JP6624552B2 - 生体信号判定装置、方法およびコンピュータプログラム - Google Patents

Description

本願はユーザの身体に装着された複数の電極を利用して生体のインピーダンスを計測し、呼吸に関する情報を抽出する技術に関する。

非特許文献１には、低電流（１０ｎＡ）時の胸部インピーダンスから呼吸情報を抽出する方法が示されている。

非特許文献１に記載された方法の概念を説明する前に、心電の基本成分を説明する。図１は、心電の１周期の基本成分を示す。心電にはＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波というピークがある。ＱＲＳの各波の部分が心室興奮を表す。

図２Ａ〜２Ｃは、非特許文献１に記載された方法の概念を示す。計測時には、４つの電極を胸部の真中に装着する（図２Ａを参照）。図２Ａにおいて、アースを除く、４つに並んだ電極のうち、内側の２つ電極で、電位を計測する。外側の２つの電極間に、低電流（１０ｎＡ）を流す。図２Ｂは電位から計測された胸部インピーダンスを示す。非特許文献１では、心電由来成分のＴ波の包絡線を呼吸曲線と呼び、呼吸曲線には呼吸情報が含まれているとしている。

非特許文献１は、４つの電極を胸部の真中に付けて、胸部インピーダンスを計測している。非特許文献１の実験では、被験者に、「普通呼吸」、「深呼吸」、「無呼吸」、「普通呼吸」という４フェーズの呼吸の仕方をしてもらった。普通呼吸について、周期３秒の呼吸を１５回するよう被験者に指示した。深呼吸について、周期５秒の呼吸を８回するよう被験者に指示した。無呼吸について、息を３０秒間止めるよう被験者に指示した。

図２Ｃは、呼吸の抽出結果を示す。包絡線における周期が実際の呼吸と相関がある。また、無呼吸時の振幅が非常に小さく、深呼吸時の振幅も普通呼吸時の振幅より大きいため、抽出された呼吸情報は実際の呼吸を表す。

特公平３−４２８９９号公報 特開２０１０−２１３７７３号公報

Jeffry Bonar Fernando et. al, "Estimation of respiratory signal from thoracic impedance cardiography in low electrical current", International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, p.3829-3832(2013) Baldwin, E. D., Cournand, A., and Richards, D. W., Jr. "Pulmonary insufficiency: I. Physiological classification, clinical methods of analysis, standard values in normal subjects", Medicine, 27, p.243-278 (1948)

上述した従来の技術では、より正しく呼吸を抽出するための技術の向上が必要とされていた。本願の、限定的ではない例示的なある実施形態は、呼吸をより正しく抽出するための技術を提供する。

上記課題を解決するために、本発明の一態様にかかる生体信号判定装置は、ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である心電に関する情報を受け取って、心電のピークを検知する検知回路と、前記ユーザへの指示を出力する指示出力回路であって、前記指示は、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求める第１の指示、前記ユーザに前記動作を止めるよう求める第２の指示、および前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求める第３の指示を含む、指示出力回路と、前記第３の指示を出力した時刻を起点とする時間区間に検知された前記心電のピークから、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報を生成する処理回路と、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報の変化から、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っているか否かを判定する判定回路とを備えている。

上述の一般的かつ特定の態様は、システム、装置、方法およびコンピュータプログラムを用いて実装され、またはシステム、装置、方法およびコンピュータプログラムの組み合わせを用いて実現され得る。

本発明の一態様にかかる生体信号判定装置によれば、ユーザが吸い切るかつ吐き切るかを判定して、振幅と呼吸量を較正できる。ユーザが息を吸い切っていないあるいは吐き切っていない場合、較正し直すようユーザに指示できる。

心電の１周期の基本成分を示す図である。 非特許文献１に記載された方法の概念を示す図である。 非特許文献１に記載された方法の概念を示す図である。 非特許文献１に記載された方法の概念を示す図である。 呼吸量に対する呼吸曲線の振幅のグラフである。 各被験者の普通呼吸時の呼吸曲線の平均振幅、および深呼吸時の呼吸曲線の平均振幅を示す図である。 各姿勢における普通呼吸時と深呼吸時の平均振幅を示す図である。 特許文献２に記載された呼吸較正方法における伝導体の装着例を示す図である。 特許文献２に記載された呼吸較正方法による計測値を示す図である。ある。 呼吸タイミングを指示して呼吸を較正する方法の概要を示す図である。 振幅・呼吸量変換式の作成方法を示す図である。 振幅・呼吸量変換式の作成方法を示す図である。 振幅・呼吸量変換式の作成方法を示す図である。 振幅・呼吸量変換式の作成方法を示す図である。 センサを付けて取得された呼吸曲線を示す図である。 呼吸曲線の、息を吸い切って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸曲線の、息を半分吸って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸曲線の、息を吐き切って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸曲線の、息を半分吐いて無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 取得した呼吸曲線を示す図である。 呼吸曲線の、息を吸い切って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸曲線の、息を半分吸って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸曲線の、息を吐き切って無呼吸の期間を拡大した模式図である。 呼吸曲線の、息を半分吐いて無呼吸の期間を拡大した模式図である。 図１２Ａおよび１２Ｂで示された呼吸曲線における無呼吸の期間中の標準偏差を示す図である。 図１３Ａおよび１３Ｂで示された呼吸曲線における無呼吸の期間中の標準偏差を示す図である。 実施形態１による生体信号判定システム１００の構成を示す図である。 実施形態１による生体信号判定システム１００の処理の手順を示すフローチャートである。 実施形態２による生体信号判定システム１０１の構成を示す図である。 実施形態２の生体信号判定システム１０１の処理の手順を示すフローチャートである。 実施形態２の生体信号判定システム１０１の処理の手順を示すフローチャート（図１８の続き）である。 実施形態２の生体信号判定システム１０１の処理の手順を示すフローチャート（図１９の続き）である。 無呼吸時の呼吸曲線と呼吸量を示す図である。 無呼吸時の呼吸曲線と呼吸量を示す図である。 センサを付けて取得された呼吸情報を示す図である。 呼吸情報の、息を吸い切って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸情報の、息を半分吸って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸情報の、息を吐き切って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸情報の、息を半分吐いて無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 取得した呼吸情報を示す図である。 呼吸情報の、息を吸い切って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸情報の、息を半分吸って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す図である。 呼吸情報の、息を吐き切って無呼吸の期間を拡大した模式図である。 呼吸情報の、息を半分吐いて無呼吸の期間を拡大した模式図である。 図１２Ａおよび１２Ｂで示された呼吸情報における無呼吸の期間中の標準偏差を示す図である。 図１３Ａおよび１３Ｂで示された呼吸情報における無呼吸の期間中の標準偏差を示す図である。 実施形態３による生体信号判定システム１０２の構成を示す図である。 実施形態３による生体信号判定システム１０２の処理の手順を示すフローチャートである。 実施形態３の変形例１による生体信号判定システム１００の処理の手順を示すフローチャートである。

（実験による知見）
まず初めに、本発明者らが実験を行って得た知見を説明する。なお、以下の実験の説明における「呼吸曲線」とは、心電のＴ波ピークの包絡線を表す。

胸部インピーダンスから抽出された呼吸曲線の振幅は呼吸量に比例する。呼吸量は、典型的には呼吸の種類（たとえば無呼吸、普通呼吸、深呼吸）によって相違する。そのため、呼吸曲線の振幅から呼吸量または呼吸の種類（無呼吸、普通呼吸、深呼吸）を推定できる。本発明者らは、被験者の胸部インピーダンスの計測と同時に、被験者の口にマスクを付けて呼吸代謝測定装置で呼吸量を計測した。図３は、呼吸量に対する呼吸曲線の振幅のグラフを示す。図３は、呼吸量および振幅の計測値がプロットされた図である。図３において実線は各点に基づいて得られた近似曲線を表す。また、図３には、（数１）に示す３次曲線による近似曲線が示されている。
（数１）
Ｖ ＝ −５×１０−６Ａｍｐ３ − ０．０００５Ａｍｐ２ ＋ ０．０７８４ＡｍｐＶは呼吸量、Ａｍｐは振幅を表す。

振幅から呼吸量への変換式を用いれば、計測された呼吸曲線の振幅から呼吸量を推定することが可能になる。

本発明者らは、呼吸曲線の振幅が個人ごとに異なると仮説を立て、その検証を試みた。この仮説が正しければ、振幅・呼吸量の変換式を一律に決めることができないと言える。

本発明者らは、低電流（１０ｎＡ）で２人の被験者の胸部インピーダンスを計測し、それぞれの被験者に普通呼吸と深呼吸をしてもらった。おおよそ同じ呼吸量で呼吸させるために、本発明者らは各被験者に普通呼吸と深呼吸をそれぞれ周期２秒と周期４秒の呼吸をしてもらった。本発明者らは、非特許文献２に記載された方法を用いて胸部インピーダンスから呼吸曲線を抽出し、普通呼吸時と深呼吸時の呼吸曲線の振幅を求めた。

図４Ａは、各被験者の普通呼吸時の呼吸曲線の平均振幅、および深呼吸時の呼吸曲線の平均振幅を示す。被験者１における普通呼吸時および深呼吸時の呼吸曲線の振幅は、それぞれ６．１５μＶおよび１２．４３μＶであった。それに対して、被験者２における普通呼吸時および深呼吸時の呼吸曲線の振幅は、それぞれ２０．１２μＶおよび４７．９０μＶであった。おおよそ同じ呼吸量であっても、被験者２における振幅は被験者１のそれの３倍以上である。よって、振幅・呼吸量の変換式を一律に決めることができないと言える。

