抽出処理の具体的な内容を説明する。図１９は、第１センタリング値抽出処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図１９に示すように、まずＣＰＵ１７０は、呼吸スピード判別フラッグＦｍａ（ｎ）が「10」であるか否かを判定する（ステップＳ４０１）。言い換えれば、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける被験者の呼吸が速めの呼吸であるか否かを判定するという具合である。
Returning to FIG. 15 again, the description will be continued. When the above-described breathing speed determination flag setting process ends, the
本実施形態では、被験者の呼吸速度に応じて可変に設定されるセンタリング期間内の複数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値に基づいて、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）が生成される。上記ステップＳ４０１の結果が肯定である場合、つまりは第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける被験者の呼吸が速めの呼吸である場合は、その速めの１呼吸に要する時間長（ここでは約4.0秒）がセンタリング期間として設定される。すなわち、被験者の呼吸が速めの呼吸である場合は、第ｎ−９番目のサンプリングを始点とし、第ｎ番目のサンプリングタイミングを終点とする期間がセンタリング期間として設定され、第ｎ−９番目〜第ｎ番目のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスの測定値を用いた移動平均処理の結果に基づいて第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）が生成される。より具体的には、ステップＳ４０１の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、図１５のステップＳ５１で求めたＭＡ１０（ｎ）に基づいて、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）を生成する（ステップＳ４０２）。さらに詳述すると、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−２番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ−２）と、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ−１）と、ＭＡ１０（ｎ）とを用いて移動平均処理を行い、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）として採用する（[Ｚａ０（ｎ−２）＋Ｚａ０（ｎ−１）＋ＭＡ１０（ｎ）]／３→Ｚａ０（ｎ））。
In this embodiment, based on the measured value of the first bioelectrical impedance Za at each of a plurality of sampling timings within a centering period that is variably set according to the breathing rate of the subject, the first at the nth sampling timing. A centering value Za0 (n) is generated. If the result of step S401 is affirmative, that is, if the subject's breathing at the n-th sampling timing is a fast breath, the time length required for one fast breath (here, approximately 4.0 seconds) is centered. Set as period. That is, when the subject's breathing is fast breathing, a period from the n-9th sampling as the start point and the nth sampling timing as the end point is set as the centering period, and the n-9th to A first centering value Za0 (n) is generated based on the result of the moving average process using the measurement value of the first bioelectrical impedance at each of the nth sampling timings. More specifically, when the result of step S401 is affirmative, the
一方、上記ステップＳ４０１の結果が否定である場合、つまりは第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける被験者の呼吸が遅めの呼吸である場合は、その遅めの１呼吸に要する時間長（ここでは約8.0秒）がセンタリング期間として設定される。すなわち、被験者の呼吸が遅めの呼吸である場合は、第ｎ−１９番目のサンプリングを始点とし、第ｎ番目のサンプリングタイミングを終点とする期間がセンタリング期間として設定され、第ｎ−１９番目〜第ｎ番目のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスの測定値を用いた移動平均処理の結果に基づいて第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）が生成される。より具体的には、ステップＳ４０１の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、図１５のステップＳ５２で求めたＭＡ２０（ｎ）に基づいて、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）を生成する（ステップＳ４０３）。さらに詳述すると、ＣＰＵ１７０は、Ｚａ０（ｎ−２）と、Ｚａ０（ｎ−１）と、ＭＡ２０（ｎ）とを用いて移動平均処理を行い、その処理結果を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）として採用する（[Ｚａ０（ｎ−２）＋Ｚａ０（ｎ−１）＋ＭＡ２０（ｎ）]／３→Ｚａ０（ｎ））。以上で、図１４のステップＳ５０における第１センタリング処理が終了する。
On the other hand, if the result of step S401 is negative, that is, if the subject's breathing at the n-th sampling timing is a slow breath, the length of time required for that slow breath (here, approximately 8.0) Second) is set as the centering period. That is, when the subject's breathing is slow breathing, the period from the n-19th sampling as the start point and the nth sampling timing as the end point is set as the centering period. A first centering value Za0 (n) is generated based on the result of the moving average process using the measurement value of the first bioelectrical impedance at each of the nth sampling timings. More specifically, if the result of step S401 is negative, the
前述したように、被験者の呼吸が胸式呼吸であっても腹式呼吸であっても、第１生体電気インピーダンスＺａの変化を示す波形は略正弦波状となる。ＣＰＵ１７０は、体動などによる影響で、第１生体電気インピーダンスＺａの変化を示す波形が乱れても、それに応じた第１センタリング値Ｚａ０が得られるように、所定数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値に基づいて第１センタリング値Ｚａ０を生成する。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、サンプリングタイミングごとに、当該サンプリングタイミングよりも所定の時間長だけ前の時点を始点とし、当該サンプリングタイミングを終点とするセンタリング期間内の複数のサンプリングタイミングの各々における第１生体電気インピーダンスの測定値を用いた移動平均処理を行い、その結果に基づいて、当該サンプリングタイミングにおける第１センタリング値Ｚａ０を求めるので、体動などによる影響で、第１生体電気インピーダンスＺａの変化を示す波形が乱れても、それに応じた第１センタリング値Ｚａ０を精度良く生成できる。そして、各サンプリングタイミングに対応するセンタリング期間の時間長は、当該サンプリングタイミングにおける被験者の呼吸速度に応じて可変に設定されるという具合である。
As described above, the waveform indicating the change in the first bioelectrical impedance Za is substantially sinusoidal regardless of whether the subject's breathing is chest breathing or abdominal breathing. Even if the waveform indicating the change in the first bioelectric impedance Za is disturbed due to the influence of body movement or the like, the
図１４に戻って説明を続ける。図１４に示すように、ステップＳ５０の第１センタリング処理が終了すると、ＣＰＵ１７０は、第１生体電気インピーダンスの測定値Ｚａ（ｎ）の第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）に対する相対値である第１相対値ΔＺａ（ｎ）を算出する第１相対値算出処理を実行する（ステップＳ６０）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ４０で求めた第１生体電気インピーダンスの測定値Ｚａ（ｎ）と、ステップＳ５０で求めた第１センタリング値Ｚａ０（ｎ）との差分を求め、その求めた差分値を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１相対値ΔＺａ（ｎ）として採用するという具合である。
Returning to FIG. 14, the description will be continued. As illustrated in FIG. 14, when the first centering process in step S50 is completed, the
ステップＳ６０の後、ＣＰＵ１７０は、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の振幅基準レベルを示す第２センタリング値Ｚｂ０を生成し、その生成した第２センタリング値Ｚｂ０を用いて、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の第２センタリング値Ｚｂ０に対する相対値である第２相対値ΔＺｂを算出する（ステップＳ７０）。
After step S60, the
ここで、前述したように、腹式呼吸の呼気における第２生体電気インピーダンスＺｂの変化は、第１生体電気インピーダンスＺａの変化とは異なる態様を示すので、第１センタリング値Ｚａ０を求める場合と同様に、所定数のサンプリングタイミングの各々における第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値を用いた移動平均処理を行っても、これらの振幅基準レベル、すなわち、第２生体電気インピーダンスＺｂの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベル（第２センタリング値Ｚｂ０）を精度良く求めることは困難である。 Here, as described above, the change in the second bioelectrical impedance Zb in the exhalation of abdominal breathing is different from the change in the first bioelectrical impedance Za, and thus is similar to the case of obtaining the first centering value Za0. In addition, even if the moving average process using the measurement value of the second bioelectric impedance Zb at each of the predetermined number of sampling timings is performed, the amplitude reference level, that is, the waveform indicating the change of the second bioelectric impedance Zb is used. It is difficult to accurately obtain an amplitude reference level (second centering value Zb0) for extracting information resulting from respiration.
