呼气传感器、呼气传感器单元及呼气检测方法与流程

本发明涉及呼气传感器、呼气传感器单元及呼气检测方法。

背景技术：

在医疗现场等，要求用以监视患者的呼吸状态的传感器。因此，提出了具备在双面形成有导电体层的聚偏氟乙烯(pvdf)膜以及配置于该pvdf膜的双面的电极的传感器(例如参照专利文献1)。该传感器通过由呼气接触pvdf膜而引起的pvdf膜的温度变化来评估呼气的有无。

专利文献1：日本专利第4989932号公报

技术实现要素：

然而，专利文献1所记载的传感器由于是一种基于温度来检测呼气的有无的结构，所以容易受到外部的温度环境等的影响。因此，该传感器根据使用环境存在无法准确评估呼气有无的隐患。

本发明是鉴于上述缘由而完成的，其目的在于提供一种能够准确评估呼气的有无的呼气传感器。

为了达成上述目的，本发明所涉及的呼气传感器具备：基体；设置于上述基体的表面的一部分的第1电极；设置于上述基体的表面的一部分的第2电极；以及覆盖层，其由不透水的材料形成且在该覆盖层与上述基体之间覆盖上述第2电极，

上述基体由表面电位根据水分附着于上述第1电极或上述基体的表面而发生变化的材料形成。

此外，本发明所涉及的呼气传感器也可以是，

上述基体是薄膜状，

上述第1电极设置于上述基体的一主面，

上述第2电极设置于上述基体的另一主面。

此外，本发明所涉及的呼气传感器也可以是，

上述基体是薄膜状，

上述第1电极及上述第2电极设置于上述基体的同一主面。

此外，本发明所涉及的呼气传感器也可以是，

上述基体由阳离子交换膜形成。

此外，本发明所涉及的呼气传感器也可以是，

上述覆盖层由阴离子交换膜形成。

此外，本发明所涉及的呼气传感器单元具备：

上述呼气传感器；

检测电路，其检测上述第1电极与上述第2电极之间的电位差；

呼吸次数计算部，其根据上述电位差的变动而计算出预先设定的期间内的呼吸次数。

此外，本发明所涉及的呼气传感器单元还可以具备：

存储部，其将表示上述电位差与呼气中包含的水分浓度之间的相关关系的相关信息进行存储；

水分浓度计算部，其基于存储于上述存储部的上述相关信息和利用上述检测电路检测出的电位差而计算出呼气中包含的水分浓度。

从其他观点出发的本发明所涉及的呼气检测方法包括：

检测呼气传感器的第1电极与第2电极之间的电位差的步骤；和

根据上述电位差的变动计算出预先设定的期间内的呼吸次数的步骤，

上述呼气传感器具有：

基体；

设置于上述基体的上述第1电极；

设置于上述基体的上述第2电极；

覆盖层，其由不透水的材料形成且在该覆盖层与上述基体之间覆盖上述第2电极，

上述基体由表面电位根据水分附着于上述第1电极或上述基体表面而发生变化的材料形成。

此外，本发明所涉及的呼气检测方法还可以包括：

基于表示上述电位差与呼气中包含的水分浓度的相关关系的相关信息以及上述第1电极与上述第2电极之间的电位差而计算出呼气中包含的水分浓度的步骤。

本发明的呼气传感器具备：

由阳离子交换膜形成的基体；

设置于上述基体的第1电极；

设置于上述基体的第2电极；

覆盖层，其由不透水的材料形成且在该覆盖层与上述基体之间覆盖上述第2电极，

在上述第1电极与上述第2电极之间，产生与接触上述基体或上述第1电极的呼气中包含的水分相应的电位差。

根据本发明，通过对包含水分的呼气附着于第1电极或基体的表面时的基体的表面电位的变化进行检测，能够检测出呼气的有无。即，能够基于呼气中包含的水分的有无而检测出呼气的有无。由此，能够不受使用呼气传感器的温度环境的影响而检测出呼气的有无，例如与基于呼气的温度而检测呼气的有无的结构相比，能够准确测量呼气的有无。

