JP5838447B2 - 呼吸計測方法および呼吸計測装置 - Google Patents

Description

本発明は、呼吸計測方法および呼吸計測装置に関する。詳しくは、肺と横隔膜とを有する生物を対象として、この生物の肺呼吸に伴う肺気量の変動量を求めることができる呼吸計測方法および呼吸計測装置に関する。

この種の呼吸計測方法および呼吸計測装置については、例えば下記の特許文献１に開示されている技術が知られている。この技術では、被験者の胸部および腹部をそれぞれ囲むように配線ループを設けて、この各配線ループが囲む断面積に比例する信号を各配線ループの自己インダクタンスの測定により出力し、出力された各信号の線形結合により被験者の肺容積に比例する信号を得る。

特許第４８３２２８９号公報

しかし、上記特許文献１に開示されている技術は、被験者の肺全体を１つの円筒容器とみなしてモデル化し、このモデルに基づいて被験者の肺容積に比例する信号を得るものであるため、呼吸計測の精度が悪いという問題があった。例えば、気胸などの理由により片側の肺が正常に機能しない被験者の場合、肺全体を１つの円筒容器とするモデルでは被験者の呼吸計測を正確に行うことができない。
本発明は、上記した問題を解決するものとして創案されたものである。すなわち、本発明が解決しようとする課題は、呼吸計測の対象となる生物の肺を１つ以上の部分構造の組み合わせとしたモデルを採用することで、生物の呼吸計測の精度を向上させることである。

上記課題を解決するために、本発明の呼吸計測方法および呼吸計測装置は次の手段をとる。
まず、第１の発明は、肺と横隔膜とを有する生物であるヒトを対象として、このヒトの肺呼吸に伴う肺気量（Ｖ）の変動量を求めることができる呼吸計測方法である。この呼吸計測方法は、生物の体表上における第１部位の所定方向の長さとして、ヒトの腹部における臍を通る周長を測定する第１部位測定ステップと、生物の体表上における第２部位の所定方向の長さとして、前記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長を測定する第２部位測定ステップと、第１部位の所定方向の長さを用いて、横隔膜の胸腔方向への伸縮長を求める横隔膜伸縮長導出ステップと、Ｎを自然数、ｎをＮ以下の自然数とした場合に、ヒトの肺を構成するＮ個の部分構造の１つにおける部分肺気量（Ｖｎ）を、横隔膜の伸縮長と第２部位の所定方向の長さとを用いて求めるＶｎ導出ステップと、このＶｎ導出ステップをＮ回実行することで、ヒトの肺全体に対応するＮ個の部分構造の全てに対して、上記部分肺気量（Ｖｎ）をそれぞれ求める繰り返しステップと、この繰り返しステップにより求められた各部分肺気量（Ｖｎ）をパラメータとする線形多項式を計算することで、ヒトの上記肺気量（Ｖ）を求めるＶ導出ステップと、を備えている。
ここで、本明細書において、「部分肺気量」とは、生物の肺を構成する各部分構造において、部分構造の単体での肺気量のことをいう。例えば、生物の肺を右肺と左肺という部分構造の組み合わせとみなした場合、右肺の単体での肺気量のことを右肺の部分肺気量といい、左肺の単体での肺気量のことを左肺の部分肺気量という。
上記の第１の発明によれば、ヒトの肺を所定数の部分構造の組み合わせとしたモデルを採用して各部分構造における部分肺気量を求め、求めた各部分肺気量をパラメータとする線形多項式を計算することでヒトの肺気量を求める。このため、肺気量を求めるための線形多項式において各項の係数を調整することで、ヒトの肺のモデルを適宜調整することができる。これにより、ヒトの肺のモデルにおいて、個体差や部分的な機能低下に柔軟に対応して、ヒトの呼吸計測の精度を向上させることができる。

ついで、第２の発明は、上述した第１の発明において、上記ヒトの腹部における臍を通る周長をａｂｇと表し、上記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長をｃｈｇと表した場合に、上記Ｖｎ導出ステップにおいて、上記部分肺気量（Ｖｎ）を次に示す（式１）と同値な式により求めるものである。

ここで、Ｐ０、Ｐ１、Ｐ２は上記ヒトの身体部位の形状に基づいて設定される係数である。
この第２の発明によれば、ヒトの肺を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔を楕円筒形状とみなした人体モデルを採用しながら、比較的簡単な計算によりヒトの肺の部分肺気量を求めることができる。ここで、上記人体モデルは、ヒトの肺全体を１つの円筒容器とみなした人体モデルと比べて実際の人体の形状に近いので、ヒトの呼吸計測の精度を向上させることができる。また、第１部位の所定方向の長さとしてヒトの腹部における臍を通る周長を用い、第２部位の所定方向の長さとしてヒトの胸部における剣状突起を通る周長を用いることで、ヒトの肺の形状変化をより正確に捉えて、部分肺気量を求める精度を向上させることができる。

さらに、第３の発明は、上述した第１または第２の発明において、上記肺気量（Ｖ）にフィルタリング処理を行うフィルタリングステップを備え、このフィルタリングステップは、上記Ｖ導出ステップにより求められた上記肺気量（Ｖ）に、この肺気量（Ｖ）に含まれる外れ値の影響を低減させる第１フィルタを機能させる第１フィルタリングステップと、この第１フィルタリングステップを経た上記肺気量（Ｖ）に対してこの肺気量（Ｖ）の変動量を求め、この変動量の正負が入れ替わる時点の肺気量（Ｖ）に対して、肺気量（Ｖ）が極値となっていると判定する第１判定ステップと、この第１判定ステップにより極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量（Ｖ）に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量（Ｖ）を保持する第１シャープネスフィルタを機能させる第１シャープネスステップと、上記第１判定ステップにより極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における肺気量（Ｖ）に対して、この肺気量（Ｖ）を平滑化処理する第２フィルタを機能させる第２フィルタリングステップと、を備えているものである。ここで、上記肺気量（Ｖ）に第１シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、この極値が極大値である場合に、慢性閉塞性肺疾患の兆候が肺気量（Ｖ）に現れる上記極大値の直後の時間範囲が含まれる時間範囲とされている。
呼吸計測の重要な目的の１つには、呼吸器疾患の診断がある。この診断において、その識別が重要視される呼吸器疾患の１つとしては、慢性閉塞性肺疾患（chronic obstructive pulmonary disease）がある。この慢性閉塞性肺疾患は、完治が難しく死に至ることもある呼吸器疾患であるため、症状が進行しないうちに診断されて治療が開始されることが望まれる。なお、慢性閉塞性肺疾患の兆候の１つには、最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後における呼気量の減少がある。このため、最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後における、単位時間（１秒）あたりの呼気量（すなわち１秒量）の肺活量に対する割合（すなわち１秒率）の変化と、フローボリューム曲線（後述）などの呼吸計測グラフにおける、最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後のグラフ形状の変化と、の両方またはいずれか一方の変化を調べることで慢性閉塞性肺疾患を識別して診断することが一般に行われている。
ここで、上記第３の発明によれば、第１フィルタリングステップにより、求められた肺気量に含まれる外れ値の影響を低減させることで、肺気量の変動量（およびこの変動量から求められる気流速度）をより正確に求めることができる。また、肺気量の変動量の正負が入れ替わる時点の肺気量を極値と判定してこの極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量を保持することで、求められた肺気量に含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後（すなわち、肺気量が極大値となった直後）の呼気量が平滑化されることを抑えることができる。これにより、ヒトの呼吸計測によりこのヒトの呼吸器疾患を診断する際に、慢性閉塞性肺疾患を識別して診断する精度を向上させることができる。