そこで、本実施形態では、図２０に示すように、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値と、第１センタリング値Ｚａ０とが等しくなるゼロクロスタイミングを抽出し、当該ゼロクロスタイミングにおける第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値に基づいて第２センタリング値Ｚｂ０を生成している。これにより、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の振幅基準レベルを精度良く抽出できる。図２０は、第２センタリング値Ｚｂ０の生成方法を概念的に説明するための図である。以下では、図２１を参照しながら、ステップＳ７０でＣＰＵ１７０が実行する第２相対値算出処理の具体的な内容を説明する。
Therefore, in the present embodiment, as shown in FIG. 20, the zero cross timing at which the measured value of the first bioelectric impedance Za is equal to the first centering value Za0 is extracted, and the second bioelectric impedance Zb at the zero cross timing is extracted. The second centering value Zb0 is generated based on the measured value. Thereby, the amplitude reference level of the measured value of the second bioelectrical impedance Zb can be extracted with high accuracy. FIG. 20 is a diagram for conceptually explaining a method of generating the second centering value Zb0. Hereinafter, specific contents of the second relative value calculation process executed by the
図２１は、第２相対値算出処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図２１に示すように、ＣＰＵ１７０は、５個のサンプリングタイミングの各々における第１相対値ΔＺａのうち最小の値を抽出する（ステップＳ７１）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−４番目〜第ｎ番目のサンプリングタイミングの各々における第１相対値ΔＺａの絶対値｜ΔＺａ｜（｜ΔＺａ（ｎ−４）｜〜｜ΔＺａ（ｎ）｜）のうち最小の値を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定値ΔＭＩＮ５（ｎ）として抽出するという具合である。
FIG. 21 is a flowchart showing specific contents of the second relative value calculation process. As shown in FIG. 21, the
ステップＳ７１の後、ＣＰＵ１７０は、直前のサンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定値と、ステップＳ７１で抽出したクロスポイント判定値とが等しく、且つ、直前のサンプリングタイミングがゼロクロスタイミングであるか否かを判定する（ステップＳ７２）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定値ΔＭＩＮ５（ｎ−１）とΔＭＩＮ５（ｎ）とが等しく、且つ、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定フラッグＦ２（ｎ−１）が「+1」に設定されているか否かを判定する。クロスポイント判定フラッグＦ２（ｎ−１）が「+1」に設定されている場合は、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングがゼロクロスタイミングであるとみなされる。なお、クロスポイント判定フラッグＦ２の初期値（デフォルト値）、つまりは第１番目のサンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定フラッグＦ２（１）の値は「0」に設定されている。
After step S71, the
ステップＳ７２の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングはゼロクロスタイミングではないと判定し、クロスポイント判定フラッグＦ２（ｎ）を「0」に設定してステップＳ７４へ進む。ステップＳ７２の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１相対値ΔＺａ（ｎ）の絶対値が0.3以下であるか否かを判定する（ステップＳ７３）。ステップＳ７３の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングはゼロクロスタイミングではないと判定し、クロスポイント判定フラッグＦ２（ｎ）を「0」に設定してステップＳ７４へ進む。ステップＳ７３の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングはゼロクロスタイミングであると判定し、クロスポイント判定フラッグＦ２（ｎ）を「+1」に設定してステップＳ７４へ進む。
If the result of step S72 is affirmative, the
次に、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定フラッグＦ２（ｎ）が「+1」であるか否かを判定する（ステップＳ７４）。ステップＳ７４の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、第２センタリング値Ｚｂ０を抽出する（ステップＳ７５）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２生体電気インピーダンスの測定値Ｚｂ（ｎ）を、第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ）として抽出する。そして、その抽出した第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ）と、第ｎ−２番目のサンプリングタイミングにおける第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ−２）と、第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ−１）とを用いて移動平均処理を行い、その処理結果を、正規の第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ）として生成する（[Ｚｂ０（ｎ−２）＋Ｚｂ０（ｎ−１）＋Ｚｂ０（ｎ）]／３→Ｚｂ０（ｎ））。一方、ステップＳ７４の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ−１）を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ）として採用する（Ｚｂ０（ｎ−１）→Ｚｂ０（ｎ））。
Next, the
そして、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２相対値ΔＺｂ（ｎ）を算出する（ステップＳ７６）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第２生体電気インピーダンスの測定値Ｚｂ（ｎ）と、第２センタリング値Ｚｂ０（ｎ）との差分を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第２相対値ΔＺｂ（ｎ）として採用するという具合である。以上で、図１４のステップＳ７０における第２相対値算出処理が終了する。
Then, the
例えば被験者の呼吸が腹式呼吸であって、第１生体電気インピーダンスＺａおよび第２生体電気インピーダンスＺｂが図９のように変化する場合、第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂの経時的変化を示す波形は、図２２のようになる。第１相対値ΔＺａの経時的変化を示す波形は、第１生体電気インピーダンスＺａの測定値の振幅基準レベルである第１センタリング値Ｚａ０をゼロ基準とするものであり、第２相対値ΔＺｂの経時的変化を示す波形は、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値の振幅基準レベルである第２センタリング値Ｚｂ０をゼロ基準とするものである。両波形を重ねることで、吸気における第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂの各々の波形と、呼気における第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂの各々の波形とを判別することができる。本実施形態では、ＣＰＵ１７０は、第１相対値ΔＺａの値に基づいて、被験者の呼吸が吸気であるか呼気であるかを判定する。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、第１相対値ΔＺａが正の値である場合は吸気であると判定し、負の値である場合は呼気であると判定するという具合である。また、吸気における第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂの各々の波形の振幅および積分値の違いに基づいて、前述の回帰式（２）の係数を補正してもよい。これにより、測定精度の向上が図られる。
For example, when the subject's breathing is abdominal breathing and the first bioelectrical impedance Za and the second bioelectrical impedance Zb change as shown in FIG. 9, the first time relative value ΔZa and the second relative value ΔZb change over time. The waveform showing is as shown in FIG. The waveform showing the temporal change of the first relative value ΔZa is based on the first centering value Za0, which is the amplitude reference level of the measured value of the first bioelectrical impedance Za, as the zero reference, and the second relative value ΔZb is elapsed with time. The waveform indicating the change in the state is based on the second centering value Zb0, which is the amplitude reference level of the measurement value of the second bioelectrical impedance Zb, as a zero reference. By superimposing both waveforms, it is possible to determine the waveforms of the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb in inhalation and the waveforms of the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb in expiration. . In the present embodiment, the
再び図１４に戻って説明を続ける。図１４に示すように、ステップ７０の第２相対値算出処理が終了すると、ＣＰＵ１７０は、第１相対値ΔＺａ（ｎ）および第２相対値ΔＺｂ（ｎ）に対応するΔＲｉｂ／ΔＡｂを推定するΔＲｉｂ／ΔＡｂ推定演算処理を実行する（ステップＳ８０）。以下、図２３および図２４を参照しながら、ステップＳ８０でＣＰＵ１７０が実行するΔＲｉｂ／ΔＡｂ推定演算処理の具体的な内容を説明する。図２３および図２４は、ΔＲｉｂ／ΔＡｂ推定演算処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図２３に示すように、まずＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１相対値ΔＺａ（ｎ）の値が「0」以上であるか否かを判定する（ステップＳ８１）。
Returning to FIG. 14 again, the description will be continued. As shown in FIG. 14, when the second relative value calculation process in step 70 is completed, the
ステップＳ８１の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が呼気であると判断し、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）の推定演算を行う（ステップＳ８２）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、上述の回帰式（２）にしたがって演算処理を実行することで、第１相対値ΔＺａ（ｎ）および第２相対値ΔＺｂ（ｎ）に対応するΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）を求める。一方、ステップＳ８１の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が吸気であると判断し、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）の値を初期値に設定する。本実施形態では、ステップＳ８１の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）の値を、初期値である「1.0」に設定する。
If the result of step S81 is negative, the
次に、ＣＰＵ１７０は、ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）の値が、−2.5以上であり、且つ4.5以下であるか否かを判定する（ステップＳ８３）。ステップＳ８３の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、ΔＲｉｂ／ΔＡｂの値を、初期値である「1.0」に設定してステップＳ８４へ進む。ステップＳ８３の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、そのままステップＳ８４へ進む。
Next, the
ステップＳ８４において、ＣＰＵ１７０は、ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）の絶対値と、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ−１）の絶対値との差分（|ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）|−|ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ−１）|）が0.3よりも大きいか否かを判定する。ステップＳ８４の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ−１）と、ΔＲｉｂ／ΔＡｂとの平均を求め、その求めた平均値を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）として採用（[ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ−１）＋ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）]／２→ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ））して次のステップＳ８５（図２４参照）へ進む。一方、ステップＳ８４の結果が肯定である場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）の値を、初期値である「1.0」に設定して次のステップＳ８５へ進む。
In step S84, the
図２４を参照しながら、ΔＲｉｂ／ΔＡｂ推定演算処理の具体的な内容の説明を続ける。図２４に示すように、ステップＳ８５において、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける第１相対値ΔＺａ（ｎ）が「0」よりも小さいか否かを判定する。ステップＳ８５の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が呼気であると判断し、直前の積分回数のカウント値Ｎｉに１を加算する。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおける積分回数のカウント値Ｎｉ（ｎ−１）に１を加算した値を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける積分回数のカウント値Ｎｉ（ｎ）として採用する。
With reference to FIG. 24, the description of the specific contents of the ΔRib / ΔAb estimation calculation process will be continued. As shown in FIG. 24, in step S85, the
一方、ステップＳ８５の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が吸気であると判断し、積分回数のカウント値Ｎｉの値を「0」に初期化する。すなわち、この場合、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける積分回数のカウント値Ｎｉ（ｎ）は「0」に設定されるという具合である。
On the other hand, if the result of step S85 is negative, the
続いて、図２４に示すように、ＣＰＵ１７０は、第１相対値ΔＺａ（ｎ）が「0」よりも小さいか否かを再び判定する（ステップＳ８６）。ステップＳ８６の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの積分値（ΣΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ−１））と、ΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）との和を求めることで、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの積分値（ΣΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ））を求めて次のステップＳ８７へ進む。一方、ステップＳ８６の結果が否定の場合、つまりは、被験者の呼吸状態が吸気であると判断した場合は、ＣＰＵ１７０は、ピーク／ボトム判別フラッグＦ１（ｎ）を「+1」に設定して次のステップＳ８７へ進む。
Subsequently, as illustrated in FIG. 24, the
次に、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける積分回数のカウント値Ｎｉ（ｎ）がゼロであるか否かを判定する（ステップＳ８７）。ステップＳ８７の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの積分値[ΣΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ）]を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける積分回数のカウント値Ｎｉ（ｎ）で割ることで、ΔＲｉｂ／ΔＡｂの平均値を求める。一方、ステップＳ８７の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、直前の第ｎ−１番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの平均値（[ΣΔＲｉｂ／ΔＡｂ（ｎ−１）]／Ｎｉ（ｎ−１））を、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの平均値として採用する。以上で、図１４のステップＳ８０におけるΔＲｉｂ／ΔＡｂ推定演算処理が終了する。
Next, the
例えば被験者の呼吸が腹式呼吸であって、第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂが図２２のように変化する場合、上述のΔＲｉｂ／ΔＡｂの平均値（[ΣΔＲｉｂ／ΔＡｂ]／Ｎｉ）は、図２５のように変化する。図２５において、呼気におけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの値（平均値）が１．０よりも小さい場合は、被験者の呼吸は腹式呼吸であると推定される一方、１．０を上回る場合は、被験者の呼吸は胸式呼吸であると推定されるという具合である。 For example, when the subject's breathing is abdominal breathing and the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb change as shown in FIG. 22, the average value of the above-described ΔRib / ΔAb ([ΣΔRib / ΔAb] / Ni) Changes as shown in FIG. In FIG. 25, when the value (average value) of ΔRib / ΔAb in exhalation is smaller than 1.0, the subject's breathing is estimated to be abdominal breathing. Respiration is estimated to be chest respiration.