更に、本発明者らは、同じ人であっても、インピーダンス計測時の姿勢が異なれば、呼吸曲線の振幅も異なるのではないかと考え、検証を試みた。この仮説が正しい場合もまた、同じ人といえども振幅・呼吸量の変換式を一律に決めることができないことを意味する。

本発明者らは、被験者１に、「座る」、「立つ」、「横になる」という３つの姿勢をしてもらった。本発明者らは、それぞれの姿勢において被験者に普通呼吸と深呼吸をしてもらい、低電流（１０ｎＡ）で被験者の胸部インピーダンスを計測した。上記と同様、非特許文献２に記載された方法を用いて、本発明者らは胸部インピーダンスから呼吸曲線を抽出し、普通呼吸時と深呼吸時の振幅を求めた。

図４Ｂは、各姿勢における普通呼吸時と深呼吸時の平均振幅を示す。「座る」姿勢における普通呼吸時、および深呼吸時の呼吸曲線の振幅がそれぞれ７．１１μＶおよび１９．２７μＶである。「立つ」姿勢の振幅は「座る」姿勢の振幅より大きく、１４．９８μＶおよび２５．１２μＶである。「横になる」姿勢の振幅は更に大きく、２６．０２μＶおよび４３．１５μＶである。おおよそ同じ呼吸量であっても、姿勢によって振幅の大きさが変わることも分かった。

本発明者らは、個人ごとにも、姿勢ごとにも、同じ呼吸量であっても、呼吸曲線の振幅が異なるため、振幅・呼吸量の変換式を求めるには較正が必要である、という知見を得た。

なお、特許文献２は、呼吸曲線における値から呼吸量を計算する式の較正方法を開示する。図５Ａおよび５Ｂは、特許文献２に記載された呼吸較正方法に必要とされる伝導体の装着例と、計測値とを示す。伝導体１２および１４が弾性チューブ１６および１８に設けられ、胸郭部と腹部にその弾性チューブ１６および１８が巻き付けられる（図５Ａを参照）。胸郭部伝導体１２の計測値と腹部伝導体１４の計測値はそれぞれＲＣとＡＢで表されている（図５Ｂを参照）。ＲＣとＡＢから呼吸量（Ｖ）を求めるために、下記数２を用いる。

ＭとＺは重みである。最初にＭとＺは未知数であり、較正によって値が求められる。ただし較正を行うには、別途、肺活量計を用意しなければならない。

非特許文献２では、年齢、性別、および身長によって肺活量を下記数３で予測している。
（数３）
男性：予測肺活量（ｍＬ）＝（２７．６３−０．１１２＊年齢）＊身長（ｃｍ）
女性：予測肺活量（ｍＬ）＝（２１．７８−０．１０１＊年齢）＊身長（ｃｍ）
数３で求められた予測肺活量をユーザの最大の呼吸量と見なすことができる。

ユーザが最大の呼吸量で息を吸って吐くよう、ユーザに呼吸タイミングを指示すれば、最大呼吸量時の呼吸曲線の振幅が得られる。その際の振幅と数３で推定された最大呼吸量を対応付ければ、振幅・呼吸量の変換式を求めることができる、とも考えられる。

しかしながら、特許文献２の技術には肺活量計が必要であり、たとえばコストおよび手間が余計にかかるという問題がある。

そこで、本発明者らは、肺活量計を利用しない方法を検討した。

図６は呼吸タイミングを指示して呼吸を較正する方法の概要を示す。ユーザは呼吸曲線を取得するセンサを取り付けている。音声か画面を介してユーザは息を吸う（吸気）よう指示される。その後、ユーザは息を吐く（排気）よう指示される。最後にユーザは処理完了の指示を受ける。このようにすれば、別の機器（肺活量計）を使わなくても振幅と呼吸量を較正できる。

図７Ａ〜７Ｄは振幅・呼吸量変換式の作成方法を示す。図７Ａはユーザに最大の呼吸量で呼吸をするよう指示した際の呼吸曲線を示す。その際の振幅と呼吸周期がＡｍｐ１とＴ１とする。呼吸周期Ｔ１に基づいて、２回目の指示における呼吸周期Ｔ２を設定する。例えば、Ｔ２を下記数４で設定する。

２回目の指示では、ユーザの呼吸周期がＴ２になるよう、吸気と排気タイミングを指示する（図７Ｂを参照）。その際の振幅がＡｍｐ２とする。

１回目の指示ではユーザが最大の呼吸量になるため、その際の呼吸量Ｖ１を上記数３で求める。２回目の指示での呼吸量Ｖ２は下記数５で求める。

ｆ_TVは図７Ｃで示すような正規化された呼吸周期に対する正規化された呼吸量の関数である。この関数はデータベースに予め用意されている。振幅Ａｍｐ１とＡｍｐ２、呼吸量Ｖ１とＶ２が揃っているため、図７Ｄで示すように、振幅・呼吸量の変換式を求めることができる。

本発明者らは、肺活量計を使用しないで較正を行う方法として、上述の最大の呼吸量を利用する方法が好ましいと判断した。その方法が正確であるためには、ユーザが最大の呼吸量で呼吸をしていることが必要である。

しかしながら、ユーザが最大呼吸量で息を吸って吐くよう呼吸タイミングを指示する際に、ユーザが実際に息を吸い切る（吸気の限界）かつ吐き切る（排気の限界）かが分からない。そのため、較正の正確を期するために、ユーザが実際に息を吸い切るかつ吐き切るかの判定が必要である。ユーザが息を吸い切っていないあるいは吐き切っていない場合、較正し直すようユーザに指示する必要が生じるからである。

特許文献２には、心拍に同期して呼吸を行うようユーザに指示すると記載されている。しかし、最大の呼吸量になるような呼吸タイミングの指示、そして実際にユーザが息を吸い切ったかどうか、かつ吐き切ったかどうかを判定することに関する記載は無い。

本発明者らは、ユーザが実際に息を吸い切るかつ吐き切るかの判定を如何にして行うべきかを検討した。

まず、本発明者らは、無呼吸時の呼吸曲線の特性に着目した。そのために、本発明者らは次の実験を行った。被験者の胸部インピーダンスを計測し、同時に被験者の口にマスクを付けて呼吸代謝測定装置で呼吸量を計測した。１０秒ごとの呼吸量を出力するように、呼吸代謝測定装置を設定した。実験では被験者に３０秒間無呼吸してもらった。

図２１Ａおよび２１Ｂはその実験結果を示す。図２１Ａはインピーダンスから抽出された呼吸曲線であり、図２１Ｂは１０秒ごとに呼吸代謝測定装置が出力した呼吸量である。１０秒目、２０秒目、３０秒目での呼吸量がすべて０である。呼吸量０とは、マスクを通して空気の交換が行われておらず、被験者は実際に無呼吸したという証拠である。無呼吸にも関わらず、抽出された呼吸曲線が一定ではなく、変動した。

次に、本発明者らは以下の実験を行った。被験者にセンサを付けて呼吸曲線を取得した。図８は取得した呼吸曲線を示す。その際に被験者が下記のような呼吸の仕方をした。
０秒目〜２１秒目：普通呼吸
２１秒目〜３６秒目：息を吸い切って無呼吸
３６秒目〜６２秒目：普通呼吸
６２秒目〜８１秒目：息を吐き切って無呼吸
８１秒目〜１０１秒目：普通呼吸
１０１秒目〜１１９秒目：息を半分吸って無呼吸
１１９秒目〜１４０秒目：普通呼吸
１４０秒目〜１６１秒目：息を半分吐いて無呼吸
１６１秒目〜１８０秒目：普通呼吸

図９Ａおよび９Ｂはそれぞれ、呼吸曲線の、息を吸い切って無呼吸の期間、および息を半分吸って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す。図９Ａでは、無呼吸の期間が終わった直後に、呼吸曲線が下がる。これは、息を吸いきった後は吐くことしかできないからである。一方、図９Ｂでは、無呼吸の期間が終わった直後に、呼吸曲線が上がる。これは、ユーザが無呼吸の前に息を吸い切っていない場合、無呼吸の後で息を吸ってしまうためである。そのため、無呼吸の期間の後に、呼吸曲線が上がる場合、ユーザが吸い切っていないと判定することができる。

図１０Ａおよび１０Ｂはそれぞれ、呼吸曲線の、息を吐き切って無呼吸の期間、および息を半分吐いて無呼吸の期間を拡大して模式的に示す。図１０Ａでは、無呼吸の期間が終わった直後に、呼吸曲線が上がる。これは、息を吐き切った後は吸うことしかできないからである。一方、図１０Ｂでは、無呼吸の期間が終わった直後に、呼吸曲線が下がる。これは、ユーザが無呼吸の前に息を吐き切っていない場合、無呼吸の後で息を吐いてしまうためである。そのため、無呼吸の期間の後に、呼吸曲線が下がる場合、ユーザが吐き切っていないと判定することができる。