さらに、第４の発明は、上述した第３の発明において、第１フィルタリングステップを経た肺気量（Ｖ）に対して、この肺気量（Ｖ）の時間微分により気流速度を導出する気流速度導出ステップと、この気流速度導出ステップにより導出された気流速度に対してこの気流速度の変動量を求め、この変動量の正負が入れ替わる時点の気流速度に対して、この気流速度が極値となっていると判定する第２判定ステップと、この第２判定ステップにより極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度を保持する第２シャープネスフィルタを機能させる第２シャープネスステップと、第２判定ステップにより極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における気流速度に対して、この気流速度を平滑化処理する第３フィルタを機能させる第３フィルタリングステップと、第１シャープネスステップを経た肺気量（Ｖ）および第２フィルタリングステップを経た肺気量（Ｖ）を、第２シャープネスステップを経た気流速度および第３フィルタリングステップを経た気流速度を反映させながら合成して、合成された肺気量（Ｖ）を出力する合成出力ステップと、を備えているものである。ここで、上記気流速度に第２シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、合成出力ステップにおいて出力される肺気量（Ｖ）を、時間に対してＣ ^２ 級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値とすることを可能とする時間範囲とされている。
呼吸計測による呼吸器疾患の診断の際には、フローボリューム曲線（flow volume curve）がしばしば用いられる。このフローボリューム曲線は、時間変化する肺気量と、この肺気量の時間微分（すなわち気流速度）と、をパラメータとして作成される２次元グラフであり、フローボリューム曲線の微妙な形状の違いから、種々の呼吸器疾患を診断することができる。
ここで、上記第４の発明によれば、肺気量の時間微分により気流速度を導出し、この気流速度に含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、気流速度の変動量の正負が入れ替わる時点の気流速度を極値と判定し、この極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度を保持して肺気量に反映させる。このため、肺気量を、時間に対してＣ^２級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値として出力することができる。（ここで、ある値Ｙが「時間に対してＣ^２級である」とは、値Ｙおよび値Ｙの時間微分のそれぞれにおいて、時間変化しないまたは滑らかに時間変化するという条件が成立することをいう。）これにより、ヒトの肺気量の時間変化からフローボリューム曲線を導出して呼吸器疾患の診断をする際に、この診断の精度を向上させることができる。

さらに、第５の発明は、肺と横隔膜とを有する生物であるヒトを対象として、このヒトの肺呼吸に伴う肺気量（Ｖ）の変動量を求めることができる呼吸計測装置である。この呼吸計測装置は、生物の体表上における第１部位の所定方向の長さとして、ヒトの腹部における臍を通る周長を測定するための第１部位測定手段と、生物の体表上における第２部位の所定方向の長さとして、ヒトの胸部における剣状突起を通る周長を測定するための第２部位測定手段と、第１測定手段が測定した第１部位の所定方向の長さが入力されることで、横隔膜の胸腔方向への伸縮長を導出する横隔膜伸縮長導出手段と、Ｎを自然数、ｎをＮ以下の自然数とした場合に、第２測定手段が測定した第２部位の所定方向の長さと、横隔膜伸縮長導出手段が導出した横隔膜の伸縮長と、が入力されることで、ヒトの肺を構成するＮ個の部分構造の１つにおける部分肺気量（Ｖｎ）を導出することをＮ回実行して、ヒトの肺全体に対応するＮ個の部分構造の全てに対して、上記部分肺気量（Ｖｎ）をそれぞれ導出するＶｎ導出手段と、このＶｎ導出手段が導出した各部分肺気量（Ｖｎ）が入力されることで、この各部分肺気量（Ｖｎ）をパラメータとする線形多項式を計算して、ヒトの上記肺気量（Ｖ）を導出するＶ導出手段と、を備えている。
この第５の発明によれば、ヒトの肺を所定数の部分構造の組み合わせとしたモデルを採用して各部分構造における部分肺気量を求め、求めた各部分肺気量をパラメータとする線形多項式を計算することでヒトの肺気量を求める。このため、Ｖ導出手段の線形多項式において各項の係数を調整することで、ヒトの肺のモデルを適宜調整することができる。これにより、ヒトの肺のモデルにおいて、個体差や部分的な機能低下に柔軟に対応して、ヒトの呼吸計測の精度を向上させることができる。

さらに、第６の発明は、上述した第５の発明において、上記ヒトの腹部における臍を通る周長をａｂｇと表し、上記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長をｃｈｇと表した場合に、上記Ｖｎ導出手段は、上記部分肺気量（Ｖｎ）を次に示す（式１）と同値な式により導出するものである。

ここで、Ｐ０、Ｐ１、Ｐ２は上記ヒトの身体部位の形状に基づいて設定される係数である。
この第６の発明によれば、ヒトの肺を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔を楕円筒形状とみなした人体モデルを採用して、比較的簡単な計算によりヒトの肺の部分肺気量を求める呼吸計測装置が実現される。ここで、上記人体モデルは、ヒトの肺全体を１つの円筒容器とみなした人体モデルと比べて実際の人体の形状に近いので、ヒトの呼吸計測の精度を向上させることができる。また、第１部位の所定方向の長さとしてヒトの腹部における臍を通る周長を用い、第２部位の所定方向の長さとしてヒトの胸部における剣状突起を通る周長を用いることで、ヒトの肺の形状変化をより正確に捉えて、部分肺気量を求める精度を向上させることができる。

さらに、第７の発明は、上述した第６の発明において、第１部位測定手段は、ヒトの胴体に着用される被服における少なくともヒトの臍を含む腹部に対応して設けられた第１の引張変形検知布が検知する引張変形により上記ａｂｇを測定し、第２部位測定手段は、ヒトの胴体に着用される被服における少なくともヒトの剣状突起を含む胸部に対応して設けられた第２の引張変形検知布が検知する引張変形により上記ｃｈｇを測定し、第１の引張変形検知布および第２の引張変形検知布は、複数の導電糸を含んで構成された布構造（textile）を、引張変形を検知するべき周長の周長方向に伸縮自在にするとともに、その伸縮に伴って導電糸の隣接するもの同士の間隔が変化し、その隣接する導電糸同士間は絶縁状態が維持されるように構成されて、隣接する各導電糸が静電容量を測定するための一対の電極となることで、この一対の電極間の静電容量によって引張変形を検知するものである。
この第７の発明によれば、本発明の呼吸計測装置において、被服に設けられた引張変形検知布が検知する引張変形により部分肺気量を求めることで、ヒトの自然な状態での呼吸を低侵襲で計測することができる。また、上記各引張変形検知布は上記各引張変形を絶縁状態が維持される導電糸同士間の静電容量によって検出する。これにより、本発明の呼吸計測装置において、上記各引張変形検知布に電力を消費することなく上記各引張変形を検知させて、呼吸計測装置全体としての消費電力を低減させることができる。

さらに、第８の発明は、上述した第５から第７の発明のいずれかにおいて、上記肺気量（Ｖ）にフィルタリング処理を行うフィルタを備え、このフィルタは、上記Ｖ導出手段が導出した上記肺気量（Ｖ）に機能して、この肺気量（Ｖ）に含まれる外れ値の影響を低減させる第１フィルタと、この第１フィルタが機能された上記肺気量（Ｖ）に対してこの肺気量（Ｖ）の変動量を求め、この変動量の正負が入れ替わる時点の肺気量（Ｖ）に対して、肺気量（Ｖ）が極値となっていると判定する第１判定手段と、この第１判定手段により極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量（Ｖ）に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量（Ｖ）を保持するように機能する第１シャープネスフィルタと、上記第１判定手段により極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における肺気量（Ｖ）に対して、この肺気量（Ｖ）を平滑化処理する第２フィルタと、を備えているものである。ここで、上記肺気量（Ｖ）に第１シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、この極値が極大値である場合に、慢性閉塞性肺疾患の兆候が肺気量（Ｖ）に現れる極大値の直後の時間範囲が含まれる時間範囲とされている。
この第８の発明によれば、第１フィルタが、求められた肺気量に含まれる外れ値の影響を低減させることで、肺気量の変動量（およびこの変動量から求められる気流速度）をより正確に求めることができる。また、フィルタが、肺気量の変動量の正負が入れ替わる時点の肺気量を極値と判定し、この極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量を保持することで、求められた肺気量に含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後の呼気量が平滑化されることを抑えることができる。これにより、ヒトの呼吸計測によりこのヒトの呼吸器疾患を診断する際に、慢性閉塞性肺疾患を識別して診断する精度を向上させることができる。