再び図１４に戻って説明を続ける。図１４に示すように、ステップＳ８０のΔRib/ΔAb推定演算処理が終了すると、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸の深さを示す呼吸レベルを抽出する呼吸レベル抽出処理を実行する（ステップＳ９０）。以下、図２６を参照しながら、ステップＳ９０でＣＰＵ１７０が実行する呼吸レベル抽出処理の具体的な内容を説明する。図２６は、呼吸レベル抽出処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図２６に示すように、まずＣＰＵ１７０は、サンプリングタイミングに到達したか否かを判定し（ステップＳ５０１）、ステップＳ５０１の結果が肯定である場合は次のステップＳ５０２へ進む。ステップＳ５０２において、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸が吸気であるか否かを判定する。具体的には、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングにおける第１相対値ΔＺａの値が正の値である場合には吸気であると判定する一方、負の値である場合には呼気であると判定するという具合である。ＣＰＵ１７０は、吸気であると判定した場合は、吸気判別フラッグＦ３を「1」に設定する一方、呼気であると判定した場合は、吸気判別フラッグＦ３を「0」に設定する。なお、初期状態においては、吸気判別フラッグＦ３は「1」に設定される（つまりはＦ３のデフォルト値は1に設定される）。
Returning to FIG. 14 again, the description will be continued. As shown in FIG. 14, when the ΔRib / ΔAb estimation calculation process in step S80 ends, the
ステップＳ５０２の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、ピークホールド処理を実行する（ステップＳ５０３）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、吸気での複数のサンプリングタイミングの各々における第１相対値ΔＺａのうち最大の値をピーク値ΔＺａ（MAX）として保持する。一方、ステップＳ５０２の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、ボトムホールド処理を実行する（ステップＳ５０４）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、呼気での複数のサンプリングタイミングの各々における第１相対値ΔＺａのうち最小の値をボトム値ΔＺａ（MIN）として保持する。
If the result of step S502 is positive, the
次に、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングがゼロクロスタイミングであるか否かを判定する（ステップＳ５０５）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングにおけるクロスポイント判定フラッグＦ２が「+1」であるか否かを判定することで、当該サンプリングタイミングがゼロクロスタイミングであるか否かを判定するという具合である。ステップＳ５０５の結果が否定の場合、当該サンプリングタイミングにおける呼吸レベル抽出処理は終了する。一方、ステップＳ５０５の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングにおける第１生体電気インピーダンスＺａの微分係数ｄＺａが正極性（＞０）であるか否かを判定する（ステップＳ５０６）。言い換えれば、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングが、呼気から吸気へと変化するタイミングであるか否かを判定する。
Next, the
ステップＳ５０６の結果が肯定の場合、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングが、呼気から吸気へと変化するタイミングであると判断して、そのときホールドされているピーク値ΔＺａ（MAX）とボトム値ΔＺａ(MIN)との絶対値の和を、直前の１呼吸における呼吸レベルΔＺａｐ−ｐとして抽出する（ステップＳ５０７）。その後、ＣＰＵ１７０は、吸気フラッグ設定処理を実行する（ステップＳ５０８）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、吸気判別フラッグＦ３を「1」に設定する。そして、ＣＰＵ１７０は、ピークホールド処理を初期化する（ステップＳ５０９）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ５０３で保持していたピーク値ΔＺａ（MAX）を、「0」に設定（初期化）して、当該サンプリングタイミングにおける呼吸レベル抽出処理を終了する。
If the result of step S506 is affirmative, the
一方、ステップＳ５０６の結果が否定の場合、ＣＰＵ１７０は、当該サンプリングタイミングが、吸気から呼気へと変化するタイミングであると判断して、呼気フラッグ設定処理を実行する（ステップＳ５１０）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、吸気判別フラッグＦ３を「0」に設定する。そして、ＣＰＵ１７０は、ボトムホールド処理を初期化する（ステップＳ５１１）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ５０４で保持していたボトム値ΔＺａ(MIN）を、「0」に設定（初期化）して、当該サンプリングタイミングにおける呼吸レベル抽出処理を終了する。以上で、呼吸レベル抽出処理が終了し、第ｎ番目のサンプリングタイミングにおける呼吸解析処理が終了する。
On the other hand, if the result of step S506 is negative, the
以上に説明したように、ＣＰＵ１７０が呼吸解析処理を実行することで、サンプリングタイミングごとに、当該サンプリングタイミングにおける第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂに対応するΔRib／ΔAbが求められるので、被験者の呼吸の種別（腹式呼吸なのか胸式呼吸なのか）をリアルタイムで正確に判別できる。
As described above, since the
＜１−５：呼吸レベル表示処理＞
次に、ＣＰＵ１７０が実行する呼吸レベル表示処理について説明する。本実施形態では、ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸における腹式呼吸および胸式呼吸の各々の大きさと余裕度とを表示（報知）する呼吸レベル表示処理を実行する。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸における呼吸の深さを示す呼吸レベルと、当該１呼吸における呼吸解析処理の結果とから、当該１呼吸における胸式呼吸および腹式呼吸の各々の大きさと余裕度とを表示部１６０に表示するように制御する。図２７に示すように、本実施形態では、１呼吸における胸式呼吸および腹式呼吸の各々の大きさと余裕度のほか、当該１呼吸に占める腹式呼吸の割合を示す腹式レベルを表示部１６０に表示するように制御する。図２７に示す第１バーグラフBG1は、胸式呼吸および腹式呼吸の各々の大きさと余裕度とを表示するためのものである。一方、図２７に示す第２バーグラフBG2は、被験者の腹式レベルを表示するためのものである。これらの詳細な内容については後述する。
<1-5: Respiration level display process>
Next, a respiration level display process executed by the
図２８を参照しながら、ＣＰＵ１７０が実行する呼吸レベル表示処理の具体的な内容を説明する。図２８は、呼吸レベル表示処理の具体的な内容を示すフローチャートである。図２８に示すように、ＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸における呼吸レベルを正規化する（ステップＳ６０１）。ここで、「呼吸レベルを正規化する」とは、前述の呼吸レベル抽出処理で抽出された直前の１呼吸における呼吸レベルの値を、被験者間における体格等の個人差の影響を取り除いた値に補正することを意味する。具体的には、ステップＳ６０１において、ＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸における呼吸レベルΔＺａｐ−ｐを、当該１呼吸における第２センタリング値Ｚｂ０（詳述すれば、当該１呼吸における複数のサンプリングタイミングの各々における第２センタリング値Ｚｂ０の平均値）で割った後に１００を乗じて求めた値を、呼吸レベルの正規化値％ΔＺａ（＝（ΔＺａｐ−ｐ／Ｚｂ０）×１００）として採用する。
The specific contents of the respiration level display process executed by the
次に、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ６０１で求めた呼吸レベルの正規化値％ΔＺａの値に応じて、着色表示すべき第１バーグラフBG1の段階数（以下、「第１表示段階数」と呼ぶ）を決定する（ステップＳ６０２）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ６０１で求めた呼吸レベルの正規化値％ΔＺａに対応する１回換気量の正規化値％ΔＴＶを求め、その求めた％ΔＴＶの値に応じて、第１表示段階数を決定する。ここで、「１回換気量」とは、被験者の１呼吸で肺に出入りする空気量を示すものであり、ΔＴＶと表記する。また、「１回換気量を正規化する」とは、スパイロなどで計測された１回換気量ΔＴＶの値（実測値）を、被験者間における体格等の個人差の影響を取り除いた値に補正することを意味する。本実施形態では、１回換気量ΔＴＶの正規化を行う際には、スパイロなどで計測された被験者の肺活量の値（実測値）ＶＣを、標準肺活量を示す標準ＶＣで割り算した形で表される係数％ＶＣ（＝実測ＶＣ／標準ＶＣ）が用いられる。具体的には、計測された１回換気量ΔＴＶの値（実測値）を上述の係数％ＶＣで割ることで、１回換気量の正規化値％ΔＴＶ（＝ΔＴＶ／％ＶＣ）が求められる。なお、例えば男性の標準肺活量ＶＣmale（ml）は、（２７．６３−０．１１２×年齢）×身長（cm）で表され、女性の標準肺活量ＶＣfemale（ml）は、（２１．７８−０．１０１×年齢）×身長（cm）で表される。
Next, the
図２９は、男女合わせて２０人で、各々の１回換気量ΔＴＶを３回ずつ（小程度の換気、中程度の換気、大程度の換気を各１回）測定したときの、１回換気量の正規化値％ΔＴＶと呼吸レベルの正規化値％ΔＺａとの関係を示す相関図である。図２９に示すように、１回換気量の正規化値％ΔＴＶと呼吸レベルの正規化値％ΔＺａとは相関係数ｒ＝０．７５，Ｐ＜０．０１という高い相関が得られ、以下の回帰式（４）が成立する。
％ΔＺａ＝ｃ0×％ΔＴＶ ・・・（４）
C0：回帰係数。
FIG. 29 shows tidal ventilation when 20 people in both men and women measure each tidal volume ΔTV three times (small ventilation, medium ventilation, and large ventilation once). It is a correlation diagram showing the relationship between the normalized value% ΔTV of the quantity and the normalized value% ΔZa of the respiratory level. As shown in FIG. 29, the normalized value% ΔTV of the tidal volume and the normalized value% ΔZa of the respiration level have a high correlation coefficient of r = 0.75 and P <0.01. The regression equation (4) is established.