しかし、ユーザが息を半分吸って無呼吸を維持する場合、図９Ｂと異なり、無呼吸の後に呼吸曲線が下がる可能性がある。同様に、息を半分吐いて無呼吸を維持する場合、図１０Ｂと異なり、無呼吸の後に呼吸曲線が上がる可能性がある。本発明者らは、被験者に付けたセンサを利用して改めて呼吸曲線を取得し、ユーザが息を半分吸って無呼吸の後に呼吸曲線が下がる事例、およびユーザが息を半分吐いて無呼吸無呼吸の後に呼吸曲線が上がる事例を確認した。図１１は取得した呼吸曲線を示す。その際に被験者が下記のような呼吸の仕方をした。
０秒目〜２１秒目：普通呼吸
２１秒目〜３０秒目：息を吸い切って無呼吸
３０秒目〜５１秒目：普通呼吸
５１秒目〜６１秒目：息を吐き切って無呼吸
６１秒目〜８１秒目：普通呼吸
８１秒目〜９１秒目：息を半分吸って無呼吸
９１秒目〜１１１秒目：普通呼吸
１１１秒目〜１２１秒目：息を半分吐いて無呼吸
１２１秒目〜１４０秒目：普通呼吸

図１２Ａおよび１２Ｂはそれぞれ、呼吸曲線の、息を吸い切って無呼吸の期間、および息を半分吸って無呼吸の期間を拡大して模式的に示す。無呼吸の期間が終わった直後に、どちらも呼吸曲線が下がる。

図１３Ａおよび１３Ｂはそれぞれ、呼吸曲線の、息を吐き切って無呼吸の期間、および息を半分吐いて無呼吸の期間を拡大した模式図である。無呼吸の期間が終わった直後に、どちらも呼吸曲線が上がる。

図１２Ａ、１２Ｂ、１３Ａおよび１３Ｂによれば、無呼吸の期間が終わった直後の呼吸曲線から、呼吸の限界に達したか（息を吸い切ったか、あるいは、吐き切ったか）の判定ができない場合がある、と言うことができる。

本発明者らは、このような場合であっても、無呼吸の期間中の呼吸曲線の変動から、呼吸の限界に達したか否かを判定できる知見を見出した。

図１４Ａは、図１２Ａおよび１２Ｂで示された呼吸曲線における無呼吸の期間中の標準偏差を示す。図１４Ｂは、図１３Ａおよび１３Ｂで示された呼吸曲線における無呼吸の期間中の標準偏差を示す。息を吸い切った場合の標準偏差が２．１８μＶに対して、半分吸った場合の標準偏差が０．６１μＶである。同様に、息を吐き切った場合の標準偏差が１．８０μＶに対して、半分吸った場合の標準偏差が０．６７μＶである。息を吸い切ったときあるいは吐き切ったときの無呼吸の期間中の変動は、半分吸ったときあるいは吐いたときのそれより大きい。

息を吸い切ったときあるいは吐き切ったときの変動が大きくなる理由は、呼吸の限界に達した状態で無呼吸の状態を継続すると息が苦しくなり、息をしようとする努力が大きくなるためだと考えられる。本発明者らは、その努力が呼吸曲線の変動に反映されるとの知見を得た。

さらに、本発明者らは、呼吸曲線を用いないアプローチを考えた。非特許文献１では、呼吸曲線は計測されたインピーダンスの変化から推定される。すなわち、インピーダンスの変化に呼吸情報が現れ、インピーダンスの変化からユーザが息を吸い切ったか、あるいは吐き切ったかを判断できるはずだと考えた。

非特許文献１では、心電由来成分のＴ波の包絡線を呼吸情報とする。すなわち、Ｔ波の変化は呼吸情報を表すことを意味する。そこで、本発明者らは、図８〜図１４で示された実験結果で用いた計測データをもう一度処理した。今度は呼吸曲線ではなく、Ｔ波ピーク値の時系列だけを呼吸情報とする。

図２２〜図２８はその結果を示した。×印は、計測されたインピーダンスにおける心電由来成分のＴ波ピークである。

図２３Ｂでは、無呼吸の期間が終わった直後に、Ｔ波ピークの点群が、無呼吸時のＴ波ピークの点群よりピーク値が大きくなるため、ユーザが息を吸い切っていないと判定することができる。

図２４Ｂでは、無呼吸の期間が終わった直後に、Ｔ波ピークの点群が、無呼吸時のＴ波ピークの点群よりピーク値が小さくなるため、ユーザが息を吐き切っていないと判定することができる。

図２８Ａは、図２６で示された呼吸曲線における無呼吸時のＴ波ピーク点群の標準偏差を示す。図２８Ｂは、図２７で示された呼吸曲線における無呼吸時のＴ波ピーク点群の標準偏差を示す。息を吸い切った場合の標準偏差が２．４２μＶに対して、半分吸った場合の標準偏差が０．６４μＶである。同様に、息を吐き切った場合の標準偏差が１．９５μＶに対して、半分吸った場合の標準偏差が０．６９μＶである。息を吸い切ったときあるいは吐き切ったときの無呼吸時のＴ波ピーク点群の変動は、半分吸ったときあるいは吐いたときのそれより大きい。

本発明の一態様の概要は以下のとおりである。

本発明の他の一態様である生体信号判定装置は、ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である心電に関する情報を受け取って、心電のピークを検知する検知回路と、前記ユーザへの指示を出力する指示出力回路であって、前記指示は、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求める第１の指示、前記ユーザに前記動作を止めるよう求める第２の指示、および前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求める第３の指示を含む、指示出力回路と、前記第３の指示を出力した時刻を起点とする時間区間に検知された前記心電のピークから、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報を生成する処理回路と、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報の変化から、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っているか否かを判定する判定回路とを備えている。

ある実施形態において、前記指示出力回路は、前記第１の指示が出力された時刻から所定時間ΔＴ１後に、前記第２の指示を出力する。

ある実施形態において、前記指示出力回路は、前記第２の指示が出力された時刻の所定時間ΔＴ２後に、前記第３の指示を出力する。

ある実施形態において、前記指示出力回路は、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を出力したときは、前記第３の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力する。

ある実施形態において、前記指示出力回路は、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力したときは、前記第３の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を出力する。

ある実施形態において、前記判定回路が、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定したときは、前記指示出力回路は、再び前記第１の指示を出力する。

ある実施形態において、前記指示出力回路は、再び前記第１の指示を出力する際に、前記所定時間ΔＴ１の値を変更する。

ある実施形態において、前記処理回路は、前記タイミングを起点として、所定時間ΔＴ３後までの心電を利用して、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報として呼吸曲線を生成する。

ある実施形態において、前記処理回路は、前記第２の指示が出力されたタイミングを起点として、前記所定時間ΔＴ２後までの心電のピークから、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報をさらに生成する。

ある実施形態において、前記指示出力回路が、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を信号したときにおいて、前記処理回路が生成した前記呼吸曲線が大きくなるよう変化しているときは、前記判定回路は、前記ユーザが、限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判断する。

ある実施形態において、前記指示出力回路が、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力したときにおいて、前記処理回路が生成した前記呼吸曲線が小さくなるよう変化しているときは、前記判定回路は、前記ユーザが、限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判断する。

ある実施形態において、前記呼吸曲線が小さくなるよう変化しているときは、前記処理回路は、前記第２の指示が出力されたタイミングを起点とする前記所定時間ΔＴ２後までの心電をさらに利用して、前記第２の指示が出力されたタイミングから前記所定時間ΔＴ２後までの呼吸曲線を生成し、前記判定回路は、前記呼吸曲線の標準偏差が予め定められた所定閾値以上であれば、前記ユーザが限界まで排気の動作を行っていると判定し、所定閾値未満であれば、前記ユーザが限界まで排気の動作を行っていないと判定する。

ある実施形態において、前記呼吸曲線が大きくなるよう変化しているときは、前記処理回路は、前記第２の指示が出力されたタイミングを起点とする前記所定時間ΔＴ２後までの心電をさらに利用して、前記第２の指示が出力されたタイミングから前記所定時間ΔＴ２後までの呼吸曲線を生成し、前記判定回路は、前記呼吸曲線の標準偏差が予め定められた所定閾値以上であれば、前記ユーザが限界まで排気の動作を行っていると判定し、所定閾値未満であれば、前記ユーザが限界まで排気の動作を行っていないと判定する。

ある実施形態において、前記処理回路は、生成された前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報のピークを利用して、前記ユーザの呼吸数を示す情報を生成する。

ある実施形態において、前記生体信号判定装置は、前記処理回路が取得した前記呼吸曲線から、呼吸周期の情報および振幅の情報を抽出する特徴抽出回路と、前記ユーザの性別、年齢、身長の情報を取得するインタフェース装置と、前記インタフェース装置で取得された前記情報と、前記特徴抽出回路によって抽出された前記呼吸周期の情報とに基づいて、予め定められた計算式に基づいて前記ユーザの呼吸量を推定する呼吸量推定回路と、予め用意された、呼吸量と呼吸曲線の振幅との関係式を較正する較正処理回路であって、前記呼吸量推定回路によって推定された前記呼吸量の情報と、前記特徴抽出回路によって抽出された前記振幅の情報とに基づいて、前記呼吸量と前記振幅との関係式を較正する較正部とをさらに備えている。

本発明の他の一態様である生体信号判定方法は、ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である心電に関する情報を受け取って、心電のピークを検知し、前記ユーザへの指示であって、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求める第１の指示、前記ユーザに前記動作を止めるよう求める第２の指示、および前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求める第３の指示を出力し、前記第３の指示を出力した時刻を起点とする時間区間に検知された前記心電のピークから、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報を生成し、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報の変化から、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っているか否かを判定する。