さらに、第９の発明は、上述した第８の発明において、第１フィルタが機能された上記肺気量（Ｖ）に対して、この肺気量（Ｖ）の時間微分により気流速度を導出する気流速度導出部と、この気流速度導出部が導出した気流速度に対してこの気流速度の変動量を求め、この変動量の正負が入れ替わる時点の気流速度に対して、この気流速度が極値となっていると判定する第２判定手段と、この第２判定手段により極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度を保持するように機能する第２シャープネスフィルタと、第２判定手段により極値となっていると判定されなかった気流速度に対して、この気流速度を平滑化処理する第３フィルタと、第１シャープネスフィルタおよび第２フィルタからそれぞれ入力される肺気量（Ｖ）を、第２シャープネスフィルタおよび第３フィルタからそれぞれ入力される気流速度を反映させながら合成し、合成された肺気量（Ｖ）を出力する合成出力部と、を備えているものである。ここで、上記気流速度に第２シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、合成出力部において出力される肺気量（Ｖ）を、時間に対してＣ ^２ 級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値とすることを可能とする時間範囲とされている。
この第９の発明によれば、フィルタは、肺気量の時間微分により気流速度を導出し、この気流速度に含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、気流速度の変動量の正負が入れ替わる時点の気流速度を極値と判定し、この極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度を保持して肺気量に反映させる。このため、フィルタは、肺気量を、時間に対してＣ^２級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値として出力することができる。これにより、ヒトの肺気量の時間変化からフローボリューム曲線を導出して呼吸器疾患の診断をする際に、この診断の精度を向上させることができる。

本発明の一実施形態に係る呼吸計測装置の使用状態を表した模式図である。 図１の引張変形検知布１１の構成を表した模式図である。 図２の織物１１Ｃと同じ構成を有する織物を収縮状態で撮影した写真である。 図３の織物を伸張状態で撮影した写真である。 図２の織物１１Ｃの原理を説明する説明図であり、織物１１Ｃの収縮状態を表す。 図２の織物１１Ｃの原理を説明する説明図であり、織物１１Ｃの伸張状態を表す。 図１のデータ処理装置２０の構成を表したブロック図である。 ヒトの肺全体を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔を楕円筒形状とみなした人体モデルを表した模式図である。 ヒトの右肺および左肺を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔を楕円筒形状とみなした人体モデルを表した模式図である。 ヒトの肺および腹腔を実際の形状に即して再現した人体モデルを表した模式図である。 図７のフィルタ２４の構成を表したブロック図である。

以下に、本発明を実施するための形態について、図面を用いて説明する。なお、以下において、電池およびコネクタなどの付随的な構成については、その図示および詳細な説明を省略する。
始めに、一実施形態に係る呼吸計測装置１の構成について、図１ないし図１１を用いて説明する。この呼吸計測装置１は、図１に示すように、ヒト（すなわち、本発明における「生物」）を計測対象者Ｈとして、この計測対象者Ｈの日常生活における呼吸を、計測対象者Ｈに対して負担をかけることなく（すなわち低侵襲の状態で）計測するための着用型の呼吸計測装置である。

上記呼吸計測装置１は、その測定手段１０が、計測対象者Ｈの胴体に着用される被服１０Ａ（本実施形態ではＴシャツ）に第１の引張変形検知布１１および第２の引張変形検知布１２を縫い付けた構成となっている。上記第１の引張変形検知布１１は、計測対象者Ｈの腹部における臍に対応して配置され、計測対象者Ｈの腹部における臍を通る周方向の引張変形を随時検知する。上記第２の引張変形検知布１２は、計測対象者Ｈの胸部における剣状突起に対応して配置され、計測対象者Ｈの胸部における剣状突起を通る周方向の引張変形を随時検知する。
また、上記測定手段１０は、上記各引張変形検知布１１、１２とケーブル１１Ａ、１１Ｂ、１２Ａ、１２Ｂで接続された信号検出装置１３を備えている。この信号検出装置１３は、上記各引張変形検知布１１、１２から上記ケーブル１１Ａ、１１Ｂ、１２Ａ、１２Ｂを介して伝えられる電気的な信号から各引張変形検知布１１、１２が検知する各引張変形の信号を抽出し、抽出された各引張変形の信号をデータ処理装置２０に随時所定のサンプリング周波数で送信する。すなわち、上記測定手段１０は、本発明における「第１部位測定手段」および「第２部位測定手段」として機能する。

上記測定手段１０からデータ処理装置２０に所定のサンプリング周波数で送信された各引張変形の信号は、データ処理装置２０で随時データ処理されて計測対象者Ｈの肺気量に変換される。この肺気量は、出力装置２０Ａ（本実施形態ではモニタ）から随時出力される。
ここで、測定手段１０からデータ処理装置２０へのデータ送信は、無線送信装置１０Ｂ、無線受信装置２０Ｂ、および、電波Ｒを用いた無線送信により行われる。これにより、計測対象者Ｈの呼吸を、この計測対象者Ｈの行動範囲および運動状態に制限を設けることなく、外部の計測者（図示省略）が静止した状態で計測することができる。

上述した各引張変形検知布１１、１２の構成について説明する。ここで、各引張変形検知布１１、１２はその構成が同じである。このため、以下においては、各引張変形検知布１１、１２の構成について、その説明および図示を引張変形検知布１１の構成により代表させて行い、引張変形検知布１２の構成については、その詳細な説明および図示を省略する。
引張変形検知布１１は、図２に示すように、織物（すなわち、本発明における「布構造」）１１Ｃとして構成される。この織物１１Ｃは、互いに平行な緯糸（横糸）に弾性糸（図示省略）が、互いに平行な経糸（縦糸）に導電糸１１Ｄ、１１Ｅがそれぞれ織り込まれて構成される。この導電糸１１Ｄ、１１Ｅは、１本おきに別の電極１１Ｆ、１１Ｇに接続されている。すなわち、図２で左から見たときに、偶数列となる導電糸１１Ｄは電極１１Ｆに接続され、奇数列となる導電糸１１Ｅは電極１１Ｇに接続されている。

上記導電糸１１Ｄ、１１Ｅは、太さが共通式番手１／７相当の二層構造糸であり、例えば、次の構造から成るカバリング糸が考えられる。
芯：三菱マテリアル社製のシルファイバー（登録商標）（ポリエステル・銀メッキ糸、太さ：１６７ｄＴｅｘ）
内層鞘：ポリエステル糸（太さ：３３０ｄＴｅｘ）
外層鞘：綿の撚糸（太さ：２０／１、撚り方：Ｓ４７６ｔ／ｍ）
導電糸１１Ｄ、１１Ｅの芯糸としては、この他に、日本蚕毛染色社製のサンダーロン（登録商標）、クラレトレーディング社製のクラカーボ（登録商標）、一般的なステンレス線のような金属線、炭素繊維などが使用可能である。すなわち、導電糸１１Ｄ、１１Ｅは、互いに絶縁状態が維持されるように構成されて、引張変形検知布１１の織物１１Ｃの静電容量Ｃを測定するための一対の電極となるように構成されていればよい。

また、上述した弾性糸（ストレッチ糸）は、太さが綿番手４０／２相当の複合糸であり、例えば、次のような構成が考えられる。
糸１：弾性繊維（東レ社製のライクラ（登録商標）、太さ：３３ｄＴｅｘ）
糸２：綿（太さ：綿番手４０／１）２本
撚糸条件：Ｓ撚り８５０ｔ／ｍ、送り比：２．７
弾性糸としては、この他に、旭化成せんい社製のロイカ（登録商標）などが使用可能である。

上述した各電極１１Ｆ、１１Ｇは、織物１１Ｃから延出された導電糸１１Ｄ、１１Ｅの端部に、導電糸１１Ｄ、１１Ｅの芯と同じポリエステル・銀メッキ糸（太さ：１６７ｄＴｅｘ）を用いて平織され、その表面に導電接着剤が塗布されて構成されている。このとき、各電極１１Ｆ、１１Ｇは、その弾性糸の方向（図２参照）の長さが、この弾性糸の方向に織物１１Ｃが伸びきったときの長さとほぼ等しくされている。また、織物１１Ｃが収縮したときには、各電極１１Ｆ、１１Ｇは、ひだを持って縮められるようにされている。これにより、各電極１１Ｆ、１１Ｇは、織物１１Ｃの上記弾性糸の方向への伸縮を妨げないようになっている。