附图说明

图1是实施方式所涉及的呼气传感器单元的结构图。

图2表示实施方式所涉及的呼气传感器，(a)是从基体的一主面侧观察的平面图，(b)是从基体的另一主面侧观察的平面图。

图3是实施方式所涉及的计算部的结构图。

图4是表示实施方式所涉及的呼气传感器单元的输出信号的一例的图。

图5是表示实施方式所涉及的计算部所执行的呼气次数及水分浓度测量处理的一例的流程图。

图6是表示实施方式所涉及的查找表中存储的电压与水分浓度之间的相关关系的图。

图7是实施方式的第1变形例所涉及的呼气传感器的俯视图。

图8是实施方式的第1变形例所涉及的呼气传感器单元的结构图。

图9是实施方式的第2变形例所涉及的呼气传感器单元的结构图。

图10是实施方式的第2变形例所涉及的呼气传感器单元的结构图。

图11是实施方式的第3变形例所涉及的计算部的结构图。

图12是表示实施方式的第3变形例所涉及的检测电路的输出电压、比较器的输出电压、运算部的触发端子的电压、给运算部的检测端子的输入电压及呼吸计数器的计数值之间的关系的一例的时序图，(a)是检测电路的输出电压的时序图，(b)是比较器的输出电压的时序图，(c)是运算部的触发端子的电压的时序图，(d)是给运算部的检测端子的输入电压的时序图，(e)是呼吸计数器的计数值的时序图。

图13是实施方式的第4变形例所涉及的计算部的结构图。

图14是表示实施方式的第4变形例所涉及的检测电路的输出电压、积分电路的输出电压的绝对值、及微分电路的输出电压之间的关系一例的时序图，(a)是检测电路的输出电压的时序图，(b)是积分电路的输出电压的绝对值的时序图，(c)是微分电路的输出电压的时序图。

图15是表示实施方式的第4变形例所涉及的计算部所执行的呼气次数及水分浓度测量处理的一例的流程图。

具体实施方式

以下，参照附图详细地说明本发明的各实施方式。

如图1所示，本实施方式所涉及的呼气传感器单元具备：呼气传感器1；检测电路2，其检测从呼气传感器1输出的信号；计算部，其计算呼气次数和呼气中包含的水分浓度；及显示部4。

呼气传感器1具备：基体11；第1电极12，其设置于基体11的一主面；第2电极13，其设置于基体11的另一主面；覆盖层14，其隔着第2电极13覆盖其下方的基体11的表面。在第1电极12、第2电极13分别通过导电部件15a、15b连接有引线16a、16b。

若该呼气传感器1接触呼气，则在基体11的第1电极12侧，呼气中包含的氢离子渗入基体11表面，由此使基体11表面的离子的状态发生变化，而使基体11的表面电位发生变化。另一方面，在被覆盖层14覆盖的基体11的第2电极13侧，由于呼气不会接触基体11表面，所以基体11的表面电位不会发生变化。呼气传感器1是用于基于这样的第1电极12的电位与第2电极13的电位的电位差的变动来测量呼吸次数的传感器。

此外，由于氢离子与呼气中包含的水分浓度成正比，所以第1电极12的电位与第2电极13的电位之间的电位差反映了呼气中包含的水分浓度。因此，能够根据呼气传感器1的第1电极12的电位与第2电极13的电位间的电位差来测量出呼气中包含的水分浓度。

以下，对呼气传感器1的各结构详细地进行说明。基体11由若包含水分的呼气附着于第1电极12或基体11则基体11的第1电极12侧的表面电位发生变化的阳离子交换膜形成。基体11是薄膜状的，例如是俯视呈纵横20mm的正方形。阳离子交换膜例如可以由全氟碳材料形成。作为这样的阳离子交换膜可以例举出如西格玛奥德里奇公司产的nafion(注册商标)或旭硝子社产的selemioncmv(注册商标)。通过像这样由阳离子交换膜形成基体11，能够在水附着的部分及其以外的部分与水分浓度相对应地产生充分大到能够检测出的电位差。