本発明のさらに他の一態様であるコンピュータプログラムは、生体信号判定装置に設けられたコンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに、ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である心電に関する情報を受け取って、心電のピークを検知させ、前記ユーザへの指示であって、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求める第１の指示、前記ユーザに前記動作を止めるよう求める第２の指示、および前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求める第３の指示を出力させ、前記第３の指示を出力した時刻を起点とする時間区間に検知された前記心電のピークから、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報を生成させ、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報の変化から、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っているか否かを判定させる。

以下、添付の図面を参照しながら、本開示による実施形態を説明する。

（実施形態１）
（生体信号判定システム構成）
図１５は、本実施形態による生体信号判定システム１００の構成を示す。生体信号判定システム１００は、データ蓄積装置６と、生体信号計測装置２００と、生体信号判定装置３００とを有する。

生体信号計測装置２００は、電極２ａおよび２ｂおよび電位計測回路５を有する。生体信号計測装置２００のハードウェアの例は、ユーザ１の胸部に装着された電極を備えた電位センサである。なお、図１５に示す生体信号計測装置２００は、電極２ａおよび２ｂを構成要素として備えるが、生体信号計測装置２００は、電極２ａおよび２ｂを構成要素として備えなくてもよい。

電位計測回路５は、電極２ａおよび２ｂを利用して、電位差に関する情報を取得する。電位差に関する情報はユーザの心電情報に相当する。電極２ａおよび２ｂは、たとえばユーザの左胸付近に配置される。電位差に関する情報の例は、２つの電極の間の電位差を示す値、またはインピーダンス値である。

電位計測回路５は、電極２ａおよび２ｂと電気的に接続される電源を備えても良い。電源により電極２ａおよび２ｂに電位が印加された状態で、電極２ａおよび２ｂの間の電位差を利用して、インピーダンス値が計測されても良い。インピーダンス値は、２つの電極で計測された電位を、印加した電流値で除算することによって得られる。

なお、電位計測回路５は、さらにアース電極（たとえば図２Ａ〜図７Ａ）を備えても良い。電極２ａおよびアース電極の間の電位差と、電極２ｂおよびアース電極の間の電位差との差が、電位差に関する情報として求められてもよい。

電位計測回路５は、電位差、またはインピーダンスの値を、電位差に関する情報として取得する。この情報は生体信号判定装置３００に送られる。

生体信号判定装置３００は、ピーク検知回路７と、呼吸曲線処理回路８と、判定回路９と、記憶装置１０と、指示出力回路１１とを有する。

ピーク検知回路７（以下、「検知回路７」と記述する。）は、生体信号計測装置２００によって取得された電位差に関する情報（心電情報）を受け取る。検知回路７は、心電情報に基づいて、心電のピークであるＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波を検知する。検知回路７は、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、およびＴ波のうち、少なくともＴ波を取得できればよい。以下、Ｔ波を「Ｔ波ピーク」とも表現する。Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、およびＴ波自体も、ピークを含む表現であることにかわりない。

検知回路７は、指示出力回路１１が出力されるユーザへの指示と対応付けて、検知した心電のピークを出力しても良い。

以下、Ｔ波ピークの検出方法の例を説明する。Ｔ波ピークは図１に示す波形例における極大値として得られる。図１に示す波形は、たとえば電極２ａおよび２ｂを入れ替えると、正負が反転し得る。その場合には、Ｔ波ピークは極小値として得られることに留意されたい。

たとえば検知回路７は、生体信号計測装置２００によって取得された電位差に関する情報から、心電の一周期内のＲ波を検知し、Ｒ波の後の極大値を、Ｔ波ピークとして検知する。検知回路７は、予め定められた閾値（たとえば図１の破線Ａの値）以上のピークを有する波形をＲ波として特定し得る。

検知回路７のハードウェアの例は、電位センサ、ＰＣ、スマートフォン、タブレットである。ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、電位計測回路５から、有線または無線で送信された電位差に関する情報を受け取って、ソフトウェアに基づく情報処理によってＴ波ピーク等を検知する。

呼吸曲線処理回路８（以下、「処理回路８」と記述する。）は、検知回路７で検知されたＴ波ピークの時系列的な情報から、ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する。より具体的には、処理回路８は、Ｔ波ピーク間を、それぞれスプライン曲線で補間することによって、包絡線を生成する。生成されたＴ波ピークの包絡線は「呼吸曲線」として、後の判定回路９の処理に用いられる。なお、Ｔ波ピークの時系列的な情報は、処理回路８がＴ波ピークの情報を受け付けた時刻と、Ｔ波のピークの情報とが対応付けられた情報、またはＴ波のピークと時刻とが予め対応付けられた情報であっても良い。Ｔ波のピークの情報の例は、電位の大きさ、所定の時間区間の波形である。

なお、処理回路８はさらに他の方法によって呼吸情報を抽出してもよい。たとえばＴ波ピークが周期的に得られている場合において、ユーザの動きに起因して電極が一時的にユーザから離れてしまい、ある特定のピークが消えてしまう場合がある。その場合には、処理回路８は、Ｔ波ピークの各々に相当する時刻を特定し、その時刻の前後における測定値を用いて、そのピーク値に代わる代表値を算出し、その代表値から呼吸成分の曲線を計算してもよい。代表値として、たとえばこれまでのＴ波ピークの平均値を用いてもよい。

処理回路８のハードウェアの例は、電位センサ、ＰＣ、スマートフォン、またはタブレットである。ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって呼吸情報（包絡線）を抽出すればよい。

「呼吸の限界」とは、吸気の限界（息を吸い切ったこと）、または、排気の限界（息を吐き切ったこと）を意味する。

判定回路９は、ユーザの呼吸が限界に達したか否かを判定する。「呼吸の限界」とは、吸気の限界（息を吸い切ったこと）、または、排気の限界（息を吐き切ったこと）を意味する。

具体的には、判定回路９は、記憶装置１０で記憶した指示タイミングを基に、２つのタイミングを指定する。そして判定回路９は、２つのタイミングの間の呼吸曲線の変化を見て、ユーザの呼吸が限界に達したか否かを判定する。判定回路９は、ユーザの呼吸が限界に達していなかったと判定した場合、再度、指示出力回路１１に命令を送信して、ユーザに呼吸開始の指示を出力させる。

ユーザが息を吸い切ったか（吐き切ったか）否かを判定するには、判定回路９は、まず排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１直後の呼吸曲線の情報を利用する。判定回路９は、タイミングＴｂ１からタイミング（Ｔｂ１＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が上がるか下がるかを見る。呼吸曲線がＲｅｓｐ（ｔ）という関数で表されるとする。Ｒｅｓｐ（Ｔｂ１＋ΔＴ３）がＲｅｓｐ（Ｔｂ１）より大きい場合、その期間に呼吸曲線が上がると判定する。一方、Ｒｅｓｐ（Ｔｂ１＋ΔＴ３）がＲｅｓｐ（Ｔｂ１）より小さい場合、その期間に呼吸曲線が下がると判定する。本実施形態では、ΔＴ３を１．２ｓとする。

上述の知見に基づけば、吸気指示→吸気停止指示→排気指示という手順において、ユーザが息を吸い切っていた場合、排気指示後に呼吸曲線が下がるはずである。すなわち、タイミングＴｂ１からタイミング（Ｔｂ１＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が下がるはずである。上記手順のもとで呼吸曲線が上がる場合、判定回路９は、ユーザが息を吸い切っていないと判定できる。

同様に、上述の知見に基づけば、排気指示→排気停止指示→吸気指示という手順において、ユーザが息を吐き切った場合、吸気指示後に呼吸曲線が上がるはずである。すなわち、タイミングＴｂ１からタイミング（Ｔｂ１＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が上がるはずである。上記手順のもとで呼吸曲線が下がる場合、判定回路９は、ユーザが息を吐き切っていないと判定できる。

判定回路９は、停止指示中の呼吸曲線の標準偏差によって、ユーザの呼吸が限界に達したか否かを判定することも可能である。呼吸停止指示のタイミングＴｓ１から排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１までの区間における呼吸曲線の標準偏差が所定閾値ＳＴＤｔｈ以上であれば、判定回路９は、ユーザが息を吸い切った（吐き切った）と判定する。図１４で示した実験結果に基づいて、本実施形態ではＳＴＤｔｈを１．６０μＶとする。

判定回路９のハードウェアの例は、電位センサ、ＰＣ、スマートフォン、またはタブレットである。ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって判定を行えばよい。

記憶装置１０は、指示出力回路１１が出した呼吸停止指示のタイミングＴｓ１の情報、および指示出力回路１１が出力した排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１（Ｔｓ１＋ΔＴ２）の情報を記憶する。記憶装置１０は、たとえば半導体メモリである。なお、記憶装置１０は、指示出力回路１１に設けられたレジスタ、バッファなどの記憶素子として設けられてもよい。

指示出力回路１１は、任意のタイミングで、または判定回路９からの命令に応答して、ユーザに呼吸の開始および停止の指示を出力する。呼吸とは、吸気および排気を含む。指示は、ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求める第１の指示、ユーザに前記動作を止めるよう求める第２の指示、およびユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求める第３の指示を含む。