このような構成を有する織物の写真を図３および図４に示す。図３は織物が収縮状態にある場合を示し、写真中、導電糸の方向の寸法をｗで示し、弾性糸の方向の寸法をＬで示す。この織物は、導電糸の密度が１２本／ｃｍ、弾性糸の密度が２９本／ｃｍの平織である。また、図４は織物が伸張状態にある場合を示し、弾性糸の方向に引張変形ｄＬだけ伸張されて、その寸法がＬ＋ｄＬとなっている様子を示している。

図５および図６を用いて、上述した織物１１Ｃの収縮状態（図５参照）および伸張状態（図６参照）における電気的特性の違いを説明する。ここで、図５および図６においては、簡略化のためにケーブル１１Ａ、１１Ｂおよび被服１０Ａの図示を省略し、図示する導電糸１１Ｄおよび導電糸１１Ｅの数を２本ずつに減らしている。
織物１１Ｃは、図５に示すように、収縮状態において導電糸１１Ｄ、１１Ｅの方向の寸法がｗであり、弾性糸の方向の寸法がＬであり、導電糸１１Ｄ、１１Ｅの間隔がＤである。この織物１１Ｃは、図６に示すように、上記弾性糸の方向（以下、この方向を「伸張方向」（図６参照）とも称する。）に引張変形ｄＬだけ伸張されると、その伸張方向の寸法がＬ＋ｄＬとなる。このとき、導電糸１１Ｄ、１１Ｅの間隔は、上記伸張方向に伸縮量ｄＤだけ伸張されて、ＤからＤ＋ｄＤに広げられる。

ところで、互いに平行な状態で隣り合う１組の導電糸の間における単位長さあたりの静電容量Ｃｐは、一般に下記の（式２）で求められる。ただし、Ｄは各導電糸の間隔であり、ａは各導電糸を均一な太さの円柱とみなした際の円柱の半径であり、εは各導電糸間にある物質の誘電率である。

この（式２）から、上述した静電容量Ｃを求めることができる。すなわち、引張変形検知布１１を互いに平行に配設された導電糸１１Ｄ、１１Ｅにより構成されるＭｃ個のキャパシタの並列接続と考えることで、上記静電容量Ｃを下記の（式３）で求めることができる。ただし、Ｄは各導電糸の間隔であり、ａは各導電糸を均一な太さの円柱とみなした際の円柱の半径であり、εは各導電糸間にある物質の誘電率であり、ｗは織物１１Ｃの導電糸１１Ｄ、１１Ｅの方向の寸法である。

この（式３）から、引張変形検知布１１の織物１１Ｃにおける伸縮方向の引張変形ｄＬにより、導電糸１１Ｄ、１１Ｅ間の間隔Ｄが伸縮量ｄＤだけ変化されて、引張変形検知布１１の静電容量Ｃが変化されることが分かる。この静電容量Ｃの変化は、ケーブル１１Ｂを介した電気的な信号として信号検出装置１３に伝えられ（図１参照）、この信号検出装置１３により引張変形検知布１１が検知する引張変形ｄＬの信号として抽出される。同様に、引張変形検知布１２の静電容量の変化は、ケーブル１２Ｂを介した電気的な信号として信号検出装置１３に伝えられ、この信号検出装置１３により引張変形検知布１２が検知する引張変形の信号として抽出される。

上記構成によれば、被服１０Ａに設けられた引張変形検知布１１、１２が検知する引張変形ｄＬにより計測対象者Ｈの肺気量を求める。これにより、計測対象者Ｈの自然な状態での呼吸を低侵襲で計測することができる。
また、引張変形検知布１１、１２は引張変形ｄＬを絶縁状態が維持される導電糸同士間の静電容量Ｃによって検出するので、電力を消費することなく引張変形ｄＬを検知することができる。これにより、呼吸計測装置１の全体としての消費電力を低減させることができる。

上述したデータ処理装置２０の構成について説明する。なお、本明細書においては、関数は「〈〉」をつけて表し、この「〈〉」の中に関数のパラメータを入れて表すものとする。また、あるパラメータがベクトル量であることを表す際に、そのパラメータを表す文字を「［］」の中に入れる表現を使用するものとする。
本実施形態のデータ処理装置２０は、上述した出力装置２０Ａおよび無線受信装置２０Ｂ（図１参照）と、キーボードおよびマウスを含む入力手段２０Ｃ（図７参照）と、記録媒体および演算装置を含むハードウェア資源（図示省略）と、を備えたパーソナルコンピュータである。ここで、データ処理装置２０は、前もってインストールされたソフトウェアにより、上記ハードウェア資源を、後述する記憶部２０Ｄ、横隔膜伸縮長導出手段２１、Ｖｎ導出手段２２、Ｖ導出手段２３、および、フィルタ２４の各構成として機能させるようになっている。

上記無線受信装置２０Ｂは、図７に示すように、上述した信号検出装置１３（図１参照）からの電波Ｒを受信すると、この電波Ｒをデータ処理装置２０におけるデータ処理に用いることができる形に変換して、横隔膜伸縮長導出手段２１およびＶｎ導出手段２２に出力する。
すなわち、無線受信装置２０Ｂは、上記電波Ｒから引張変形検知布１１が検知する引張変形の信号を抽出して、この信号と前もって入力されている被服１０Ａの寸法とから、計測対象者Ｈの腹部における臍を通る周長ａｂｇを求める。これは、本発明における「第１部位測定ステップ」に相当する。また、無線受信装置２０Ｂは、上記電波Ｒから引張変形検知布１２が検知する引張変形の信号を抽出して、この信号と前もって入力されている被服１０Ａの寸法とから、計測対象者Ｈの胸部における剣状突起を通る周長ｃｈｇを求める。これは、本発明における「第２部位測定ステップ」に相当する。そして、無線受信装置２０Ｂは、上記周長ａｂｇを横隔膜伸縮長導出手段２１に出力し、上記周長ｃｈｇをＶｎ導出手段２２に出力する。

上記横隔膜伸縮長導出手段２１は、上記無線受信装置２０Ｂから入力される周長ａｂｇに対して、記憶部２０Ｄに前もって記憶された関数Ｈｄｉａ〈〉および腹腔形状パラメータ［ｐａｂ］を参照する。
ついで、横隔膜伸縮長導出手段２１は、計測対象者Ｈの横隔膜Ｈ３（図８ないし図１０参照）の胸腔方向（図示上下方向）への伸縮長Ｈｄｉａを、下記の（式４）により導出する。これは、本発明における「横隔膜伸縮長導出ステップ」に相当する。

ここで、上記腹腔形状パラメータ［ｐａｂ］および関数Ｈｄｉａ〈〉は、技術者（図示省略）が入力手段２０Ｃを介して前もって記憶部２０Ｄに入力して記憶させたものである。具体的には、腹腔形状パラメータ［ｐａｂ］は、人体の前後方向および左右方向の寸法、人体の胸部における楕円率および上下方向の寸法などを成分としたベクトル量であり、各成分には公知の統計量または計測対象者Ｈに合わせて調整された量が用いられる。また、関数Ｈｄｉａ〈〉は、技術者により後述する人体モデル（図８ないし図１０参照）に対応して設定される。

上記横隔膜伸縮長導出手段２１は、導出した伸縮長ＨｄｉａをＶｎ導出手段２２に出力する。このＶｎ導出手段２２は、上記横隔膜伸縮長導出手段２１から入力される伸縮長Ｈｄｉａおよび上述した無線受信装置２０Ｂから入力される周長ｃｈｇに対して、記憶部２０Ｄに前もって記憶された部分構造数Ｎ（自然数）を参照し、このＮ以下の全ての自然数ｎに対して、後述する「Ｖｎ導出ステップ」を実行する。この「Ｖｎ導出ステップ」の繰り返しは、本発明における「繰り返しステップ」に相当する。
ｎ回目（１≦ｎ≦Ｎ）に実行されるＶｎ導出ステップにおいては、Ｖｎ導出手段２２は、記憶部２０Ｄから関数Ｖｎ〈〉および部分構造形状パラメータ［ｐｎ］を参照する。ついで、Ｖｎ導出手段２２は、計測対象者Ｈの肺を構成するｎ番目の部分構造における部分肺気量Ｖｎを、下記の（式５）により導出する。