如图2的(a)所示，第1电极12被设置为覆盖基体11的一主面全部。此外，第2电极13被设置为覆盖基体11的另一主面全部。第1电极12及第2电极13由白金(pt)等形成。第1电极12及第2电极13利用溅镀法或蒸镀法、电镀法等形成。

覆盖层14由聚酰亚胺等不透水的树脂材料或阴离子交换膜形成。如图2的(b)所示，覆盖层14被设置为覆盖被设置为覆盖基体11的另一主面全部的第2电极12的全部。

导电部件15a、15b例如可以由金属粉和树脂粘合剂混合而成的导电胶所构成。作为导电胶例举出如藤仓化成株式会社制的“dotitefa-333(注册商标)”。引线16a、16b由铜线等金属线构成。

检测电路2具备将正输入端子与负输入端子之间的电位差放大并输出的差动放大电路21。恒定电压vcc、-vcc被供给至差动放大器21。

计算部3作为计算预先决定的期间内的呼吸次数的呼吸次数计算部3a以及计算每一次呼吸的呼气中包含的水分浓度的水分浓度计算部3b而发挥作用。如图3所示，计算部3作为硬件结构而具备adc(analogtodigitalconverter，模数转换器)33及运算部34。运算部34具备cpu(centralprocessingunit，中央处理器)34a、主存储部34b、辅助存储部34c、输入部34d、输出部34e、接口部34f、将各部连接的系统总线34g。运算部34随时读取从adc33输出的电压值。

cpu34a读出存储于辅助存储部34c的程序并执行，并按照程序来控制计算部3整体。主存储部34b具有ram(randomaccessmemory，随机读取存储器)等易失性存储器。主存储部34b被用作cpu34a的工作区域。辅助存储部34c具有磁盘、半导体存储器等非易失性存储器。辅助存储部34c存储cpu34a所执行的程序及各种参数。此外，辅助存储部34c依次存储cpu34a的处理结果等。进一步，辅助存储部34c存储表示第1电极12与第2电极13之间的电位差与呼气中包含的水分浓度之间的相关关系的查找表(lut)342。

输入部34d用于向计算部3输入信息，由触摸屏等构成。输出部34e与显示部4连接，将从主存储部34b或辅助存储部34c经由系统总线34g而获取的数据等向显示部4输出。

显示部4由显示装置所构成，显示从计算部3输入的呼吸次数或水分浓度。

adc33将对检测电路2所输出的电压进行采样所得到的电压值向运算部34持续输出。adc33的采样频率例如被设定为100khz。

接下来，对本实施方式所涉及的呼气传感器单元的工作进行说明。呼气传感器单元在呼气传感器1配置于患者的嘴角附近的状态下，根据呼气传感器1的第1电极12与第2电极13之间的电位差的变动来检测出患者的呼吸次数及呼气中包含的水分浓度。呼气传感器单元例如可以以接受到用户用以开始检测患者的呼吸次数与呼气中包含的水分浓度的操作作为契机而开始检测患者的呼吸次数及呼气中包含的水分浓度。

将从呼气传感器单元的检测电路2输出的信号的时间波形的一例示于图4。检测电路2如前述一样，将呼气传感器1的第1电极12与第2电极13之间的电位差放大并输出。在呼气传感器1没有接触呼气的情况下，如图4的“呼气无”的期间所示，从检测电路2输出的电压△v的时间波形在0v附近推移。之后，若推移至呼气大致以一定的时间间隔接触呼气传感器1的状态，则如图4的“呼气有”的期间所示，从检测电路2输出的电压△v的时间波形成为根据呼吸发生变化的波形。具体而言，电压△v的时间波形成为以大致一定的时间间隔超过特定的电压阈值△vth的波形。此处，在呼气接触呼气传感器1的状态下的电压△v在50mv到200mv左右。呼气传感器单元根据这样的电压△v的变动来检测出患者的呼吸次数及呼气中包含的水分浓度。