この指示は、音声信号および／または映像信号として出力される。映像信号は表示装置１２ａに送られ、表示装置１２ａによってその表示面に映像として呈示される。映像は、たとえば静止画像、動画像、および／またはテキストである。音声信号はスピーカ１２ｂに送られ、スピーカ１２ｂによって音声として呈示される。これにより、ユーザへの指示が、音声の呈示および／または表示面へのメッセージの呈示によって実現される。たとえば指示出力回路１１は、吸気の開始および排気の開始にあたって、「息を吸って下さい。」、「息を吐いて下さい。」という指示を音声および／または文字で呈示する。あるいは指示出力回路１１は、呼吸の停止に当たって、「息を止めて下さい。」という指示を音声および／または文字で呈示する。

なお、音声の呈示および／または画面への呈示は一例である。他の例として、指示出力回路１１は、光の点灯、消灯によって、吸気、排気、呼吸の停止をそれぞれ指示してもよい。指示出力回路１１は、そのような光を点灯させ、消灯させるための信号を生成し指示として出力すればよい。

なお、本明細書では、指示出力回路１１がユーザに指示する、という表現を用いることがある。これは、音声および／または文字などの映像を呈示することにより、ユーザに吸気、排気、息の停止を求めることと同じである。

また、指示出力回路１１は、所定時間ΔＴ１が経過した後に、ユーザに息を止めるよう指示する。たとえば指示出力回路１１は、息の停止にあたって、「ΔＴ１秒後に息を止めて下さい。」という指示を音声および／または文字で呈示する。

本実施形態では、例えばΔＴ１を最初に４秒（ｓ）と設定する。なお、ΔＴ１は固定ではなく、可変であってもよい。後述の判定回路５において、ユーザが息を吸い切っていない（吐き切っていない）と判定され、呼吸開始指示からやり直す場合には、指示出力回路１１は、より長い値をΔＴ１として設定してもよい。

呼吸停止指示の期間は期間ΔＴ２である。停止指示の前にユーザに吸気を指示した場合、指示出力回路１１は、ΔＴ２後にユーザに排気を促す指示を出力する。一方、停止指示の前にユーザに排気を指示した場合、ΔＴ２後に指示出力回路１１がユーザに吸気を促す指示を出力する。なお、息を吸い切る（吐き切る）場合とそうでない場合における変動の違いを明確にするために、図１２Ａおよび１２Ｂと図１３Ａおよび１３Ｂで示した実験結果に基づいて、ΔＴ２を４ｓ以上とする。

指示出力回路１１は、上述した音声および／または文字の信号を生成する音声処理回路および／または画像処理回路として実現され得る。ただし、ＣＰＵなどの汎用プロセッサもまた、指示出力回路１１として動作し得る。したがって、指示出力回路１１は、ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵであってもよい。当該ＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって、ユーザへの指示を呈示するための音声信号および／または映像信号を生成することができる。

データ蓄積装置６は、たとえば記録媒体自体および／または記録媒体を備えた記録装置であり、電位計測回路５から送信された電位差またはインピーダンスの値を蓄積する。記録媒体は、半導体記録媒体、磁気記録媒体、光学式記録媒体などが考えられる。なお、データ蓄積装置６を設けることは必須ではない。たとえば、ＣＰＵのレジスタに、電位差またはインピーダンスの値を保持することが可能であれば、データ蓄積装置６に代えてそのレジスタを利用することができる。

（全体の処理フロー）
図１６は、本実施形態の生体信号判定システム１００の処理の手順を示す。なお、以下のステップＳ１０１〜Ｓ１０５、Ｓ１０７の説明における「吸気（排気）」、「排気（吸気）」、「上がる（下がる）」は、各ステップにわたって統一的に前者または後者を選択することを意味する。たとえばステップＳ１０１の「吸気（排気）」のうちの「吸気」が選択された場合、以後の各ステップでも先に記述されている動作が選択される。すなわち、ステップＳ１０２およびＳ１０３では「吸気」が選択され、ステップＳ１０４およびＳ１０５では「排気」が選択され、ステップＳ１０７では「上がる」が選択される。ステップＳ１０１の「吸気（排気）」のうちの「排気」が選択された場合はその逆である。

＜ステップＳ１０１＞
指示出力回路１１は、ユーザに、限界まで吸気（排気）をするよう指示する。ここでの指示は「第１の指示」とも表記される。

＜ステップＳ１０２＞
指示出力回路１１はさらに、ステップＳ１０１で出された呼吸開始指示のΔＴ１後に、ユーザに対して息を止めるよう指示する。第１の指示に続くここでの指示は「第２の指示」とも表記される。

＜ステップＳ１０３＞
記憶装置１０は、ステップＳ１０２で出された呼吸停止指示のタイミングＴｓ１の情報を記憶する。

＜ステップＳ１０４＞
指示出力回路１１は、ステップＳ１０２で出された呼吸停止指示のタイミングＴｓ１からΔＴ２後に、ユーザに排気（吸気）するよう指示する。第２の指示に続くここでの指示は「第３の指示」とも表記される。

＜ステップＳ１０５＞
記憶装置１０は、ステップＳ１０４で出された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１の情報を記憶する。

＜ステップＳ１０６＞
処理回路８は、ステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１からＴｂ１＋ΔＴ３までの区間を含む呼吸曲線を取得する。ここで、タイミングＴｂ１からＴｂ１＋ΔＴ３までの区間は、第３の指示を出力した時刻を起点とする時間区間とも表記される。つまり、指示出力回路１１は、第１の指示から第３の指示をこの順に出力している。

＜ステップＳ１０７＞
判定回路９は、ステップＳ１０６で取得された呼吸曲線を用いて、ユーザの吸気（排気）が限界に達しているか否か、すなわち、息を吸い切った（吐き切った）か否かを判定する。具体的に、判定回路９は、２つのタイミングＴｂ１から（Ｔｂ１＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が上がるか下がるかを見る。例えば、判定回路９は、呼吸曲線の傾き、又は電位の大きさを用いて、呼吸曲線を判定する。

例えば、判定回路９は、タイミングＴｂ１の直後の時刻において正の傾きを有する呼吸曲線は、呼吸曲線が上がっていると判定する。また、判定回路９は、タイミングＴｂ１の直後の時刻において負の傾きを有する呼吸曲線は、呼吸曲線が下がっていると判定する。

また、判定回路９は、タイミングＴｂ１が極小値を有する呼吸曲線は、呼吸曲線が上がっていると判定する。また、判定回路９は、タイミングＴｂ１が極大値を有する呼吸曲線は、呼吸曲線が下がっていると判定する。また、タイミングＴｂ１から所定時間後に閾値以上の値を有する呼吸曲線は、呼吸曲線が上がっていると判定する。また、タイミングＴｂ１から所定時間後に閾値より小さい値を有する呼吸曲線は、呼吸曲線が下がっていると判定する。

ステップＳ１０１が吸気指示、ステップＳ１０２が吸気停止指示、ステップＳ１０４が排気指示である場合にはＴｂ１からＴｂ１＋ΔＴ３までの呼吸曲線が上がれば、ユーザが息を吸い切っていないと判定する。同様に、ステップＳ１０１では排気指示、ステップＳ１０２では排気停止指示、ステップＳ１０４では吸気指示の場合において、Ｔｂ１からＴｂ１＋ΔＴ３までの呼吸曲線が下がれば、ユーザが息を吐き切っていないと判定する。ユーザが息を吸い切っていない（吐き切っていない）と判定されれば、処理はステップＳ１００に進む。そうでなければ、ステップＳ１０８に進む。

＜ステップＳ１０８＞
処理回路８は、ステップＳ１０３で記憶された呼吸停止指示のタイミングＴｓ１からステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１までの区間における呼吸曲線を取得する。

＜ステップＳ１０９＞
判定回路９は、ステップＳ１０８で取得された呼吸曲線の標準偏差を計算する。

＜ステップＳ１１０＞
判定回路９は、ステップＳ１０９で計算された標準偏差を用いて、ユーザの吸気（排気）が限界に達しているか否か、すなわち、息を吸い切った（吐き切った）か否かを判定する。具体的に、標準偏差が所定閾値ＳＴＤｔｈ以上であれば、ユーザが息を吸い切った（吐き切った）と判定し、全体の処理フローを終了させる。そうでなければ、処理はステップＳ１００に進む。

＜ステップＳ１００＞
指示出力回路１１は、音声信号および／または映像信号を生成して、ユーザに、指示に従って限界まで排気（吸気）するよう、音声および／または映像によるメッセージを呈示する。

以上、本実施形態による生体信号判定システム１００に関し、主に生体信号判定装置３００の主要な構成および動作を説明した。上述のステップＳ１１０に関して、ユーザが指示に従って限界まで排気（吸気）を行っていたと判定されて、図１６の処理が終了した後の処理に言及はしていないが、たとえば以下の処理が追加的に行われてもよい。

すなわち、処理回路８は、それまでに得られたＴ波ピークの時系列的な情報から、Ｔ波ピーク間を、それぞれスプライン曲線で補間することによって、包絡線（呼吸曲線）を生成する。処理回路８は、呼吸曲線のピーク数を、ユーザの呼吸数としてカウントして呼吸数の情報を出力してもよい。このような動作を行うことを考慮すると、生体信号判定システム１００および生体信号判定装置３００は、較正機能を備えた、生体信号計測システムおよび生体信号計測装置と呼ぶこともできる。