ここで、上記部分構造形状パラメータ［ｐｎ］および関数Ｖｎ〈〉ならびに部分構造数Ｎは、技術者（図示省略）が入力手段２０Ｃを介して前もって記憶部２０Ｄに入力して記憶させたものである。具体的には、部分構造形状パラメータ［ｐｎ］は、人体の前後方向および左右方向の寸法、人体の胸部における楕円率および上下方向の寸法などを成分としたベクトル量であり、各成分には公知の統計量または計測対象者Ｈに合わせて調整された量が用いられる。また、関数Ｖｎ〈〉および部分構造数Ｎは、技術者により後述する人体モデル（図８ないし図１０参照）に対応して設定される。

上述した関数Ｈｄｉａ〈〉、関数Ｖｎ〈〉、および、部分構造数Ｎを設定するための人体モデルについて、図８ないし図１０を用いて説明する。ヒトの肺の形状は、肺が人体の横断面Ｈ４に沿う外側方向にどの程度膨らんでいるかと、横隔膜Ｈ３の胸腔方向（図示上下方向）への伸縮長と、をパラメータとして決定される。
上記各パラメータは、所定の人体モデルを設定することで、ヒトの腹部における臍を通る周長ａｂｇと、ヒトの胸部における剣状突起を通る周長ｃｈｇと、から変換して求めることができる。周長ａｂｇと周長ｃｈｇとの組み合わせによりヒトの肺の形状を求める構成により、この肺の形状変化をより正確に捉えて、部分肺気量を求める精度を向上させることができる。

例えば、図８は、ヒトの肺Ｈ１全体を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔Ｈ２を楕円筒形状とみなした人体モデルの例である。この人体モデルでは、肺Ｈ１全体が１つの容器であるので、部分構造数Ｎ＝１である。この人体モデルでは、図８に示すように、周長ａｂｇが伸張するにつれて、腹腔Ｈ２が上下方向に平たくなって横隔膜Ｈ３が下方に移動し、肺Ｈ１が上下方向に伸張する。ここから、周長ａｂｇの関数Ｈｄｉａ〈〉を求めることができる。また、周長ｃｈｇが伸張するにつれて、肺Ｈ１が人体の横断面Ｈ４に沿う外側方向に膨らんでいく。
このため、上記人体モデルにおける部分肺気量Ｖｎ＝Ｖ１（これは肺Ｈ１全体の肺気量Ｖに等しい。）は、上記周長ｃｈｇと、上記関数Ｈｄｉａ〈〉および周長ａｂｇから導かれる肺Ｈ１の上下方向の伸張と、から求めることができる。なお、上記人体モデルにおける各関係を文字式で表して式変形を行うと、以下の（式１）が導出される。

ここで、Ｐ０、Ｐ１、Ｐ２は腹腔形状パラメータ［ｐａｂ］および部分構造形状パラメータ［ｐｎ］から求めることができる所定の係数であり、ヒトの身体部位の形状に基づいて設定される。
上記方法によれば、ヒトの肺Ｈ１を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔Ｈ２を楕円筒形状とみなした人体モデルを採用しながら、比較的簡単な計算により計測対象者Ｈの肺の部分肺気量Ｖｎを求めることができる。ここで、上記人体モデルは、ヒトの肺全体を１つの円筒容器とみなした人体モデルと比べて実際の人体の形状に近いので、計測対象者Ｈの呼吸計測の精度を向上させることができる。

また、図９は、ヒトの右肺Ｈ６および左肺Ｈ５を楕円体形状の容器とみなし、ヒトの腹腔Ｈ２を楕円筒形状とみなした人体モデルの例である。この人体モデルでは、肺Ｈ１全体が右肺Ｈ６および左肺Ｈ５の２つの容器で構成されているので、部分構造数Ｎ＝２である。この人体モデルでは、図９に示すように、周長ａｂｇが伸張するにつれて、腹腔Ｈ２が上下方向に平たくなって横隔膜Ｈ３が下方に移動し、右肺Ｈ６および左肺Ｈ５が上下方向に伸張する。ここから、周長ａｂｇの関数Ｈｄｉａ〈〉を求めることができる。また、周長ｃｈｇが伸張するにつれて、右肺Ｈ６および左肺Ｈ５が人体の横断面Ｈ４に沿う外側方向に膨らんでいく。
このため、上記人体モデルにおける右肺Ｈ６および左肺Ｈ５の各部分肺気量Ｖ１、Ｖ２は、上記周長ｃｈｇと、上記関数Ｈｄｉａ〈〉および周長ａｂｇから導かれる肺Ｈ１の上下方向の伸張と、から求めることができる。この各関係は、上述した（式５）と同様の式で表してこの式の式変形を行うことで、上記周長ｃｈｇおよび周長ａｂｇを用いて書き下された推定式として導出することができる。

また、図１０は、ヒトの肺Ｈ１および腹腔Ｈ２を実際の形状に即して再現した人体モデルの例である。この人体モデルでは、肺Ｈ１全体が右肺Ｈ６および左肺Ｈ５の２つの容器で構成されているので、部分構造数Ｎ＝２である。この人体モデルでも、周長ａｂｇの伸張および収縮に伴う腹腔Ｈ２の変形から周長ａｂｇの関数Ｈｄｉａ〈〉を求め、この関数Ｈｄｉａ〈〉と周長ｃｈｇの伸張および収縮に伴う右肺Ｈ６および左肺Ｈ５の変形からこの右肺Ｈ６および左肺Ｈ５の各部分肺気量Ｖ１、Ｖ２を求めることができる。
なお、本発明において採用することができる人体モデルは上述した３例に限定されない。すなわち、肺Ｈ１を構成する各部分構造の数および形状は特に限定されず、この各部分構造および腹腔Ｈ２が、周長ａｂｇおよび周長ｃｈｇの伸張および収縮によってどのように変形するかを示す人体モデルは、適宜変更することができる。

ところで、上述したＶｎ導出手段２２は、図７に示すように、このＶｎ導出手段２２が導出した各ＶｎをＶ導出手段２３に出力する。このＶ導出手段２３は、上記Ｖｎ導出手段２２から入力される各Ｖｎに対して、記憶部２０Ｄに前もって記憶されたＷｎを参照する。
ついで、Ｖ導出手段２３は、計測対象者Ｈの肺全体における肺気量Ｖを、下記の線形多項式（式６）により導出する。これは、本発明における「Ｖ導出ステップ」に相当する。

ここで、上記各Ｗｎは各Ｖｎをパラメータとした線形多項式（式６）の係数であり、技術者（図示省略）が入力手段２０Ｃを介して前もって記憶部２０Ｄに入力して記憶させた各Ｖｎの重み付けである。なお、上記線形多項式（式６）により導出されたＶは、フィルタ２４によるフィルタリング処理（本発明における「フィルタリングステップ」に相当する。）を経て出力装置２０Ａから出力される。

上記線形多項式（式６）によれば、上記技術者が上記各Ｗｎを調整することで、計測対象者Ｈの肺Ｈ１のモデル（図８ないし図１０参照）を適宜調整することができる。これにより、計測対象者Ｈの肺Ｈ１のモデルにおいて、計測対象者Ｈの身体機能の個人差や部分的な機能低下に柔軟に対応して、計測対象者Ｈの呼吸計測の精度を向上させることができる。
例えば、計測対象者Ｈが気胸の患者であってその右肺が正常に機能しない場合、計測対象者Ｈの胸部または腹部の周長が変化しても、計測対象者Ｈの右肺にはほとんど空気の出入りがない。この場合、Ｖｎ導出手段２２において図９または図１０に示す人体モデル（すなわち、右肺Ｈ６と左肺Ｈ５とが別々の部分構造となる人体モデル）を採用し、右肺Ｈ６の部分肺気量Ｖ１に対応する係数Ｗ１を０または０に近い値とすることで、計測対象者Ｈの肺Ｈ１全体の肺気量Ｖをより正確に評価することができる。