接下来，参照图5，对本实施方式所涉及的呼气传感器单元所执行的呼吸次数及水分浓度测量处理进行说明。在该呼吸次数及水分浓度测量处理中，呼气传感器单元将在预先设定的期间内，从检测电路2输出的电压从小于预先设定的电压阈值变化到电压阈值以上的次数作为呼吸次数来计算。此外，呼气传感器单元根据从检测电路2输出的电压在电压阈值以上推移的期间的电压平均值，计算出1次呼吸所吐出的呼气中包含的水分浓度。

首先，运算部34将呼吸计数器的计数值tc设定为“0”(步骤s1)。接下来，运算部34判定从adc33输入的电压值△v是否在预先设定的电压阈值以上(步骤s2)。若通过运算部34判定电压值小于电压阈值(步骤s2：否)，则直接执行步骤s5的处理。另一方面，若判定为电压值△v在电压阈值△vth以上(步骤s2：是)，则运算部34使计数值tc自加“1”(步骤s3)。

接着，运算部34获取从adc33输入的电压值△v并存储于主存储部34b(步骤s4)。之后，运算部34判定从adc33输入的电压值△v是否小于电压阈值△vth(步骤s5)。只要电压值△v在电压阈值△vth以上(步骤s5：否)，运算部34将反复执行获取从adc33输入的电压值△v并存储至主存储部34b的操作(步骤s4)。另一方面，若判定为电压值△v在电压阈值△vth以上(步骤s5：是)，则运算部34通过将电压值△v在电压阈值△vth以上推移的期间的电压值△v的累计值除以期间内获取的电压值△v的数据数来计算出电压值△v的平均值并存储至辅助存储部34c(步骤s6)。此处，运算部34将存储于主存储部34b的、电压值△v在电压阈值△vth以上推移的期间内获取的电压值△v进行累计，由此计算出电压值△v的累计值。然后，运算部34计算出主存储部34b中存储的电压值△v的数据数，并将计算的累计值除以该数据数来计算出电压值△v的平均值。

之后，运算部34参照辅助存储部34c中存储的查找表342，根据计算出的电压值△v的平均值计算出水分浓度并存储至辅助存储部34c(步骤s7)。此处，查找表342例如可以是图6所示的表示电压值△v与水分浓度之间的相关关系的表。该查找表342例如通过预先使接触呼气传感器1的加湿气的湿度(水分浓度)发生变化来测量加湿气的湿度与电压值△v而建立。

之后，运算部34判定测量期间是否结束(步骤s8)，在测量期间未结束的情况下(步骤s8：否)，再次执行步骤s2的处理。此处，运算部34基于计时器的计数值来判定预先设定的测量期间是否结束。只要测量期间未结束，运算部34将反复执行从步骤s2到s6的处理。需要说明的是，从该步骤s2到s7的反复间隔与人1次呼吸所持续吐出呼气的时间及人的呼吸间隔相比充分短。

另一方面，在测量期间结束的情况下(步骤s8：是)，运算部34将设定为计数值tc的数作为呼吸次数存储于辅助存储部34c(步骤s9)并结束呼吸次数及水分浓度测量处理。然后，运算部34的输出部34e将存储于辅助存储部34c的测量期间中的水分浓度的历史及呼吸次数向显示部4输出。

如以上说明，根据本实施方式所涉及的呼气传感器1，通过对在包含水分的呼气接触到第1电极12的表面时的基体11的第1电极12侧的表面与基体11的第2电极13侧的表面之间产生的电位差进行检测，能够检测出呼气的有无。即，能够基于呼气中包含的水分的有无来检测出呼气的有无。由此，由于不受使用呼气传感器1的温度环境的影响而检测出呼气的有无，例如与基于呼气的温度而检测呼气的有无的结构相比能够准确测量呼气的有无。