% ΔZa = c0 ×% ΔTV (4)
C0: regression coefficient.
ＣＰＵ１７０は、上述の回帰式（４）にしたがって演算処理を実行することで、ステップＳ６０１で求めた呼吸レベルの正規化値％ΔＺａに対応する１回換気量の正規化値％ΔＴＶを求める。そして、ＣＰＵ１７０は、その求めた１回換気量の正規化値％ΔＴＶに応じて、第１表示段階数を決定する。本実施形態では、第１表示段階数の最大値は、胸式５段階と腹式５段階とを合わせた「１０」に設定されている（図２７参照）。
The
図２９に示すように、本実施形態では、１回換気量の正規化値％ΔＴＶの値が第１所定値α１以上である場合は、被験者の呼吸レベルは「最大」とみなされる。この場合、ＣＰＵ１７０は、第１表示段階数を最大値である「１０」に決定する。また、１回換気量の正規化値％ΔＴＶの値が第２所定値α２（＜α１）以上であって、かつ第１所定値α１を下回る場合は、被験者の呼吸レベルは、「大程度」とみなされる（図２９参照）。この場合、ＣＰＵ１７０は、第１表示段階数を「８」に決定する。さらに、１回換気量の正規化値％ΔＴＶが第３所定値α３（＜α２）以上であって、かつ第２所定値α２を下回る場合は、被験者の呼吸レベルは「中程度」とみなされる（図２９参照）。この場合、ＣＰＵ１７０は、第１表示段階数を「６」に決定する。また、１回換気量の正規化値％ΔＴＶの値が第４所定値α４（＜α３）以上であって、かつ第３所定値α３を下回る場合は、被験者の呼吸レベルは「小程度」とみなされる（図２９参照）。この場合、ＣＰＵ１７０は、第１表示段階数を「４」に決定する。また、１回換気量の正規化値％ΔＴＶの値が第４所定値α４を下回る場合は、被験者の呼吸レベルは、安静時における必須レベル程度とみなされる（図２９参照）。この場合、ＣＰＵ１７０は、第１表示段階数を「２」に決定するという具合である。
As shown in FIG. 29, in this embodiment, when the value of the normalized value% ΔTV of the tidal volume is equal to or greater than the first predetermined value α1, the breathing level of the subject is regarded as “maximum”. In this case, the
再び図２８に戻って説明を続ける。図２８に示すように、ステップＳ６０２の段階数決定処理が終了すると、ＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸における腹式レベルを決定する（ステップＳ６０３）。具体的には、ＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸におけるΔＲｉｂ／ΔＡｂの値（平均値）に応じて、腹式レベルの数値を決定する。腹式レベルの数値は０〜１００までの値で表され、その値が０に近いほど腹式呼吸の程度は小さく（被験者の呼吸に占める腹式呼吸の割合は小さく）、１００に近いほど腹式呼吸の程度は大きい（被験者の呼吸に占める腹式呼吸の割合は大きい）。
Returning to FIG. 28 again, the description will be continued. As shown in FIG. 28, when the stage number determination process in step S602 ends, the
図２８に示すように、ステップＳ６０３の後、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ６０２で決定した第１表示段階数を、腹式と胸式とに分割する段階数分割処理を実行する（ステップＳ６０４）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、ステップＳ６０２で決定した第１表示段階数と、ステップＳ６０３で決定した腹式レベルとに基づいて、段階数分割処理を実行する。ここでは、全体の呼吸レベルを示す第１表示段階数が「６」である一方、腹式レベルは「７０」である場合を想定して説明を続ける。腹式レベルが「７０」であるとは、腹式呼吸と胸式呼吸との割合は、７：３であるとみなされるので、第１表示段階数「６」は、胸式で２段階、腹式で４段階に分割される。つまり、図２７のように、胸式呼吸の大きさを示す第１バーグラフのBG1の表示段階数は「２」、腹式呼吸の大きさを示す第１バーグラフBG1の表示段階数は「４」になるように設定される。
As shown in FIG. 28, after step S603, the
図２８に示すように、ステップＳ６０４の後、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸速度に応じたマージンレベルを決定する（ステップＳ６０５）。いま、直前の１呼吸が安静呼吸であって、当該１呼吸に要する時間長が４秒以上であった場合を想定する。本実施形態では、被験者の呼吸速度に応じた必須の呼吸レベルに対応する第１バーグラフBG1の段階数が予め定められており、安静呼吸時の呼吸速度に応じた必須の呼吸レベルに対応する第１バーグラフBG1の段階数は「２」に設定されている。ＣＰＵ１７０は、その段階数「２」を、胸式と腹式に１段階ずつ割り振る。上述のステップＳ６０４で説明したように、ここでは、胸式呼吸の大きさを示す第１バーグラフBG1の表示段階数は「２」、腹式呼吸の大きさを示す第１バーグラフBG1の表示段階数は「４」となるように設定されているので、胸式呼吸については１段階分の余裕があり、腹式呼吸については３段階分の余裕があるという具合である。
As shown in FIG. 28, after step S604, the
この場合は、腹式呼吸の大きさを示す第１バーグラフBG1の表示段階数が「１」以上であれば、被験者の腹式呼吸の大きさは必須レベルを満たしていることを意味し、その表示段階数が「２」であれば、被験者の腹式呼吸の大きさは必須レベルを上回る「小程度」のレベルを満たしていることを意味し、その表示段階数が「３」であれば、さらに上の「中程度」のレベルを満たしていることを意味し、その表示段階数が「４」であれば、さらに上の「大程度」のレベルを満たしていることを意味し、その表示段階数が「５」であれば、被験者の腹式呼吸の大きさは「最大」レベルを満たしていることを意味するという具合である。前述したように、ここでは、腹式呼吸の大きさを示す第１バーグラフBG1の表示段階数数は「４」に設定されているので、被験者の腹式呼吸の大きさは「大程度」のレベルを満たしており、必須レベル（表示段階数「１」）に対して十分な余裕があることが分かる。胸式呼吸についても同様であり、ここでは、胸式呼吸の大きさを示す第１バーグラフBG1の表示段階数数は「２」に設定されているので、被験者の胸式呼吸の大きさは「小程度」のレベルを満たしており、必須レベル（表示段階数「１」）を上回っていることが分かる。 In this case, if the number of display steps of the first bar graph BG1 indicating the magnitude of abdominal breathing is “1” or more, it means that the subject's abdominal breathing magnitude meets the required level, If the number of display steps is “2”, it means that the subject's abdominal breathing level satisfies the “small” level exceeding the required level, and if the display step number is “3”. Means that the “medium” level above is met, and if the number of display stages is “4”, it means that the “large” level is met, If the number of display steps is “5”, it means that the magnitude of the subject's abdominal breathing satisfies the “maximum” level. As described above, since the number of display steps of the first bar graph BG1 indicating the magnitude of abdominal breathing is set to “4”, the magnitude of the subject's abdominal breathing is “large”. It can be seen that there is a sufficient margin with respect to the required level (the number of display stages “1”). The same applies to thoracic breathing. Here, since the number of display steps of the first bar graph BG1 indicating the magnitude of thoracic breathing is set to “2”, the magnitude of thoracic breathing of the subject is It can be seen that the level of “small” is satisfied and exceeds the required level (number of display steps “1”).
なお、被験者の呼吸速度が速いほど、当該呼吸速度に応じた必須の呼吸レベルに対応する第１バーグラフBG1の段階数は増加するので、結果として、胸式呼吸および腹式呼吸の必須レベルに対応する段階数も増加する。例えば１呼吸に要する時間長が３秒以上であって、かつ４秒未満である場合は、必須の呼吸レベルに対応する第１バーグラフBG1の段階数は「４」に設定され、その段階数「４」は、胸式と腹式に２段階ずつ割り振られる。これに応じて、胸式呼吸および腹式呼吸の各々のマージンレベルが変化するという具合である。 As the subject's respiratory rate increases, the number of stages of the first bar graph BG1 corresponding to the essential respiratory level corresponding to the respiratory rate increases. As a result, the required level of chest and abdominal breathing is achieved. The corresponding number of stages also increases. For example, if the time length required for one breath is 3 seconds or more and less than 4 seconds, the number of stages of the first bar graph BG1 corresponding to the required breathing level is set to “4”, and the number of stages “4” is assigned in two stages for the chest type and the abdominal type. Correspondingly, the respective margin levels of chest and abdominal breathing change.