上述したフィルタ２４の構成について説明する。上述した線形多項式（式６）によりＶ導出手段２３が導出したＶは、まずフィルタ２４の第１フィルタ２４Ａに入力される。この第１フィルタ２４Ａは、上述した無線受信装置２０Ｂに所定のサンプリング周波数で送信される各引張変形の信号から、Ｖ導出手段２３が離散的に導出する肺気量Ｖを時系列の順に保存する。
ついで、第１フィルタ２４Ａは、上記肺気量Ｖの時系列における所定の区間（本実施形態では当該区間に前後の２区間ずつを加えた５区間）の単純移動平均を算定する。これにより、肺気量Ｖの時系列に含まれる外れ値の影響を低減させて、肺気量Ｖの変動量（およびこの変動量から求められる気流速度ＶＡ）をより正確に求めることができる。すなわち、上記単純移動平均の算定は、本発明における「第１フィルタリングステップ」に相当する。そして、第１フィルタ２４Ａは、算定することができた単純移動平均を第１フィルタ２４Ａが機能された肺気量Ｖとして第１判定手段２４Ｂおよび気流速度導出部２４Ｆに随時出力する。

上記第１判定手段２４Ｂは、上記第１フィルタ２４Ａから入力される肺気量Ｖに対して、以下の処理を行う。すなわち、第１判定手段２４Ｂは、第１フィルタ２４Ａから肺気量Ｖが入力されると、この肺気量Ｖと前回に処理を行った肺気量Ｖとの差をとることで、肺気量Ｖの変動量を求めて時系列の順に保存する。ついで、第１判定手段２４Ｂは、上記肺気量Ｖの変動量の時系列において、この変動量の正負が入れ替わる時点の肺気量Ｖに対して、この肺気量Ｖが極値となっていると判定する。すなわち、上記操作は本発明における「第１判定ステップ」に相当する。
ここで、ある変動量Ｘの「正負が入れ替わる時点」とは、変動量Ｘに対して以下の３つの条件が全て成立する時点のことである。
（あ）その時点から過去側に向かう所定数の区間（本実施形態では２区間）において、変動量Ｘの正負が変化しない。
（い）その時点から未来側に向かう所定数の区間（本実施形態では２区間）において、変動量Ｘの正負が変化しない。
（う）上記（あ）において変化しない変動量Ｘの正負と、上記（い）において変化しない変動量Ｘの正負とは、その正負が異なる。

第１判定手段２４Ｂは、上記第１判定ステップを経た肺気量Ｖを、第１シャープネスフィルタ２４Ｃおよび第２フィルタ２４Ｄに出力する。上記第１シャープネスフィルタ２４Ｃは、入力された肺気量Ｖに対して、第１判定手段２４Ｂが極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における肺気量Ｖを保持するように平滑化処理を行い、平滑化処理された肺気量Ｖを合成出力部２４Ｅに出力する。すなわち、上記操作は本発明における「第１シャープネスステップ」に相当する。
また、上記第２フィルタ２４Ｄは、入力された肺気量Ｖに対して、第１判定手段２４Ｂが極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた肺気量Ｖの全体をハイカットフィルタにより平滑化処理し、平滑化処理された肺気量Ｖを合成出力部２４Ｅに出力する。すなわち、上記操作は本発明における「第２フィルタリングステップ」に相当する。

上述した気流速度導出部２４Ｆは、上述した第１フィルタ２４Ａから入力される肺気量Ｖに対して、以下の処理を行う。すなわち、気流速度導出部２４Ｆは、第１フィルタ２４Ａから肺気量Ｖが入力されると、この肺気量Ｖと前回に処理を行った肺気量Ｖとの差から肺気量Ｖの変動量を求める。
ついで、気流速度導出部２４Ｆは、肺気量Ｖの変動量と第１フィルタ２４Ａからの入力の時間間隔とから気流速度ＶＡを肺気量Ｖの時間微分として算定して時系列の順に保存する。そして、気流速度導出部２４Ｆは、保存された気流速度ＶＡを第２判定手段２４Ｇに出力する。すなわち、上記操作は本発明における「気流速度導出ステップ」に相当する。

上記第２判定手段２４Ｇは、上記気流速度導出部２４Ｆから入力される気流速度ＶＡに対して、以下の処理を行う。すなわち、第２判定手段２４Ｇは、気流速度導出部２４Ｆから気流速度ＶＡが入力されると、この気流速度ＶＡと前回に処理を行った気流速度ＶＡとの差をとることで、気流速度ＶＡの変動量を求めて時系列の順に保存する。
ついで、第２判定手段２４Ｇは、上記気流速度ＶＡの変動量の時系列において、この変動量の正負が入れ替わる時点の気流速度ＶＡに対して、この気流速度ＶＡが極値となっていると判定する。ここで、気流速度ＶＡの「正負が入れ替わる時点」とは、気流速度ＶＡを変動量Ｘとしたときに、上述した（あ）から（う）の３つの条件が全て成立する時点のことである。すなわち、上記操作は本発明における「第２判定ステップ」に相当する。

第２判定手段２４Ｇは、上記第２判定ステップを経た気流速度ＶＡを、第２シャープネスフィルタ２４Ｈおよび第３フィルタ２４Ｉに出力する。上記第３フィルタ２４Ｉは、入力された気流速度ＶＡに対して、第２判定手段２４Ｇが極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた気流速度ＶＡの全体をハイカットフィルタにより平滑化処理し、平滑化処理された気流速度ＶＡを合成出力部２４Ｅに出力する。すなわち、上記操作は本発明における「第３フィルタリングステップ」に相当する。
また、上記第２シャープネスフィルタ２４Ｈは、入力された気流速度ＶＡに対して、第２判定手段２４Ｇが極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における気流速度ＶＡを保持するように平滑化処理を行い、平滑化処理された気流速度ＶＡを合成出力部２４Ｅに出力する。すなわち、上記操作は本発明における「第２シャープネスステップ」に相当する。

上記合成出力部２４Ｅは、第１シャープネスフィルタ２４Ｃおよび第２フィルタ２４Ｄからそれぞれ入力される肺気量Ｖを、第２シャープネスフィルタ２４Ｈおよび第３フィルタ２４Ｉからそれぞれ入力される気流速度ＶＡを反映させながら合成し、合成された肺気量Ｖを出力装置２０Ａに出力する。すなわち、上記操作は本発明における「合成出力ステップ」に相当する。そして、合成出力部２４Ｅから出力された肺気量Ｖは、出力装置２０Ａから外部に出力される。
上記合成出力ステップにおいて、第１シャープネスフィルタ２４Ｃおよび第２フィルタ２４Ｄからそれぞれ入力される肺気量Ｖは、まず、合成出力部２４ＥのＶ合成部２４Ｊにおいて、第１シャープネスフィルタ２４Ｃから入力される肺気量Ｖの、各極値およびその前後の所定の時間範囲における値が保持されるように１つの肺気量Ｖに合成される。上記Ｖ合成部２４Ｊを経た肺気量Ｖを用いると、Ｖ導出手段２３が導出した肺気量Ｖに含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、計測対象者Ｈが最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後（すなわち、肺気量Ｖが極大値となった直後）において、呼気量が平滑化されることを抑えることができる。このため、計測対象者Ｈの呼吸計測により計測対象者Ｈの呼吸器疾患を診断する際に、慢性閉塞性肺疾患を識別して診断する精度を向上させることができる。

合成出力ステップにおいて、上述したＶ合成部２４Ｊを経た肺気量Ｖは、合成出力部２４Ｅの統合部２４Ｋにおいて、第２シャープネスフィルタ２４Ｈおよび第３フィルタ２４Ｉからそれぞれ入力される気流速度ＶＡが統合されることで、この各気流速度ＶＡが反映された肺気量Ｖに修正され、出力装置２０Ａに出力される。
なお、上記肺気量Ｖと気流速度ＶＡとの統合において、Ｖ合成部２４Ｊを経た肺気量Ｖおよび第２シャープネスフィルタ２４Ｈから入力される気流速度ＶＡの、各極値およびその前後の所定の時間範囲における値は、それぞれが保持されるように肺気量Ｖに反映される。このため、合成出力部２４Ｅは、肺気量Ｖを、時間に対してＣ^２級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値として出力する。