（実施形態２）
（生体信号判定システム構成）
図１７は、本実施形態による生体信号判定システム１０１の構成を示す。生体信号判定システム１０１は、データ蓄積装置６と、生体信号計測装置２００と、生体信号判定装置３０１とを備えている。

本実施形態にかかる生体信号判定装置３０１は、実施形態１の生体信号判定装置３００に、さらに特徴抽出回路２１、インタフェース（Ｉ／Ｆ）装置２２、呼吸量推定回路２３、および較正処理回路２４が追加されて構成されている、生体信号計測装置２００および生体信号判定装置３０１内の処理回路８、判定回路９、記憶装置１０、および指示出力回路１１に関しては、図１５と同じ参照符号を付し、それらの説明は省略する。

以下、特徴抽出回路２１、Ｉ／Ｆ装置２２、呼吸量推定回路２３、および較正処理回路２４を説明する。

特徴抽出回路２１は、指定された時間区間での処理回路８が取得した呼吸曲線から、主として２つの情報を抽出する。具体的には、呼吸周期の情報、および振幅の情報である。以下、具体的に説明する。

特徴抽出回路２１は、指定された時間区間での処理回路８が取得した呼吸曲線から、呼吸周期および振幅の情報を抽出する。その時間区間において、呼吸曲線の最大値と最小値がＲｅｓｐｍａｘとＲｅｓｐｍｉｎとする。それぞれの時刻がｔ（Ｒｅｓｐｍａｘ）とｔ（Ｒｅｓｐｍｉｎ）とすれば、呼吸周期Ｔが下記式数６で求められる。また振幅Ａｍｐが下記数７で求められる。

特徴抽出回路２１は、ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵであってもよい。当該ＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって、上記数６および７から上述の呼吸周期Ｔ、および振幅Ａｍｐを抽出することができる。

Ｉ／Ｆ装置２２は、ユーザの性別、年齢、および身長の情報を取得する。これらの情報は、予めユーザに入力してもらっておく。

Ｉ／Ｆ装置２２は、タッチスクリーン、キーボード、マウスなどの入力装置であってもよいし、あるいは、外部機器を接続するために生体信号判定装置３０１に設けられた端子であってもよい。後者の例は、たとえば生体信号判定装置３０１をネットワークに接続するためのイーサネット（登録商標）端子である。キーボード、マウス等の入力装置が生体信号判定装置３０１の構成要素ではないとする場合には、Ｉ／Ｆ装置２２はたとえばＵＳＢ端子、ＰＳ／２端子であり得る。

呼吸量推定回路２３は、ユーザの呼吸量を推定する。ユーザの最大の呼吸量を、Ｉ／Ｆ装置２２で取得されたユーザの性別、年齢、と身長を用いて、上記数３で推定する。２回目以降の指示における呼吸量を、特徴抽出回路２１で取得された呼吸周期を用いて、上記数５で推定する。

呼吸量推定回路２３は、ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵであってもよい。当該ＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって、上記数５から呼吸量を推定することができる。

較正処理回路２４は、特徴抽出回路２１によって取得された振幅と、呼吸量推定回路２３によって推定された呼吸量とから、呼吸量と振幅との関係式を較正する。具体的に、特徴抽出回路２１で取得された２つの振幅Ａｍｐ１、Ａｍｐ２と、呼吸量推定回路２３で推定された２つの呼吸量Ｖ１、Ｖ２を、２次曲線で近似する。（０、０）、（Ａｍｐ１、Ｖ１）、（Ａｍｐ２、Ｖ２）という３点の座標から２次曲線近似式を求め、その近似式を呼吸量と振幅との関係式とする。

なお、特徴抽出回路２１で取得された振幅と、呼吸量推定回路２３で推定された呼吸量がそれぞれ３つ以上ある場合、多項式で近似してもよい。

較正処理回路２４もまた、ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵであってもよい。当該ＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって、以下に説明する較正処理を行うことができる。

以下、生体信号判定装置３０１の処理の詳細を説明する。

（全体の処理フロー）
図１８〜図２０は、本実施形態の生体信号判定システム１０１の処理の手順を示す。手順が多いため、３つの図に分けて記載されている。

＜ステップＳ９９＞
Ｉ／Ｆ装置２２は、ユーザから、ユーザの性別、年齢、身長の情報を取得する。

＜ステップＳ１００〜Ｓ１１０＞
ステップＳ１００〜ステップＳ１１０に関しては実施形態１の処理（図１６）と同様のため、本実施形態では説明を省略する。

＜ステップＳ１１１＞
指示出力回路１１は、ステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１からΔＴ１後に、ユーザに対して息を止めるよう指示する。

＜ステップＳ１１２＞
記憶装置１０は、ステップＳ１１１で出された呼吸停止指示のタイミングＴｓ２を記憶する。

＜ステップＳ１１３＞
指示出力回路１１は、ステップＳ１１２で出された呼吸停止指示のタイミングＴｓ２からΔＴ２後に、ユーザに吸気（排気）するよう指示する。

＜ステップＳ１１４＞
記憶装置１０は、ステップＳ１１３で出された吸気（排気）指示のタイミングＴｂ２を記憶する。

＜ステップＳ１１５＞
処理回路８は、ステップＳ１１４で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ２からＴｂ２＋ΔＴ３までの区間における呼吸曲線を取得する。

＜ステップＳ１１６＞
判定回路９は、ステップＳ１１５で取得された呼吸曲線を用いて、ユーザの排気（吸気）が限界に達しているか否かを判断する。すなわち、判定回路９は、息を吐き切った（吸い切った）か否かを判断する。具体的には、判定回路９は、Ｔｂ２から（Ｔｂ２＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が上がるか下がるかを見る。ステップＳ１０４で排気指示、ステップＳ１１１で排気停止指示、ステップＳ１１３で吸気指示を呈示した場合において、判定回路９は、Ｔｂ２から（Ｔｂ２＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が下がれば、ユーザが息を吐き切っていないと判断する。同様に、ステップＳ１０４で吸気指示、ステップＳ１１１で吸気停止指示、ステップＳ１１３で排気指示を呈示した場合において、判定回路９は、Ｔｂ２から（Ｔｂ２＋ΔＴ３）までの呼吸曲線が上がれば、ユーザが息を吸い切っていないと判断する。ユーザが息を吐き切っていない（吸い切っていない）と判断した場合、判定回路９はステップＳ１００の処理に戻る。そうでなければ、処理はステップＳ１１７に進む。

＜ステップＳ１１７＞
処理回路８は、ステップＳ１１２で記憶された呼吸停止指示のタイミングＴｓ２からステップＳ１１４で記憶された吸気（排気）指示のタイミングＴｂ２までの区間における呼吸曲線を取得する。

＜ステップＳ１１８＞
判定回路９は、ステップＳ１１７で取得された呼吸曲線の標準偏差を計算する。

＜ステップＳ１１９＞
判定回路９は、ステップＳ１１８で計算された標準偏差を用いて、ユーザの排気（吸気）が限界に達しているか否かを判断する。すなわち判定回路９は、息を吐き切った（吸いきった）か否かを判断する。具体的に、標準偏差が所定閾値ＳＴＤｔｈ以上であれば、判定回路９は、ユーザが息を吐き切った（吸い切った）と判断し、ステップＳ１２０に進む。そうでなければ、判定回路９はステップＳ１００の処理に戻る。

＜ステップＳ１２０＞
処理回路８は、ステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１から、ステップＳ１１２で記憶された排気（吸気）停止指示のタイミングＴｓ２のΔＴ４後（Ｔｓ２ ＋ΔＴ４）までの区間における呼吸曲線を取得する。ΔＴ４は指示から実際に
ユーザが動作するまでの遅延を考慮する時間である。本実施形態では、ΔＴ４を１ｓとする。

＜ステップＳ１２１＞
処理回路８は、ステップＳ１２０で取得された呼吸曲線から、呼吸線の最大値Ｒｅｓｐｍａｘと最小値Ｒｅｓｐｍｉｎを求める。

＜ステップＳ１２２＞
処理回路８は、ステップＳ１２１で求められた最大値Ｒｅｓｐｍａｘと最小値Ｒｅｓｐｍｉｎとなる時刻ｔ（Ｒｅｓｐｍａｘ）とｔ（Ｒｅｓｐｍｉｎ）を求める。

＜ステップＳ１２３＞
特徴抽出回路２１は、ステップＳ１２２で求められた時刻ｔ（Ｒｅｓｐｍａｘ）とｔ（Ｒｅｓｐｍｉｎ）から、呼吸量となる呼吸周期Ｔ１を計算する。呼吸周期Ｔ１を上記数６で計算する。

＜ステップＳ１２４＞
特徴抽出回路２１は、ステップＳ１２１で求められた最大値Ｒｅｓｐｍａｘと最小値Ｒｅｓｐｍｉｎから振幅Ａｍｐ１を計算する。幅Ａｍｐ１を上記数７で計算する。