ステップＳ６０５の後、ＣＰＵ１７０は、被験者の胸式呼吸および腹式呼吸の各々の大きさと余裕度とを第１バーグラフBG1で表示する一方、被験者の腹式レベルを第２バーグラフBG2で表示する（ステップＳ６０６）。図２６に示すように、ＣＰＵ１７０は、着色表示すべき第１バーグラフBG1の段階数（胸式２段階、腹式４段階）のうち腹式呼吸および胸式呼吸の各々の必須レベルに対応する段階数と、マージン分に対応する段階数とを異なる色で表示するので、被験者は、自分の腹式呼吸および胸式呼吸の各々の大きさと余裕度とを容易に把握することができる。
After step S605, the
また、図２７に示すように、第２バーグラフBG2で表示される腹式レベルの段階数は「５」に設定され、上述のステップＳ６０３で求められた腹式レベルの数値に応じて、５つの段階のうちの何れかが選択的に着色表示される。具体的には、ＣＰＵ１７０は、腹式レベルの数値が０〜２０の場合は１段階目のみを着色表示するように制御し、腹式レベルの数値が２１〜４０の場合は２段階目のみを着色表示するように制御し、腹式レベルの数値が４１〜６０の場合は３段階目のみを着色表示するように制御し、腹式レベルの数値が６１〜８０の場合は４段階目のみを着色表示するように制御し、腹式レベルの数値が８１〜１００の場合は５段階目のみを着色表示するように制御する。前述したように、ここでは、腹式レベルは「７０」である場合を想定しているので、図２７に示すように、ＣＰＵ１７０は、第２バーグラフBG2の４段階目のみを着色表示するように制御するという具合である。
Further, as shown in FIG. 27, the number of steps of the abdominal level displayed in the second bar graph BG2 is set to “5”, and 5 is set according to the numerical value of the abdominal level determined in the above step S603. Any one of the two stages is selectively colored. Specifically, the
以上に説明したように、ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸における腹式呼吸および胸式呼吸の大きさと余裕度とを表示部１６０に表示するように制御するので、被験者は、自分の胸部呼吸筋および腹部呼吸筋の活用の強みと弱みとを認識できる。これにより、被験者に対して、自分の強みを自覚させつつも、自分の弱みを活性化させるための腹式呼吸等の呼吸筋トレーニングへのモチベーションを確保させることができる。また、本実施形態によれば、スパイロなどのように、被験者が最大の呼吸を行わなくとも、当該被験者の呼吸能力の余裕を把握できるので、被験者の安全を確保するという観点からも好ましいという利点がある。
As described above, the
＜１−６：換気特性判定／表示処理＞
次に、ＣＰＵ１７０が実行する換気特性判定／表示処理について説明する。本実施形態では、ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸における換気機能の特性（換気特性）を判定するとともに、その判定結果を表示（報知）する換気特性判定／表示処理を実行する。以下、図３０を参照しながら、ＣＰＵ１７０が実行する換気特性判定／表示処理の具体的な内容を説明する。図３０は、換気特性判定／表示処理の具体的な内容を示すフローチャートである。
<1-6: Ventilation characteristic determination / display processing>
Next, ventilation characteristic determination / display processing executed by the
図３０に示すように、まずＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸における被験者の呼吸レベルが、安静時必須レベル以上であるか否かを判断する（ステップＳ７００）。より具体的には、前述の呼吸レベル表示処理で説明した内容（図２８のステップＳ６０１、ステップＳ６０２）と同様に、ＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸における呼吸レベルの正規化値％ΔＺａの値に対応する１回換気量の正規化値％ΔＴＶを求める。そして、その求めた１回換気量の正規化値％ΔＴＶに基づいて、被験者の呼吸レベルが、安静時必須レベルを上回っているか否かを判断する。ＣＰＵ１７０は、１回換気量の正規化値％ΔＴＶの値が第４所定値α４以上である場合は、被験者の呼吸レベルは、安静時における必須レベル以上であると判断するという具合である（図２９参照）。
As shown in FIG. 30, first, the
ステップＳ７００の結果が否定である場合、ＣＰＵ１７０は、被験者の呼吸レベルが安静時必須レベル以上となるように、指導情報を報知する（ステップＳ７０１）。呼吸を指導するためのメッセージが表示部１６０に表示される態様であってもよいし、音声による報知が行われる態様であってもよい。また、両者を組み合わせてもよい。
If the result of step S700 is negative, the
一方、ステップＳ７００の結果が肯定である場合、あるいは上述のステップＳ７０１の後、ＣＰＵ１７０は、直前の１呼吸における被験者の換気機能の特性を判定する（ステップＳ７０２）。より具体的には、ＣＰＵ１７０は、当該１呼吸における第１生体電気インピーダンスＺａの測定値および第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値に基づいて、当該１呼吸における被験者の換気機能の特性を判定するという具合である。以下、具体的な内容について説明する。
On the other hand, if the result of step S700 is affirmative or after step S701 described above, the
例えば被験者が胸部に病歴を有しており、胸部のうち呼吸に寄与する部位（例えば胸部骨格筋、肺胞組織、胸部骨格筋および肺胞組織の両方）の機能が低下していた場合は、呼吸に伴う胸部骨格筋の変化が健常者に比べて小さい、または不足するので、換気量を確保するために、横隔膜の変動量（上昇量および下降量）が大きくなる。また、加齢などにより、胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下していた場合も同様である。ここで、肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の第１生体電気インピーダンスＺａの変化は、肺に出入りする空気量と連動している一方、肺の中下部および腹部を含む第２生体電気インピーダンスＺｂの変化は、横隔膜の動きと連動しており、横隔膜の変動量が大きいほど第２生体電気インピーダンスＺｂの変化も大きくなる。したがって、例えば胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下していた被験者と健常者との間で、１呼吸において肺に出入りする空気の量（換気量）が同じであり、当該１呼吸における第１生体電気インピーダンスＺａの変化が同じであっても、胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下していた被験者は、健常者に比べて横隔膜の変動量が大きいので、当該１呼吸における第２生体電気インピーダンスＺｂの変化が大きくなる。 For example, if the subject has a medical history in the chest and the function of the chest part that contributes to breathing (for example, thoracic skeletal muscle, alveolar tissue, both thoracic skeletal muscle and alveolar tissue) Since the change of the thoracic skeletal muscle accompanying respiration is smaller or insufficient than that of a healthy person, the amount of diaphragm fluctuation (increase and decrease) is increased in order to ensure ventilation. The same applies to the case where the function of the part of the chest that contributes to breathing is reduced due to aging or the like. Here, the change in the first bioelectrical impedance Za including the upper part of the lung and not including the abdomen is linked to the amount of air entering and exiting the lung, while the second including the middle lower part of the lung and the abdomen. The change in the bioelectrical impedance Zb is linked to the movement of the diaphragm, and the change in the second bioelectrical impedance Zb increases as the amount of fluctuation of the diaphragm increases. Therefore, for example, the amount of air that enters and exits the lungs in one breath (ventilation amount) is the same between the subject who has reduced the function of the part of the chest that contributes to breathing and the healthy person, Even if the change of the first bioelectrical impedance Za is the same, the subject whose function of the portion of the chest that contributes to respiration has decreased has a larger amount of fluctuation of the diaphragm than that of a healthy person. The change in the second bioelectrical impedance Zb becomes large.
図３１は、被験者の呼吸に伴う第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂの経時的変化を示す図であって、この場合の被験者は、胸部に病歴の無い男性（健常者）である。一方、図３２は、被験者の呼吸に伴う第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂの経時的変化を示す図であって、この場合の被験者は、胸部に病歴を有する男性である。図３１および図３２からも理解されるように、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下している場合は、第２相対値ΔＺｂの振幅値は大きくなることが分かる。 FIG. 31 is a diagram showing temporal changes in the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb associated with the subject's breathing. In this case, the subject is a male (healthy person) who has no medical history in the chest. On the other hand, FIG. 32 is a diagram showing temporal changes in the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb accompanying the breathing of the subject, and the subject in this case is a man who has a medical history in the chest. As can be understood from FIGS. 31 and 32, it can be seen that the amplitude value of the second relative value ΔZb increases when the function of the portion of the subject's chest that contributes to breathing is reduced.
本実施形態では、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下している場合は、肺の中下部および腹部を含む体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂの変化が大きくなる点に着目し、第２生体電気インピーダンスＺｂの測定値と第１生体電気インピーダンスＺａの測定値とに基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定している（換気機能の特性を判定している）。ここで、前述したように、腹式呼吸の呼気における第２生体電気インピーダンスＺｂの変化は、第１生体電気インピーダンスＺａの変化とは異なる（変化を示す波形が異なる）のに対して、吸気における第２生体電気インピーダンスＺｂの変化は、胸式呼吸および腹式呼吸の何れの場合であっても、第１生体電気インピーダンスＺａの変化と同じである（変化を示す波形が同じである）。すなわち、被験者の呼吸に伴う第２生体電気インピーダンスＺｂの経時的変化を示す波形には、呼気時の腹式呼吸に起因した波形歪みが含まれるので、吸気における第１生体電気インピーダンスＺａの変化と第２生体電気インピーダンスＺｂの変化とに基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定することが好ましい。 In the present embodiment, when the function of a part contributing to breathing in the subject's chest is reduced, the change in the second bioelectric impedance Zb in the middle trunk including the middle and lower abdomen of the lung is increased. Pay attention and determine whether the function of the part contributing to breathing in the chest of the subject is normal based on the measured value of the second bioelectrical impedance Zb and the measured value of the first bioelectrical impedance Za Yes (judging the characteristics of ventilation function). Here, as described above, the change in the second bioelectrical impedance Zb in the expiration of abdominal breathing is different from the change in the first bioelectrical impedance Za (the waveform indicating the change is different), whereas in the inspiration The change in the second bioelectrical impedance Zb is the same as the change in the first bioelectrical impedance Za in both cases of chest respiration and abdominal respiration (the waveforms indicating the change are the same). That is, since the waveform showing the change over time of the second bioelectric impedance Zb accompanying the breathing of the subject includes waveform distortion caused by abdominal breathing during expiration, the change in the first bioelectric impedance Za during inspiration It is preferable to determine whether or not the function of the part contributing to breathing in the subject's chest is normal based on the change in the second bioelectrical impedance Zb.