上記構成によれば、フィルタ２４は、肺気量Ｖの時間微分により気流速度ＶＡを導出し、この気流速度ＶＡに含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、気流速度ＶＡの変動量の正負が入れ替わる時点の気流速度ＶＡを極値と判定し、この極値を保持して肺気量Ｖに反映させる。このため、フィルタ２４は、肺気量Ｖを、時間に対してＣ^２級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値として出力することができる。これにより、計測対象者Ｈの肺気量Ｖの時間変化からフローボリューム曲線を導出して呼吸器疾患の診断をする際に、この診断の精度を向上させることができる。
例えば、計測対象者Ｈの肺気量Ｖにおいて時間変化の変曲点が保持されることで、この肺気量Ｖから導出されるフローボリューム曲線において、呼吸器の拘束性障害と中枢気道狭窄との間における形状の違いなどの微妙な形状の違いを識別して計測対象者Ｈの呼吸器疾患を診断することができる。また、例えば計測対象者Ｈの気道に痰などの分泌物が貯留している場合には、計測対象者Ｈのフローボリューム曲線に細かい揺らぎが生じるが、上記肺気量Ｖが時間に対するＣ^２級の値であることで、上記揺らぎを明りょうに識別して計測対象者Ｈの診断を行うことができる。

本発明は、上述した一実施形態で説明した外観、構成に限定されず、本発明の要旨を変更しない範囲で種々の変更、追加、削除が可能である。例えば、以下のような各種の形態を実施することができる。
（１）データ処理装置のフィルタにおいて、合成出力部のＶ合成部を経た肺気量Ｖを直接出力装置に出力させる実施形態を採用することができる。この場合でも、Ｖ導出手段が導出した肺気量Ｖに含まれるノイズを平滑化処理により低減させながら、計測対象者が最大限まで吸い込んだ息を吐き始めた直後（すなわち、肺気量Ｖが極大値となった直後）において、呼気量が平滑化されることを抑えることができる。このため、計測対象者の呼吸計測によりこの計測対象者の呼吸器疾患を診断する際に、慢性閉塞性肺疾患を識別して診断する精度を向上させることができる。
（２）データ処理装置のフィルタにおいて、第１判定ステップを経た肺気量Ｖを１つの第１兼用フィルタに出力し、この第１兼用フィルタを第１判定手段の判定結果に基づいて第１シャープネスフィルタと第２フィルタとに切り替えて処理を行うことで、合成出力部からＶ合成部を省略することができる。
（３）データ処理装置のフィルタにおいて、第２判定ステップを経た気流速度ＶＡを１つの第２兼用フィルタに出力し、この第２兼用フィルタを第２判定手段の判定結果に基づいて第２シャープネスフィルタと第３フィルタとに切り替えて処理を行う実施形態を採用することができる。
（４）引張変形検知布は、織物として構成されたものに限定されない。すなわち、引張変形検知布を、編物や不織布、組紐、または、上記各素材を組み合わせた複合素材など、任意の布構造（textile）により構成されたものとすることができる。
（５）引張変形検知布が取り付けられる被服はＴシャツに限定されず、ブラジャー、コルセット、ショーツ、パンツ、ボディースーツ、ブラウスなど、計測対象者の胴体に着用される被服であればどんなものでもよい。また、引張変形検知布が取り付けられる被服を腹巻やベルトなどの帯とすることで、測定手段の計測対象者への着脱を容易とした構成を用いることもできる。
（６）測定手段の形状および構成は、上記実施形態の構成に限定されない。例えば、測定手段において、引張変形検知布の形状および配置を変更して、計測対象者の体表上における任意の複数部位の長さを測定する構成を用いることができる。また、計測対象者の体表上における部位の長さを測定する際に、上記実施形態の引張変形検知布の代わりにひずみゲージが取り付けられた被服や、計測対象者の体表上に複数個のマーカを貼り付けて、この各マーカの位置を検知して計測対象者の測定を行うモーションキャプチャシステムを使用することができる。
（７）本発明の呼吸計測方法および呼吸計測装置は計測対象者としてヒトを対象としたものに限定されない。すなわち、本発明は、呼吸計測装置の測定手段の形状および構成と、データ処理装置に入力される各パラメータおよびモデルと、を変更することで、肺と横隔膜とを有する任意の生物に対して、この生物の肺呼吸に伴う肺気量の変動量を求めることができる。

１ 呼吸計測装置
１０ 測定手段（第１部位測定手段、第２部位測定手段）
１０Ａ 被服
１０Ｂ 無線送信装置
１１ 第１の引張変形検知布
１１Ａ ケーブル
１１Ｂ ケーブル
１１Ｃ 織物（布構造）
１１Ｄ 導電糸
１１Ｅ 導電糸
１１Ｆ 電極
１１Ｇ 電極
１２ 第２の引張変形検知布
１２Ａ ケーブル
１２Ｂ ケーブル
１３ 信号検出装置
２０ データ処理装置
２０Ａ 出力装置
２０Ｂ 無線受信装置
２０Ｃ 入力手段
２０Ｄ 記憶部
２１ 横隔膜伸縮長導出手段
２２ Ｖｎ導出手段
２３ Ｖ導出手段
２４ フィルタ
２４Ａ 第１フィルタ
２４Ｂ 第１判定手段
２４Ｃ 第１シャープネスフィルタ
２４Ｄ 第２フィルタ
２４Ｅ 合成出力部
２４Ｆ 気流速度導出部
２４Ｇ 第２判定手段
２４Ｈ 第２シャープネスフィルタ
２４Ｉ 第３フィルタ
２４Ｊ Ｖ合成部
２４Ｋ 統合部
Ｄ 間隔
ｄＤ 伸縮量
ｄＬ 引張変形
Ｈ 計測対象者（ヒト、生物）
Ｈ１ 肺
Ｈ２ 腹腔
Ｈ３ 横隔膜
Ｈ４ 横断面
Ｈ５ 左肺
Ｈ６ 右肺
Ｌ 寸法
Ｒ 電波
Ｖ 肺気量
ＶＡ 気流速度
ｗ 寸法

Claims (9)

1. 肺と横隔膜とを有する生物であるヒトを対象として、当該ヒトの肺呼吸に伴う肺気量（Ｖ）の変動量を求めることができる呼吸計測方法であって、
   前記生物の体表上における第１部位の所定方向の長さとして、前記ヒトの腹部における臍を通る周長を測定する第１部位測定ステップと、
   前記生物の体表上における第２部位の所定方向の長さとして、前記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長を測定する第２部位測定ステップと、
   前記第１部位の所定方向の長さを用いて、前記横隔膜の胸腔方向への伸縮長を求める横隔膜伸縮長導出ステップと、
   Ｎを自然数、ｎをＮ以下の自然数とした場合に、前記ヒトの前記肺を構成するＮ個の部分構造の１つにおける部分肺気量（Ｖｎ）を、前記横隔膜の前記伸縮長と前記第２部位の所定方向の長さとを用いて求めるＶｎ導出ステップと、
   前記Ｖｎ導出ステップをＮ回実行することで、前記ヒトの前記肺全体に対応する前記Ｎ個の前記部分構造の全てに対して、前記部分肺気量（Ｖｎ）をそれぞれ求める繰り返しステップと、
   前記繰り返しステップにより求められた前記各部分肺気量（Ｖｎ）をパラメータとする線形多項式を計算することで、前記ヒトの前記肺気量（Ｖ）を求めるＶ導出ステップと、を備えていることを特徴とする呼吸計測方法。
2. 請求項１に記載の呼吸計測方法であって、
   前記ヒトの腹部における臍を通る周長をａｂｇと表し、
   前記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長をｃｈｇと表した場合に、
   前記Ｖｎ導出ステップにおいて、前記部分肺気量（Ｖｎ）を次に示す式１と同値な式により求めることを特徴とする呼吸計測方法。
   