此外，本实施方式所涉及的呼气传感器1中，可以将第1电极12设置为覆盖基体11的一表面全部，且将第2电极13设置为覆盖基体11的另一表面全部。该情况下，在利用溅镀法等形成第1电极12与第2电极13的情况下，由于没有在基体11表面上将导电体层图案化的必要，所以相应地能够简单地制造。进一步，本实施方式所涉及的运算部34根据第1电极12与第2电极13之间的电位差的变动来计算出预先设定的测量期间内的呼吸次数。由此，能够不受温度环境的影响而准确测量出测量期间内的呼吸次数。

此外，本实施方式所涉及的呼气传感器单元具备检测电路2，该检测电路2输出与在包含水分的呼气接触到呼气传感器1时在基体11表面的被覆盖层14覆盖的部分与未被覆盖的部分之间所产生的电位差成正比的电压。此处，呼气中包含的水分浓度越多，在基体11表面的被覆盖层14覆盖的部分与未被覆盖的部分之间产生的电位差越大。然后，运算部34参照表示电压△v与呼气中包含的水分浓度之间的相关关系的查找表342，根据从检测电路2输出的电压△v计算1次呼吸所吐出的呼气中包含的水分浓度。由此，能够对呼气中包含的水分浓度进行评估。

在监视患者的呼吸状态时，为了检测患者的呼吸器系统异常还要求监视呼气中包含的水分浓度是否正常。作为检测呼气的湿度的传感器，提供使用由高分子膜形成的电容的传感器(参照非专利文献1：麿田裕，“加温加湿与气管管理，围绕人工气管中的加温加湿的诸多问题”、人工呼吸第27卷第1号(2010年)57～63页)。该传感器是利用在呼气接触到电容时，呼气中包含的水分进入电容的高分子膜而使电容的静电电容发生变化来检测出呼气的湿度的传感器。然而，该传感器的响应时间快也要2秒到5秒左右。另一方面，人呼吸的时间间隔通常在1秒以下。这样一来，非专利文献1所记载的传感器则无法评估1次的呼吸所吐出的呼气中包含的水分浓度。

对此，本实施方式所涉及的呼气传感器单元如前述那样，由于能够评估1次呼吸所吐出的呼气中包含的水分浓度，所以能够更加周密地监视患者的呼吸状态。

[变形例]

以上，虽然对本发明的实施方式进行了说明，但本发明不被限定为前述实施方式的结构。例如也可以是第1电极、第2电极覆盖基体表面的一部分，即，露出基体表面的一部分的结构。

图7表示露出基体表面的一部分的结构的一例。如图7所示，基体211的一部分不被第1电极212、第2电极213及覆盖层214覆盖而露出。此外，该变形例所涉及的呼气传感器单元如图8所示，呼气传感器201的第1电极212和第2电极213设置于薄膜状的基体211的单面侧。需要说明的是，在图8中对于与实施方式相同的结构标注与图1相同的附图标记。

基体211由阳离子交换膜形成。第1电极212、第2电极213由金属材料形成。覆盖层214由聚酰亚胺等不透水的树脂材料形成。

根据本结构，第1电极212与第2电极213配置于基体211的单面侧。由此，在利用溅镀法等形成第1电极212与第2电极213的情况下，由于不需要将基体211翻转的作业，所以能够实现制造简易化，进而能够减少制造成本。

在实施方式中，对基体11为1层构造的例进行了说明，但不限于此。例如，基体也可以是将由阳离子交换膜形成的层重叠2层的构造。

或者，基体也可以为将由阳离子交换膜形成的层和由阴离子交换膜等即使包含水分的呼气附着于电极或基体的表面也不会使表面电位发生变化的材料形成的层重叠的构造。

这样的具有将由阳离子交换膜形成的层与由阴离子交换膜等材料形成的层重叠的构造的呼气传感器的变形例示于图9。呼气传感器501具备第1子基体511a和第2子基体511b层叠的基体511。此处，第1子基体511a由阳离子交换膜形成。另一方面，第2子基体511b由阴离子交换膜等即使包含水分的呼气接触第2电极13的表面，第2电极13侧的表面电位也不发生变化的材料形成。