そこで、本実施形態では、吸気における第１相対値ΔＺａおよび第２相対値ΔＺｂに基づいて、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定している。より具体的には以下のとおりである。ステップＳ７０３において、ＣＰＵ１７０は、被験者の直前の１呼吸の吸気における第１相対値ΔＺａのピーク値ΔＺａ（MAX）、および、第２相対値ΔＺｂのピーク値ΔＺｂ(MAX)を抽出する。そして、ＣＰＵ１７０は、第１相対値ΔＺａのピーク値ΔＺａ（MAX）に対する第２相対値ΔＺｂのピーク値ΔＺｂ（MAX）の割合（＝ΔＺｂ（MAX）／ΔＺａ（MAX））を、被験者の換気機能の特性を示す換気能バランスBPとして算出する。ＣＰＵ１７０は、その算出した換気能バランスBPの値が所定の閾値以上である場合は、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能は正常ではないと判定し、所定の閾値を下回る場合は、被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能は正常であると判定するという具合である。
Therefore, in the present embodiment, it is determined based on the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb in inspiration whether or not the function of the part contributing to breathing in the subject's chest is normal. More specifically, it is as follows. In step S703, the
また、女性は胸式優位の呼吸を行い、男性は腹式優位の呼吸を行うのが一般的である。すなわち、換気量が同じであっても、呼吸に伴う横隔膜の変動量は男性の方が大きいので、上述の換気能バランスBPの値は、男性の方が高い値を示す。また、内臓脂肪の蓄積量が多い被験者においては、腹部骨格筋の活動が制限される。女性は、妊娠などによって腹部骨格筋の活動が制限されても、それを補って換気能力を確保するための代償能力を有しているが、男性は、そのような代償能力を有していないので、内臓脂肪の蓄積量が多い場合はクロージングボリュームが低下し、上述の換気能バランスBPの値は高い値を示す。このように、上述の換気能バランスBPから、被験者の換気機能の特性を判定できるという具合である。 Moreover, it is common for a woman to take a breath of the chest type and a man to take a breath of the abdominal type. That is, even if the ventilation volume is the same, the amount of fluctuation of the diaphragm accompanying breathing is larger in men, so the value of the above-described ventilation capacity balance BP shows a higher value in men. In addition, the activity of abdominal skeletal muscle is restricted in subjects with a large amount of visceral fat accumulation. Women have the compensatory ability to compensate for the limited activity of abdominal skeletal muscles, such as pregnancy, while men have no such compensatory ability. Therefore, when the accumulation amount of visceral fat is large, the closing volume is reduced, and the value of the ventilation capacity balance BP is high. Thus, the characteristic of the subject's ventilation function can be determined from the above-described ventilation capacity balance BP.
図３０に示すように、ステップＳ７０２の後、ＣＰＵ１７０は判定結果を表示部１６０に表示するように制御する（ステップＳ７０３）。本実施形態では、図３３に示すように、ステップＳ７０２の判定結果は第３バーグラフBG3で表示される。図３３に示すように、第３バーグラフBG3で表示される換気能バランスBPの段階数は「５」に設定され、ステップＳ７０２で得られた換気能バランスBPの値に応じて、５つの段階のうちの何れかが選択的に着色表示される。具体的には、ＣＰＵ１７０は、換気能バランスBPの値が0〜0.4の場合は１段階目のみを着色表示するように制御し、換気能バランスBPの値が0.4〜0.8の場合は２段階目のみを着色表示するように制御し、換気能バランスBPの値が0.8〜1.2の場合は３段階目のみを着色表示するように制御し、換気能バランスBPの値が1.2〜1.6の場合は４段階目のみを着色表示するように制御し、換気能バランスBPの値が1.6を超える場合は５段階目のみを着色表示するように制御する。例えば換気能バランスBPの値が0.5の場合は、図３３に示すように、ＣＰＵ１７０は、第３バーグラフBG3の２段階目のみを着色表示するように制御する。
As shown in FIG. 30, after step S702, the
例えば、被験者の呼吸が胸式優位（典型的な女性の呼吸）である場合は、第３バーグラフBG3の１段階目が着色表示され、被験者の呼吸が腹式優位（典型的な男性の呼吸）である場合は、第３バーグラフBG3の２段階目が着色表示され、被験者の換気機能が低下している場合（胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常でない場合、内蔵脂肪蓄積量が過大な場合等）は、第３バーグラフBG3の３段階目以降が着色表示されるという具合である。被験者は、第３バーグラフBG3を見ることで、自分の換気機能の特性（例えば胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が低下している等）を正確かつ容易に認識できるという具合である。以上より、本実施形態によれば、被験者の換気機能の特性を正確かつ容易に判定できる。 For example, if the subject's breathing is chest dominant (typical female breathing), the first stage of the third bar graph BG3 is colored and the subject's breathing is abdominal dominant (typical male breathing). ), The second stage of the third bar graph BG3 is colored and displayed, and the subject's ventilation function is reduced (if the function of the part of the chest that contributes to breathing is not normal, the amount of built-in fat accumulation Is excessive), the third and subsequent stages of the third bar graph BG3 are colored and displayed. The test subject can recognize the characteristic of his / her ventilation function (for example, the function of a part contributing to breathing in the chest is reduced) accurately and easily by looking at the third bar graph BG3. As mentioned above, according to this embodiment, the characteristic of a subject's ventilation function can be determined correctly and easily.
＜２．変形例＞
本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、例えば、以下の変形が可能である。また、以下に示す変形例のうちの２以上の変形例を組み合わせることもできる。
<2. Modification>
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and for example, the following modifications are possible. Also, two or more of the modifications shown below can be combined.
（１）変形例１
上述の実施形態では、被験者の肺全体の換気機能の特性を示すバランス指標BPを求めて表示しているが、これに限らず、例えば右肺の換気機能の特性を示す指標（右換気能バランスBPR）と左肺の換気機能の特性を示す指標（左換気能バランスBPL）とを独立に求めて表示する態様であってもよい。
(1)
In the above-described embodiment, the balance index BP indicating the characteristics of the ventilation function of the entire lungs of the subject is obtained and displayed. However, the present invention is not limited thereto, and for example, an index indicating the characteristics of the ventilation function of the right lung (right ventilation capacity balance) BP R ) and an index indicating the characteristics of the ventilation function of the left lung (left ventilation capacity balance BP L ) may be independently obtained and displayed.
右換気能バランスBPRは、右肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部右側の第３生体電気インピーダンスＺaRの測定値と、右肺の中下部および腹部を含む体幹中部右側の第４生体電気インピーダンスＺbRの測定値とに基づいて求められる。より具体的には以下のとおりである。
第３生体電気インピーダンスＺaRは、右手と左手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、右足用の電圧電極Ｙ２と右手用の電圧電極Ｙ４との間の電位差を示す電圧データＤｖとから求められる。なお、被験者の呼吸に伴う第３生体電気インピーダンスＺaRの変化の仕方は、第１生体電気インピーダンスＺａの変化の仕方と同様である。
第４生体電気インピーダンスＺbRは、右手と右足との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、左手と左足との間の電位差を示す電圧データＤｖとから求められる。なお、呼吸に伴う第４生体電気インピーダンスＺbRの変化の仕方は、第２生体電気インピーダンスＺｂの変化の仕方と同様である。
また、第３生体電気インピーダンスＺaRの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを第３センタリング値ＺaR０と呼ぶ。第３センタリング値ＺaR０の生成方法は、上述の第１センタリング値Ｚａ０の生成方法と同様である。また、第４生体電気インピーダンスＺbRの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを第４センタリング値ＺbR０と呼ぶ。第４センタリング値ＺbR０の生成方法は、上述の第２センタリング値Ｚｂ０の生成方法と同様である。
さらに、第３生体電気インピーダンスＺaRの測定値の第３センタリング値ＺaR０に対する相対値を第３相対値ΔＺaR、第４生体電気インピーダンスＺbRの第４センタリング値ＺbR０に対する相対値を第４相対値ΔＺbRとする。ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸の吸気における第３相対値のピーク値ΔＺaR（MAX）に対する第４相対値のピーク値ΔＺbR（MAX）の割合（＝ΔＺbR（MAX）／ΔＺaR(MAX)）を右換気能バランスBPRとして算出し、その算出結果を表示するように表示部１６０を制御するという具合である。
Right ventilation capacity balance BP R includes the upper right lung, and the measurement value of the third bioelectrical impedance ZaR the upper trunk right without the abdomen, the middle trunk right including the lower and middle abdomen of the right lung the 4 It is calculated | required based on the measured value of bioelectrical impedance ZbR. More specifically, it is as follows.
The third bioelectrical impedance ZaR is the current data Di indicating the magnitude of the reference current Iref flowing between the right hand and the left hand, and the voltage indicating the potential difference between the right foot voltage electrode Y2 and the right hand voltage electrode Y4. It is obtained from the data Dv. The method of changing the third bioelectrical impedance ZaR accompanying the breathing of the subject is the same as the method of changing the first bioelectrical impedance Za.
The fourth bioelectrical impedance ZbR is obtained from current data Di indicating the magnitude of the reference current Iref flowing between the right hand and the right foot, and voltage data Dv indicating the potential difference between the left hand and the left foot. Note that the manner of changing the fourth bioelectrical impedance ZbR accompanying respiration is the same as the way of changing the second bioelectrical impedance Zb.
An amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change in the third bioelectrical impedance ZaR is referred to as a third centering value ZaR0. The method for generating the third centering value ZaR0 is the same as the method for generating the first centering value Za0. An amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change in the fourth bioelectrical impedance ZbR is referred to as a fourth centering value ZbR0. The method for generating the fourth centering value ZbR0 is the same as the method for generating the second centering value Zb0.
Further, the relative value of the measured value of the third bioelectrical impedance ZaR with respect to the third centering value ZaR0 is the third relative value ΔZaR, and the relative value of the fourth bioelectrical impedance ZbR with respect to the fourth centering value ZbR0 is the fourth relative value ΔZbR. . The
一方、左換気能バランスBPLは、左肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部左側の第５生体電気インピーダンスＺaLの測定値と、左肺の中下部および腹部を含む体幹中部左側の第６生体電気インピーダンスＺbLの測定値とに基づいて求められる。より具体的には以下のとおりである。
第５生体電気インピーダンスＺaLは、右手と左手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、左足用の電圧電極Ｙ１と左手用の電圧電極Ｙ３との間の電位差を示す電圧データＤｖとから求められる。なお、被験者の呼吸に伴う第５生体電気インピーダンスＺaLの変化の仕方は、第１生体電気インピーダンスＺａの変化の仕方と同様である。
第６生体電気インピーダンスＺbLは、左手と左足との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、右手と右足との間の電位差を示す電圧データＤｖとから求められる。なお、呼吸に伴う第６生体電気インピーダンスＺbLの変化の仕方は、第２生体電気インピーダンスＺｂの変化の仕方と同様である。
また、第５生体電気インピーダンスＺaLの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを第５センタリング値ＺaL０と呼ぶ。第５センタリング値ＺaL０の生成方法は、上述の第１センタリング値Ｚａ０の生成方法と同様である。また、第６生体電気インピーダンスＺbLの変化を示す波形から、呼吸に起因した情報を抽出するための振幅基準レベルを第６センタリング値ＺbL０と呼ぶ。第６センタリング値ＺbL０の生成方法は、上述の第２センタリング値Ｚｂ０の生成方法と同様である。
さらに、第５生体電気インピーダンスＺaLの測定値の第５センタリング値ＺaL０に対する相対値を第５相対値ΔＺaL、第６生体電気インピーダンスＺbLの測定値の第６センタリング値ＺbL０に対する相対値を第６相対値ΔＺbLとする。ＣＰＵ１７０は、被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸の吸気における第５相対値のピーク値ΔＺaL(MAX)に対する第６相対値のピーク値ΔＺbL（MAX）の割合（＝ΔＺbL(MAX)／ΔＺaL(MAX)）を左換気能バランスBPLとして算出し、その算出結果を表示するように表示部１６０を制御するという具合である。以上の態様によれば、右肺の換気特性と左肺の換気特性とを別々に判定できる。
On the other hand, the left ventilation capacity balance BP L includes the upper left lung, the measured value of the fifth bioelectrical impedance ZaL the upper trunk left without the abdomen, middle trunk left including the lower and middle abdomen of the left lung And the measured value of the sixth bioelectric impedance ZbL. More specifically, it is as follows.
The fifth bioelectrical impedance ZaL is current data Di that indicates the magnitude of the reference current Iref that flows between the right hand and the left hand, and a voltage that indicates a potential difference between the voltage electrode Y1 for the left foot and the voltage electrode Y3 for the left hand. It is obtained from the data Dv. Note that the way of changing the fifth bioelectrical impedance ZaL accompanying the breathing of the subject is the same as the way of changing the first bioelectrical impedance Za.
The sixth bioelectrical impedance ZbL is obtained from current data Di indicating the magnitude of the reference current Iref flowing between the left hand and the left foot and voltage data Dv indicating the potential difference between the right hand and the right foot. Note that the manner of changing the sixth bioelectrical impedance ZbL accompanying respiration is the same as the manner of changing the second bioelectrical impedance Zb.
An amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change in the fifth bioelectrical impedance ZaL is referred to as a fifth centering value ZaL0. The method for generating the fifth centering value ZaL0 is the same as the method for generating the first centering value Za0. An amplitude reference level for extracting information resulting from respiration from a waveform indicating a change in the sixth bioelectrical impedance ZbL is referred to as a sixth centering value ZbL0. The method for generating the sixth centering value ZbL0 is the same as the method for generating the second centering value Zb0.
Furthermore, the relative value of the measured value of the fifth bioelectrical impedance ZaL with respect to the fifth centering value ZaL0 is the fifth relative value ΔZaL, and the relative value of the measured value of the sixth bioelectrical impedance ZbL with respect to the sixth centering value ZbL0 is the sixth relative value. Let ΔZbL. The
（２）変形例２
上述の実施形態では、被験者の１呼吸の吸気における第１相対値のピーク値ΔＺａ(MAX)に対する第２相対値ΔＺｂ(MAX)の割合（＝ΔＺｂ(MAX)／ΔＺａ(MAX)）を、当該１呼吸における被験者の換気機能の特性を示す換気能バランスBPとして採用しているが、これに限らず、例えば第２相対値のピーク値ΔＺｂ(MAX)に対する第１相対値のピーク値ΔＺａ(MAX)の割合（＝ΔＺａ(MAX)／ΔＺｂ(MAX)）を換気能バランスBPとして採用することもできる。また、例えば被験者の１呼吸の吸気における第１相対値ΔＺａの積分値に対する第２相対値ΔＺｂの積分値の割合（＝第２相対値ΔＺｂの積分値／第１相対値ΔＺａの積分値）を換気能バランスBPとして採用することもできるし、１呼吸の吸気における第２相対値ΔＺｂの積分値に対する第１相対値ΔＺａの積分値の割合（＝第１相対値ΔＺａの積分値／第２相対値ΔＺｂの積分値）を換気能バランスBPとして採用することもできる。要するに、１呼吸の吸気における第１相対値ΔＺａと第２相対値ΔＺｂとの比を換気能バランスBPとして採用することができる。
(2)
In the above embodiment, the ratio (= ΔZb (MAX) / ΔZa (MAX)) of the second relative value ΔZb (MAX) to the peak value ΔZa (MAX) of the first relative value in inhalation of one breath of the subject is calculated as Although employed as a ventilation capacity balance BP indicating the characteristics of the ventilation function of the subject in one breath, the present invention is not limited to this. For example, the peak value ΔZa (MAX of the first relative value relative to the peak value ΔZb (MAX) of the second relative value is used. ) Ratio (= ΔZa (MAX) / ΔZb (MAX)) can also be employed as the ventilation capacity balance BP. Further, for example, the ratio of the integrated value of the second relative value ΔZb to the integrated value of the first relative value ΔZa in one breath of the subject (= the integrated value of the second relative value ΔZb / the integrated value of the first relative value ΔZa). It can also be adopted as a ventilation capacity balance BP, and the ratio of the integrated value of the first relative value ΔZa to the integrated value of the second relative value ΔZb in inspiration of one breath (= the integrated value of the first relative value ΔZa / the second relative value). The integrated value of the value ΔZb) can also be adopted as the ventilation capacity balance BP. In short, the ratio between the first relative value ΔZa and the second relative value ΔZb in inhalation of one breath can be adopted as the ventilation capacity balance BP.
（３）変形例３
上述の実施形態では、肺の上部の換気機能を示す指標（ΔＺａ(MAX)）と肺の中下部の換気機能を示す指標（ΔＺｂ(MAX)）との比を換気能バランスBPとして採用しているが、これに限らず、例えば肺の上部と中下部とを合わせた肺全体の換気機能を示す指標（ΔＺａ(MAX)＋ΔＺｂ(MAX）)と肺の上部の換気機能を示す指標（ΔＺａ(MAX)）との比、あるいは、肺全体の換気機能を示す指標（ΔＺａ(MAX)＋ΔＺｂ(MAX）)と肺の中下部の換気機能を示す指標（ΔＺｂ(MAX)）との比を換気能バランスBPとして採用することもできる。
(3) Modification 3
In the above-described embodiment, the ratio of the index indicating the ventilation function of the upper part of the lung (ΔZa (MAX)) and the index indicating the ventilation function of the lower part of the lung (ΔZb (MAX)) is adopted as the ventilation capacity balance BP. However, the present invention is not limited to this. For example, an index indicating the ventilation function of the entire lung (ΔZa (MAX) + ΔZb (MAX)) combined with the upper and middle parts of the lung and an index indicating the ventilation function of the upper part of the lung (ΔZa ( MAX)), or the ratio of the index indicating the ventilation function of the entire lung (ΔZa (MAX) + ΔZb (MAX)) and the index indicating the ventilation function of the middle and lower part of the lung (ΔZb (MAX)). It can also be adopted as a balance BP.
（４）変形例４
上述の実施形態において、電流電極および電圧電極の一例として、両手両足を電極の接点とする四肢誘導八電極法を一例として説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、耳電極との四肢誘導法とを組み合わせて、体幹上部の生体電気インピーダンスを測定してもよい。
この場合には、耳電極を用いることによって、体幹上部の生体電気インピーダンスの測定について両腕計測ではなく片腕計測が可能となる。なお、耳電極を用いる場合には、イヤホンやヘッドホンに耳電極を組み込むことによって、音声等の音報知・音刺激との組み合わせが効果的である。
(4) Modification 4
In the above-described embodiment, as an example of the current electrode and the voltage electrode, the limb induction eight electrode method using both hands and both feet as electrode contacts has been described as an example, but the present invention is not limited thereto. For example, the bioelectrical impedance of the upper trunk may be measured in combination with the limb induction method with the ear electrode.