   ここで、Ｐ０、Ｐ１、Ｐ２は前記ヒトの身体部位の形状に基づいて設定される係数である。
3. 請求項１または請求項２に記載の呼吸計測方法であって、
   前記肺気量（Ｖ）にフィルタリング処理を行うフィルタリングステップを備え、
   前記フィルタリングステップは、
   前記Ｖ導出ステップにより求められた前記肺気量（Ｖ）に、当該肺気量（Ｖ）に含まれる外れ値の影響を低減させる第１フィルタを機能させる第１フィルタリングステップと、
   前記第１フィルタリングステップを経た前記肺気量（Ｖ）に対して当該肺気量（Ｖ）の変動量を求め、当該変動量の正負が入れ替わる時点の前記肺気量（Ｖ）に対して、当該肺気量（Ｖ）が極値となっていると判定する第１判定ステップと、
   前記第１判定ステップにより極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における前記肺気量（Ｖ）に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における前記肺気量（Ｖ）を保持する第１シャープネスフィルタを機能させる第１シャープネスステップと、
   前記第１判定ステップにより極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における前記肺気量（Ｖ）に対して、当該肺気量（Ｖ）を平滑化処理する第２フィルタを機能させる第２フィルタリングステップと、を備え、
   前記肺気量（Ｖ）に前記第１シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、この極値が極大値である場合に、慢性閉塞性肺疾患の兆候が前記肺気量（Ｖ）に現れる前記極大値の直後の時間範囲が含まれる時間範囲とされている、
   呼吸計測方法。
4. 請求項３に記載の呼吸計測方法であって、
   前記第１フィルタリングステップを経た前記肺気量（Ｖ）に対して、当該肺気量（Ｖ）の時間微分により気流速度を導出する気流速度導出ステップと、
   前記気流速度導出ステップにより導出された前記気流速度に対して当該気流速度の変動量を求め、当該変動量の正負が入れ替わる時点の前記気流速度に対して、当該気流速度が極値となっていると判定する第２判定ステップと、
   前記第２判定ステップにより極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における前記気流速度に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における前記気流速度を保持する第２シャープネスフィルタを機能させる第２シャープネスステップと、
   前記第２判定ステップにより極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における前記気流速度に対して、当該気流速度を平滑化処理する第３フィルタを機能させる第３フィルタリングステップと、
   前記第１シャープネスステップを経た前記肺気量（Ｖ）および前記第２フィルタリングステップを経た前記肺気量（Ｖ）を、前記第２シャープネスステップを経た前記気流速度および前記第３フィルタリングステップを経た前記気流速度を反映させながら合成して、合成された前記肺気量（Ｖ）を出力する合成出力ステップと、を備え、
   前記気流速度に前記第２シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、前記合成出力ステップにおいて出力される前記肺気量（Ｖ）を、時間に対してＣ ^２ 級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値とすることを可能とする時間範囲とされている、
   呼吸計測方法。
5. 肺と横隔膜とを有する生物であるヒトを対象として、当該ヒトの肺呼吸に伴う（Ｖ）の変動量を求めることができる呼吸計測装置であって、
   前記生物の体表上における第１部位の所定方向の長さとして、前記ヒトの腹部における臍を通る周長を測定するための第１部位測定手段と、
   前記生物の体表上における第２部位の所定方向の長さとして、前記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長を測定するための第２部位測定手段と、
   前記第１測定手段が測定した前記第１部位の所定方向の長さが入力されることで、前記横隔膜の胸腔方向への伸縮長を導出する横隔膜伸縮長導出手段と、
   Ｎを自然数、ｎをＮ以下の自然数とした場合に、前記第２測定手段が測定した前記第２部位の所定方向の長さと、前記横隔膜伸縮長導出手段が導出した前記横隔膜の前記伸縮長と、が入力されることで、前記ヒトの前記肺を構成するＮ個の部分構造の１つにおける部分肺気量（Ｖｎ）を導出することをＮ回実行して、前記ヒトの前記肺全体に対応する前記Ｎ個の前記部分構造の全てに対して、前記部分肺気量（Ｖｎ）をそれぞれ導出するＶｎ導出手段と、
   前記Ｖｎ導出手段が導出した前記各部分肺気量（Ｖｎ）が入力されることで、当該各部分肺気量（Ｖｎ）をパラメータとする線形多項式を計算して、前記ヒトの前記肺気量（Ｖ）を導出するＶ導出手段と、を備えていることを特徴とする呼吸計測装置。
6. 請求項５に記載の呼吸計測装置であって、
   前記ヒトの腹部における臍を通る周長をａｂｇと表し、
   前記ヒトの胸部における剣状突起を通る周長をｃｈｇと表した場合に、
   前記Ｖｎ導出手段は、前記部分肺気量（Ｖｎ）を次に示す式１と同値な式により導出することを特徴とする呼吸計測装置。
   
   ここで、Ｐ０、Ｐ１、Ｐ２は前記ヒトの身体部位の形状に基づいて設定される係数である。
7. 請求項６に記載の呼吸計測装置であって、
   前記第１部位測定手段は、前記ヒトの胴体に着用される被服における少なくとも前記ヒトの臍を含む腹部に対応して設けられた第１の引張変形検知布が検知する引張変形により前記ａｂｇを測定し、
   前記第２部位測定手段は、前記ヒトの前記胴体に着用される被服における少なくとも前記ヒトの剣状突起を含む胸部に対応して設けられた第２の引張変形検知布が検知する引張変形により前記ｃｈｇを測定し、
   前記第１の引張変形検知布および前記第２の引張変形検知布は、複数の導電糸を含んで構成された布構造（textile）を、引張変形を検知するべき周長の周長方向に伸縮自在にするとともに、その伸縮に伴って前記導電糸の隣接するもの同士の間隔が変化し、その隣接する導電糸同士間は絶縁状態が維持されるように構成されて、隣接する各導電糸が静電容量を測定するための一対の電極となることで、当該一対の電極間の静電容量によって引張変形を検知することを特徴とする呼吸計測装置。
8. 請求項５から請求項７のいずれかに記載の呼吸計測装置であって、
   前記肺気量（Ｖ）にフィルタリング処理を行うフィルタを備え、
   前記フィルタは、
   前記Ｖ導出手段が導出した前記肺気量（Ｖ）に機能して、当該肺気量（Ｖ）に含まれる外れ値の影響を低減させる第１フィルタと、
   前記第１フィルタが機能された前記肺気量（Ｖ）に対して当該肺気量（Ｖ）の変動量を求め、当該変動量の正負が入れ替わる時点の前記肺気量（Ｖ）に対して、当該肺気量（Ｖ）が極値となっていると判定する第１判定手段と、
   前記第１判定手段により極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における前記肺気量（Ｖ）に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における前記肺気量（Ｖ）を保持するように機能する第１シャープネスフィルタと、
   前記第１判定手段により極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における前記肺気量（Ｖ）に対して、当該肺気量（Ｖ）を平滑化処理する第２フィルタと、を備え、
   前記肺気量（Ｖ）に前記第１シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、この極値が極大値である場合に、慢性閉塞性肺疾患の兆候が前記肺気量（Ｖ）に現れる前記極大値の直後の時間範囲が含まれる時間範囲とされている、
   呼吸計測装置。
9. 請求項８に記載の呼吸計測装置であって、
   前記第１フィルタが機能された前記肺気量（Ｖ）に対して、当該肺気量（Ｖ）の時間微分により気流速度を導出する気流速度導出部と、
   前記気流速度導出部が導出した前記気流速度に対して当該気流速度の変動量を求め、当該変動量の正負が入れ替わる時点の前記気流速度に対して、当該気流速度が極値となっていると判定する第２判定手段と、
   前記第２判定手段により極値となっていると判定された時点およびその前後の所定の時間範囲における前記気流速度に対して、極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲における前記気流速度を保持するように機能する第２シャープネスフィルタと、
   前記第２判定手段により極値と判定した時点およびその前後の所定の時間範囲を除いた時間範囲における前記気流速度に対して、当該気流速度を平滑化処理する第３フィルタと、
   前記第１シャープネスフィルタおよび前記第２フィルタからそれぞれ入力される前記肺気量（Ｖ）を、前記第２シャープネスフィルタおよび前記第３フィルタからそれぞれ入力される前記気流速度を反映させながら合成し、合成された前記肺気量（Ｖ）を出力する合成出力部と、を備え、
   前記気流速度に前記第２シャープネスフィルタが適用される、極値と判定された時点およびその前後の所定の時間範囲は、前記合成出力部において出力される前記肺気量（Ｖ）を、時間に対してＣ ^２ 級であり、かつ、時間変化の変曲点が保持された値とすることを可能とする時間範囲とされている、
   呼吸計測装置。