＜ステップＳ１２５＞
呼吸量推定回路２３は、ステップＳ９９で取得されたユーザの性別、年齢、および身長の情報から、上記数３を用いて最大の呼吸量Ｖ１を推定する。

＜ステップＳ１２６＞
特徴抽出回路２１は、ステップＳ１２３で計算された呼吸周期Ｔ１から、次の指示に用いる呼吸周期Ｔ２を例えば上記数４で計算する。

＜ステップＳ１２７＞
指示出力回路１１は、ユーザに吸気（排気）を開始するよう指示する。

＜ステップＳ１２８＞
記憶装置１０は、ステップＳ１２７で出された吸気（排気）指示のタイミングＴｂ３を記憶する。

＜ステップＳ１２９＞
指示出力回路１１は、ステップＳ１２８で記憶された吸気（排気）指示のタイミングＴｂ３と、ステップＳ１２６で計算された呼吸周期Ｔ２を用いて、Ｔｂ３からＴ２／２後に、ユーザに排気（吸気）を開始するよう指示する。

＜ステップＳ１３０＞
指示出力回路１１は、ステップＳ１２８で記憶された吸気（排気）指示のタイミングＴｂ３と、ステップＳ１２６で計算された呼吸周期Ｔ２を用いて、Ｔｂ３からＴ２後に、ユーザに対して息を止めるよう指示する。

＜ステップＳ１３１＞
処理回路８は、ステップＳ１２８で記憶された吸気（排気）指示のタイミングＴｂ３から、（Ｔｂ３ ＋ΔＴ４）までの区間における呼吸曲線を取得する。

＜ステップＳ１３２＞
処理回路８は、ステップＳ１３１で取得された呼吸曲線から、呼吸線の最大値Ｒｅｓｐｍａｘと最小値Ｒｅｓｐｍｉｎを求める。

＜ステップＳ１３３＞
特徴抽出回路２１は、ステップＳ１３２で求められた最大値Ｒｅｓｐｍａｘと最小値Ｒｅｓｐｍｉｎから振幅Ａｍｐ２を計算する。幅Ａｍｐ２を上記数７で計算する。

＜ステップＳ１３４＞
呼吸量推定回路２３は、ステップＳ１２６で計算された呼吸周期Ｔ２と、ステップＳ１２５で推定された呼吸量Ｖ１から、呼吸量Ｖ２を推定する。呼吸量Ｖ２を上記数５で計算する。

＜ステップＳ１３５＞
較正処理回路２４は、ステップＳ１２５で推定された呼吸量Ｖ１と、ステップＳ１３４で推定された呼吸量Ｖ２と、ステップＳ１２４で取得された振幅Ａｍｐ１と、ステップＳ１３３で取得された振幅Ａｍｐ２から、吸量と振幅との関係式を較正する。具体的に、特徴抽出回路２１で取得された２つの振幅Ａｍｐ１、Ａｍｐ２と、呼吸量推定回路２３で推定された２つの呼吸量Ｖ１、Ｖ２を、２次曲線で近似する。（０、０）、（Ａｍｐ１、Ｖ１）、（Ａｍｐ２、Ｖ２）という３点の座標から２次曲線近似式を求め、その近似式を呼吸量と振幅との関係式とする。

＜ステップＳ１３６＞
指示出力回路１１は、ユーザに対して、排気（吸気）停止を解除するよう指示する。

なお、ステップＳ１３４の後に、ステップＳ１２６〜ステップＳ１３４の処理をもう一度行ってもよい。その繰り返しにおける処理はそれぞれステップＳ１２６ａ、ステップＳ１２７ａ、ステップＳ１２８ａ、ステップＳ１２９ａ、ステップＳ１３０ａ、ステップＳ１３１ａ、ステップＳ１３２ａ、ステップＳ１３３ａ、ステップＳ１３４ａとする。その場合、ステップＳ１２６におけるＴ２が、ステップＳ１２６ａではＴ３になる。Ｔ３は例えばＴ１／３とする。ステップＳ１２７ａ〜ステップＳ１３４ａにおける処理はＴ３に対して行う。よって、ステップＳ１３３ａではＡｍｐ３が計算され、ステップＳ１３５ａではＶ３が推定される。ステップＳ１２６〜ステップＳ１３４の処理の繰り返しを数回行ってもよい。所定回数の繰り返しが終了したら、ステップＳ１３５に進む。その場合、特徴抽出回路２１で取得された振幅と、呼吸量推定回路２３で推定された呼吸量がそれぞれ３つ以上あるため、呼吸量と振幅との関係式を多項式で近似してもよい。

以上、本実施形態による構成および動作を説明した。

上述の各実施形態では、心電のＴ波ピークの包絡線として求められる呼吸曲線を利用して、生体信号判定装置の動作を説明した。しかしながら、これは一例である。呼吸曲線は包絡線であり連続的であるが、離散的な電位差またはインピーダンス値を用いて上述の処理を実現できる。

（実施形態３）
図２９は、本実施形態による生体信号判定システム１０２の構成を示す。生体信号判定システム１０２は、データ蓄積装置６と、生体信号計測装置２００と、生体信号判定装置３０２とを備えている。

実施形態３係る生体信号判定システム１０２は、実施形態１に係る生体信号判定システム１００と異なり、呼吸曲線処理回路８を有していない。実施形態３に係る生体信号判定システム１０２は、離散的な電位差またはインピーダンス値を用いて、ユーザが息を吸い切ったか、あるいはユーザが息を吐き切ったかを判断することができる（判定回路９１）。

判定回路９１は、検知回路７で検知された心電のピークにおける電位値に基づいて、ユーザの呼吸が限界に達したか否かを判定する。

（全体の処理フロー）
図３０は、本実施形態の生体信号判定システム１０２の処理の手順を示す。ステップＳ１０１〜Ｓ１０５は実施形態１と同じのため、説明を省略する。

＜ステップＳ１１６＞
判定回路９１は、ステップＳ１０３及びステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｓ１及びＴｂ１を参照し、ピーク検知回路７から、Ｔｓ１からＴｂ１までの区間を含む電位差に関する情報（心電情報）を受け付ける。

＜ステップＳ１１７＞
判定回路９１は、ステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｂ１を参照し、Ｔｂ１からＴｂ１＋ΔＴ４までの区間を含む電位差に関する情報（心電情報）を受け付ける。ここで、ΔＴ４とは、少なくとも１回のＴ波のピークを含む所定時間である。ΔＴ４とは、２回のＴ波のピークを含む時間であることが望ましい。Ｔｂ１後の２番目のＴ波ピークである。

＜ステップＳ１１８＞
判定回路９１は、ステップＳ１１６で受け付けた電位差の値と、ステップＳ１１７で受け付けた電位差の値とを用いて、ユーザの吸気（排気）が限界に達しているか否か、すなわち、息を吸い切った（吐き切った）か否かを判定する。具体的に、判定回路９は、ステップＳ１１７で取得された電位差の値がステップＳ１１６で取得された電位差の値より大きいか小さいかを判定する。

ステップＳ１１７で複数の電位差の値を受け付けた場合、受け付けた複数の電位差の値が、ステップＳ１１６で受け付けた電位差の値より大きいか否かにより判定する。

ステップＳ１０１が吸気指示、ステップＳ１０２が吸気停止指示、ステップＳ１０４が排気指示である場合にはステップＳ１１７で取得された電位差の値がステップＳ１１６で取得された電位差の値より大きければ、ユーザが息を吸い切っていないと判定する。同様に、ステップＳ１０１では排気指示、ステップＳ１０２では排気停止指示、ステップＳ１０４では吸気指示の場合において、ステップＳ１１７で取得された電位差の値がステップＳ１１６で取得された電位差の値より小さければ、ユーザが息を吐き切っていないと判定する。ユーザが息を吸い切っていない（吐き切っていない）と判定されれば、処理はステップＳ１００に進む。そうでなければ、ステップＳ１１９に進む。

＜ステップＳ１１９＞
判定回路９１は、ステップＳ１０３及びステップＳ１０５で記憶された排気（吸気）指示のタイミングＴｓ１及びＴｂ１を参照し、ピーク検知回路７から、Ｔｓ１からＴｂ１までの区間における全ての電位差に関する情報（心電情報）を受け付ける。ここで、全ての電位差に関する情報とは、Ｔｓ１からＴｂ１までの区間に含まれる複数の心電のピークである。

＜ステップＳ１２０＞
判定回路９は、ステップＳ１１９で取得された全ての電位差に関する情報の標準偏差を計算する。

＜ステップＳ１２１＞
判定回路９は、ステップＳ１２０で計算された標準偏差を用いて、ユーザの吸気（排気）が限界に達しているか否か、すなわち、息を吸い切った（吐き切った）か否かを判定する。具体的に、標準偏差が所定閾値ＳＴＤｔｈ以上であれば、ユーザが息を吸い切った（吐き切った）と判定し、全体の処理フローを終了させる。そうでなければ、処理はステップＳ１００に進む。

＜ステップＳ１００＞
指示出力回路１１は、音声信号および／または映像信号を生成して、ユーザに、指示に従って限界まで排気（吸気）するよう、音声および／または映像によるメッセージを呈示する。

なお、ステップＳ１２０及びＳ１２１では、判定回路９１は、標準偏差を用いて判定したが、全ての電位差が所定の数値範囲に含まれるか否かにより、ユーザの吸気（排気）が限界に達しているか否かを判定しても良い。

（実施形態３の変形例１）
実施形態３の変形例１に係る生体信号判定システム１０３は、実施形態３に係る生体信号判定システム１０２と同様である。

（全体の処理フロー）
図３１は、本実施形態の生体信号判定システム１０３の処理の手順を示す。ステップＳ１１６〜Ｓ１１８を除いたこと以外は、図３０に示す処理フローと同様である。