In this case, by using the ear electrode, the measurement of the bioelectrical impedance of the upper trunk can be performed by one-arm measurement rather than by both-arm measurement. In the case where an ear electrode is used, a combination with sound notification / stimulation such as voice is effective by incorporating the ear electrode into an earphone or a headphone.
また、上述した実施形態では、立位での計測であったが、本発明はこれに限定されるものではなく、便座での生体電気インピーダンスを計測するようにしてもよい。この場合には、便座や手摺に電極確保することができる。さらに、ポケッタブルやウェアラブルでのリラクゼーション姿勢(椅子座位等)で生体電気インピーダンスを計測するようにしてもよい。この場合には、マッサージチェアー等の手摺と足置き等に電極確保することができる。 In the above-described embodiment, the measurement is performed in the standing position. However, the present invention is not limited to this, and the bioelectric impedance in the toilet seat may be measured. In this case, electrodes can be secured on the toilet seat and handrail. Furthermore, the bioelectrical impedance may be measured in a pocketable or wearable relaxation posture (chair sitting position, etc.). In this case, an electrode can be secured for a handrail such as a massage chair and a footrest.
さらに、入浴中の呼吸計測も可能である。この場合には、浴槽手摺部と浴槽底の御尻や足裏接触側面部に電極を設ける。浴槽内のお湯よりも、体幹の方が、生理食塩水でできているので電流通電が支配的になる。よって、入浴中にリラックスした状態で呼吸法のトレーニングを行うことができる。
くわえて、上述した実施形態の生体測定装置１に、血圧計の腕帯と手で握る等で接触させる血圧計を付加し、血圧計に電極配置して呼吸変化や腕の筋の緊張具合を血圧測定時の補正情報として活用してもよい。
Furthermore, respiration measurement during bathing is also possible. In this case, electrodes are provided on the bathtub handrail part, the bottom of the bathtub bottom, and the sole contact side part. Current flow becomes dominant because the trunk is made of physiological saline rather than hot water in the bathtub. Therefore, breathing training can be performed in a relaxed state during bathing.
In addition, a sphygmomanometer that is brought into contact with the sphygmomanometer arm band by hand or the like is added to the
（５）変形例５
上述の実施形態では、ＣＰＵ１７０は、右手と左手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、右足用の電圧電極Ｙ２と右手用の電圧電極Ｙ４との間の電位差を示す電圧データＤｖとから、右上肢の生体電気インピーダンスを測定しているが、これに限らず、肺の上部を含み、腹部を含まない体幹上部の第１生体電気インピーダンスＺａの測定方法は任意である。例えば右手と左手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、左足用の電圧電極Ｙ１と左手用の電圧電極Ｙ３との間の電位差を示す電圧データＤｖとから、左上肢の生体電気インピーダンスを測定し、それを第１生体電気インピーダンスＺａとして採用してもよい。
(5)
In the above-described embodiment, the
また、上述の実施形態では、ＣＰＵ１７０は、左足と右手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、左手用の電圧電極Ｙ３と右足用の電圧電極Ｙ２との間の電位差を示す電圧データＤｖとから、体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂを測定しているが、これに限らず、肺の中下部および腹部を含む体幹中部の第２生体電気インピーダンスＺｂの測定方法は任意である。例えば右足と左手との間に流れる基準電流Ｉrefの大きさを示す電流データＤｉと、右手用の電圧電極Ｙ４と左足用の電圧電極Ｙ１との間で電位差を示す電圧データＤｖとから、体幹中部を斜めに横切る生体電気インピーダンスを測定し、それを第２生体電気インピーダンスＺｂとして採用してもよい。
In the embodiment described above, the
１ 生体測定装置
１２０ 第１記憶部
１５０ 入力部
１７０ ＣＰＵ
２００ 生体電気インピーダンス測定部
1
200 Bioelectrical impedance measurement unit
Claims (6)
前記第１生体電気インピーダンスの測定値の振幅基準レベルを示す第１センタリング値、および、前記第２生体電気インピーダンスの測定値の振幅基準レベルを示す第２センタリング値を生成するセンタリング値生成部と、
前記第１生体電気インピーダンスの測定値の前記第１センタリング値に対する相対値である第１相対値を求める第１相対値算出部と、
前記第２生体電気インピーダンスの測定値の前記第２センタリング値に対する相対値である第２相対値を求める第２相対値算出部と、
被験者の１呼吸ごとに、当該１呼吸の吸気における前記第１相対値と前記第２相対値との比に基づいて、前記被験者の胸部のうち呼吸に寄与する部位の機能が正常であるか否かを判定する判定部と、
を備えることを特徴とする換気特性判定装置。 A bioelectrical impedance for measuring the first bioelectrical impedance of the upper trunk including the upper part of the lung of the subject and not including the abdomen, and the second bioelectrical impedance of the middle part of the trunk including the middle lower part and the abdomen of the subject's lung A measuring section;
A centering value generator for generating a first centering value indicating an amplitude reference level of the measurement value of the first bioelectrical impedance and a second centering value indicating an amplitude reference level of the measurement value of the second bioelectrical impedance;
A first relative value calculation unit for obtaining a first relative value that is a relative value of the measured value of the first bioelectrical impedance with respect to the first centering value;
A second relative value calculation unit for obtaining a second relative value that is a relative value of the measured value of the second bioelectrical impedance to the second centering value ;
Whether or not the function of the portion of the subject's chest that contributes to breathing is normal based on the ratio of the first relative value and the second relative value in the inspiration of the one breath for each breath of the subject A determination unit for determining whether or not
Ventilation characteristics determining device you comprising: a.
ことを特徴とする請求項１に記載の換気特性判定装置。 When the ratio of the peak value of the second relative value to the peak value of the first relative value is equal to or greater than a predetermined threshold, the determination unit is normal in a function of a part contributing to breathing in the chest of the subject On the other hand, if it falls below the threshold, it is determined that the function of the part is normal.
The ventilation characteristic determination apparatus according to claim 1 .
前記生体電気インピーダンス測定部は、
所定の周期でサンプリングタイミングに到達するたびに、前記第１生体電気インピーダンスおよび前記第２生体電気インピーダンスを測定し、
前記センタリング値生成部は、
所定数の前記サンプリングタイミングの各々における前記第１生体電気インピーダンスの測定値に基づいて前記第１センタリング値を生成する一方、前記ゼロクロスタイミング抽出部で抽出された前記ゼロクロスタイミングにおける前記第２生体電気インピーダンスの測定値に基づいて前記第２センタリング値を生成する、
ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の換気特性判定装置。 A zero cross timing extraction unit for extracting a zero cross timing at which the measured value of the first bioelectrical impedance is equal to the first centering value;
The bioelectrical impedance measuring unit is
Measuring the first bioelectrical impedance and the second bioelectrical impedance each time the sampling timing is reached at a predetermined period;
The centering value generation unit
While generating the first centering value based on the measured value of the first bioelectrical impedance at each of the predetermined number of sampling timings, the second bioelectrical impedance at the zero crossing timing extracted by the zero crossing timing extracting unit Generating the second centering value based on the measured value of
The ventilation characteristic determination apparatus according to claim 1 or claim 2 , wherein
前記サンプリングタイミングごとに、当該サンプリングタイミングよりも所定の時間長だけ前の時点を始点とし、当該サンプリングタイミングを終点とするセンタリング期間内の複数の前記サンプリングタイミングの各々における前記第１生体電気インピーダンスの測定値を用いて移動平均処理を行い、その結果に基づいて、当該サンプリングタイミングにおける前記第１センタリング値を生成する、
ことを特徴とする請求項３に記載の換気特性判定装置。 The centering value generation unit
For each of the sampling timings, the measurement of the first bioelectrical impedance at each of the plurality of sampling timings within a centering period starting from a time point a predetermined time before the sampling timing and ending at the sampling timing A moving average process is performed using the value, and the first centering value at the sampling timing is generated based on the result.
The ventilation characteristic judging device according to claim 3 characterized by things.
ことを特徴とする請求項４に記載の換気特性判定装置。 The time length of the centering period is variably set according to the breathing rate of the subject.
The ventilation characteristic judging device according to claim 4 characterized by things.
前記サンプリングタイミングごとに、当該サンプリングタイミングが前記ゼロクロスタイミングであるか否かを判定し、当該サンプリングタイミングが前記ゼロクロスタイミングである場合は、当該サンプリングタイミングにおける前記第２生体電気インピーダンスの測定値に基づいて、当該サンプリングタイミングにおける前記第２センタリング値を生成する一方、当該サンプリングタイミングがゼロクロスタイミングでない場合は、当該サンプリングタイミングの直前の前記サンプリングタイミングで生成した前記第２センタリング値を、当該サンプリングタイミングにおける前記第２センタリング値として採用する、
ことを特徴とする請求項３から請求項５の何れかに記載の換気特性判定装置。 The centering value generation unit
For each sampling timing, it is determined whether or not the sampling timing is the zero cross timing, and when the sampling timing is the zero cross timing, based on the measurement value of the second bioelectrical impedance at the sampling timing And generating the second centering value at the sampling timing, if the sampling timing is not zero-cross timing, the second centering value generated at the sampling timing immediately before the sampling timing is the second centering value at the sampling timing. 2 Adopted as a centering value
The ventilation characteristic determination device according to any one of claims 3 to 5 , wherein
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