本開示において、ユニット、デバイスの全部又は一部、又は図１５、図１７、および図２９に示されるブロック図の機能ブロックの全部又は一部は、半導体装置、半導体集積回路（ＩＣ）、又はＬＳＩ（large scale integration）を含む一つ又は一つ以上の電子回路によって実行されてもよい。ＬＳＩ又はＩＣは、一つのチップに集積されてもよいし、複数のチップを組み合わせて構成されてもよい。例えば、記憶素子以外の機能ブロックは、一つのチップに集積されてもよい。ここでは、ＬＳＩやＩＣと呼んでいるが、集積の度合いによって呼び方が変わり、システムＬＳＩ、ＶＬＳＩ(very large scale integration)、若しくはＵＬＳＩ(ultra large scale integration) と呼ばれるかもしれない。 ＬＳＩの製造後にプログラムされる、Field Programmable Gate Array (FPGA)、又はＬＳＩ内部の接合関係の再構成又はＬＳＩ内部の回路区画のセットアップができるreconfigurable logic deviceも同じ目的で使うことができる。

さらに、ユニット、装置、又は装置の一部の、全部又は一部の機能又は操作は、ソフトウェア処理によって実行することが可能である。この場合、ソフトウェアは一つ又は一つ以上のＲＯＭ、光学ディスク、ハードディスクドライブ、などの非一時的記録媒体に記録され、ソフトウェアが、処理装置（processor）によって実行された場合に、ソフトウェアは、ソフトウェア内の特定の機能を、処理装置（processor）と周辺のデバイスに実行させる。システム又は装置は、ソフトウェアが記録されている一つ又は一つ以上の非一時的記録媒体、処理装置（processor）、及び必要とされるハードウエアデバイス、例えばインタフェース、を備えていても良い。

本開示にかかる生体信号判定システムによれば、振幅と呼吸量の較正時にユーザが吸い切るあるいは吐き切るかを判断することができる。これによりユーザが自宅で呼吸計測装置の較正が簡単にできる。自宅等での健康状態の確認、スポーツ時の運動負荷状態の把握等の分野に応用可能である。

５ 電位計測回路
６ データ蓄積装置
７ ピーク検知回路
８ 呼吸曲線処理回路
９ 判定回路
１０ 記憶装置
１１ 指示出力回路
２１ 特徴抽出回路
２２ Ｉ／Ｆ装置
２３ 呼吸量推定回路
２４ 較正処理回路
１００、１０１ 生体信号判定システム
２００ 生体信号計測装置
３００、３０１ 生体信号判定装置

Claims (14)

1. 第１の指示、第２の指示、及び第３の指示を、この順で、ユーザに出力する指示出力回路と、
   前記第１の指示は、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求め、
   前記第２の指示は、前記ユーザに前記動作を止めるよう求め、
   前記第３の指示は、前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求め、
   前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第１の心電を受け付け、前記第１の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知する検知回路と、
   前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値以上の場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていると判定し、前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が前記第１の閾値より小さい場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する判定回路と
   を備えた生体信号判定装置。
2. 前記指示出力回路は、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を出力したときは、前記第３の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力する、請求項１に記載の生体信号判定装置。
3. 前記指示出力回路は、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力したときは、前記第３の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を出力する、請求項１に記載の生体信号判定装置。
4. 各Ｔ波ピークが心電の極大値である場合において、
   前記検知回路は、
   前記第３の指示が出力された時刻後に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第２の心電を受け付け、前記第２の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知し、
   前記判定回路は、
   前記第３の指示が出力された時刻後の前記第２の心電における複数のＴ波ピークのうち少なくとも１つの電位差の値が、前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間の前記第１の心電における複数のＴ波ピークのいずれの電位差の値よりも大きいと判定した場合に、
   前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する、
   請求項２に記載の生体信号判定装置。
5. 各Ｔ波ピークが心電の極大値である場合において、
   前記検知回路は、
   前記第３の指示が出力された時刻後に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第３の心電を受け付け、前記第３の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知し、
   前記判定回路は、
   前記第３の指示が出力された時刻後の前記第３の心電における複数のＴ波ピークのうち少なくとも１つの電位差の値が、前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間の前記第１の心電における複数のＴ波ピークのいずれの電位差の値よりも小さいと判定した場合に、
   前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する、
   請求項３に記載の生体信号判定装置。
6. 前記判定回路が、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定したとき、前記指示出力回路は、再び前記第１の指示を出力する、請求項１に記載の生体信号判定装置。
7. 第１の指示、第２の指示、及び第３の指示を、この順で、ユーザに出力する指示出力回路と、
   前記第１の指示は、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求め、
   前記第２の指示は、前記ユーザに前記動作を止めるよう求め、
   前記第３の指示は、前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求め、
   前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第１の心電を受け付け、前記第１の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知する検知回路と、
   前記第３の指示を出力した時刻を起点とする時間区間に検知された第２の心電の複数のＴ波ピークから、前記第３の指示に伴うユーザの呼吸に関する呼吸情報として呼吸曲線を生成する処理回路と、
   前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値以上の場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていると判定し、前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値より小さい場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する判定回路と、
   前記処理回路が取得した前記呼吸曲線から、呼吸周期の情報および振幅の情報を抽出する特徴抽出回路と、
   前記ユーザの性別、年齢、および身長の情報を取得するインタフェース装置と、
   前記インタフェース装置で取得された前記情報と、前記特徴抽出回路によって抽出された前記呼吸周期の情報とに基づいて、予め定められた計算式に基づいて前記ユーザの呼吸量を推定する呼吸量推定回路と、
   予め用意された、呼吸量と呼吸曲線の振幅との関係式を較正する較正処理回路であって、前記呼吸量推定回路によって推定された前記呼吸量の情報と、前記特徴抽出回路によって抽出された前記振幅の情報とに基づいて、前記呼吸量と前記振幅との関係式を較正する較正部と、
   を備えた、生体信号判定装置。
8. 生体信号判定方法であって、
   少なくとも１つのメモリーと、プロセッサとを備え、前記プロセッサにより以下を実行する、
   （ａ）第１の指示、第２の指示、及び第３の指示を、この順で、ユーザに出力し、
   前記第１の指示は、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求め、
   前記第２の指示は、前記ユーザに前記動作を止めるよう求め、
   前記第３の指示は、前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求め、
   （ｂ）前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第１の心電を受け付け、前記第１の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知し、
   （ｃ）前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値以上の場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていると判定し、前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値より小さい場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する、
   生体信号判定方法。
9. 前記（ａ）において、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を出力したときは、前記第３の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力する、
   請求項８に記載の生体信号判定方法。
10. 前記（ａ）において、前記第１の指示として、前記ユーザに限界まで排気の動作を行うよう求める指示を出力したときは、前記第３の指示として、前記ユーザに限界まで吸気の動作を行うよう求める指示を出力する、
    請求項８に記載の生体信号判定方法。
11. 各Ｔ波ピークが心電の極大値である場合において、
    さらに、
    （ｄ）前記第３の指示が出力された時刻後に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第２の心電を受け付け、前記第２の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知し、
    （ｅ）前記第３の指示が出力された時刻後の前記第２の心電における複数のＴ波ピークのうち少なくとも１つの電位差の値が、前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間の前記第１の心電における複数のＴ波ピークのいずれの電位差の値よりも大きいか否かを判定し、
    前記（ｃ）において、前記第２の心電における複数のＴ波ピークのうち少なくとも１つの電位差の値が、前記第１の心電における複数のＴ波ピークのいずれの電位差の値よりも大きい場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する、
    請求項９に記載の生体信号判定方法。
12. 各Ｔ波ピークが心電の極大値である場合において、
    さらに、
    （ｆ）前記第３の指示が出力された時刻後に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第３の心電を受け付け、前記第３の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知し、
    （ｇ）前記第３の指示が出力された時刻後の前記第３の心電における複数のＴ波ピークのうち少なくとも１つの電位差の値が、前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間の前記第１の心電における複数のＴ波ピークのいずれの電位差の値よりも小さいか否かを判定し、
    前記（ｃ）において、前記第３の心電における複数のＴ波ピークのうち少なくとも１つの電位差の値が、前記第１の心電における複数のＴ波ピークのいずれの電位差の値よりも小さい場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定する、
    請求項１０に記載の生体信号判定方法。
13. さらに、
    （ｈ）前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定したとき、再び前記第１の指示を出力する、
    請求項８に記載の生体信号判定方法。
14. コンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、
    前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに、
    （ａ）第１の指示、第２の指示、及び第３の指示を、この順で、ユーザに出力させ、
    前記第１の指示は、前記ユーザに限界まで吸気または排気の動作を行うよう求め、
    前記第２の指示は、前記ユーザに前記動作を止めるよう求め、
    前記第３の指示は、前記ユーザに限界まで前記動作とは逆の動作を行うよう求め、
    （ｂ）前記第２の指示が出力された時刻と前記第３の指示が出力された時刻との間に計測された、前記ユーザの胸部に配置された２つの電極の電位差である第１の心電を受け付け、前記第１の心電に含まれる複数のＴ波ピークを検知させ、
    （ｃ）前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値以上の場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていると判定させ、
    前記複数のＴ波ピークの電位差の値の標準偏差が第１の閾値より小さい場合に、前記ユーザが限界まで前記第１の指示で求めた動作を行っていないと判定させる、
    コンピュータプログラム。

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