此外，具有将由阳离子交换膜形成的层与由阴离子交换膜等材料形成的层重叠的构造的其他变形例示于图10。需要说明的是，图10中对与图9所示的结构相同的结构标注与图9相同的附图标记。呼气传感器601中，由阴离子交换膜等材料形成的第2子基体511b与被覆盖层14覆盖的第2电极13邻接配置。此外，由阳离子交换膜形成的第1子基体511a与未被覆盖层覆盖的第1电极12邻接配置。

根据本结构，由于第2子基体511b的第2电极13侧的表面电位与第1子基体511a的第1电极12侧的表面电位之差变得显著，例如与基体由阳离子交换膜构成的单一的层构成的结构(例如实施方式所涉及的呼气传感器1)相比，能够高精度地测定呼气的有无、呼气中包含的水分浓度等。

在实施方式及上述各变形例中，对基体11是薄膜状的例子进行了说明，但基体11的形状不限定于此，例如也可以具有板状、长方体状等其他形状。基体在例如是长方体状的情况下，电极也可以设置在某一表面和与该表面正交的其他一个表面。

对实施方式所涉及的呼气传感器单元测量预先设定的测量期间内的呼吸次数与呼气中包含的水分浓度双方的结构进行了说明。不限于此，例如也可以是专用于呼吸次数的测量的结构。

这样的专用于呼吸次数的测量的结构的呼气传感器单元的变形例示于图11。该呼气传感器单元具备比较器331、基准电压源332、and电路333及运算部334。比较器331由运算放大器等构成，正输入端子被输入来自检测电路2的电压信号，负输入端子被输入基准电压源332所输出的基准电压。比较器331在从检测电路2输入的电压信号的电压值比基准电压源332的输出电压大的情况下输出“high”(高)级别的电压。另一方面，比较器331在从检测电路2输入的电压信号的电压值比基准电压源332的输出电压小的情况下输出“low”(低)级别的电压。

and电路333的一个输入端子与比较器331的输出端子连接，另一个输入端子与运算部334的触发端子tet连接，输出端与运算部334的检测端子ted连接。and电路333在预先设定的期间中，根据有无呼气检测而将不同级别的电压输出到运算部334的检测端子ted。

运算部334具有和图2相同的结构，具备触发端子tet。需要说明的是，对于与实施方式相同的结构使用与图2相同的附图标记进行说明。cpu34a经由接口部34f来控制触发端子tet的电压。运算部334在预先设定的测量期间内将触发端子tet的电压维持在“high”级别，在测量期间以外将触发端子tet维持在“low”级别。此外，运算部334在检测端子ted的电压从“low”级别切换到“high”级别的时间点使计数值自加1。进一步，运算部334在触发端子tet的电压从“high”级别切换到“low”级别的时间点，将呼气计数器的计数值存储至辅助存储部34c。

图12的(a)到(c)是表示本变形例所涉及的检测电路2的输出电压△v、比较器331的输出电压vc、运算部334的触发端子tet的电压vt及给运算部334的检测端子ted的输入电压vd之间的关系一例的时序图。此处，基准电压源332的输出电压等于电压阈值△vth。给检测端子ted的输入电压vd仅在从触发端子tet的电压处于“high”级别的时刻ts到时刻tf之间的期间，示出与电压△v的波形相应的矩形波状的电压波形。运算部334在检测端子ted的电压从“low”级别切换至“high”级别的时间点(时刻t1、t2、t3)将呼吸计数器的计数值自加“1”。之后，运算部334在触发端子tet的电压从“high”级别切换至“low”级别的时刻tf将呼吸计数器的计数值“3”存储到辅助存储部34c，且将呼吸计数器的计数值设定为“0”。

根据本结构，能够实现由运算部334执行的处理内容的简易化，因此能够减轻运算部334中的处理负担。

在实施方式所涉及的呼气传感器单元中，对计算部3将对检测电路2所输出的电压信号进行采样而得到的数据以软件进行处理而测量出预先设定的测量期间内的呼吸次数与呼气中包含的水分浓度的结构进行了说明。不限于此，例如也可以是将包括积分电路及微分电路的硬件组合而成的结构。

将这样的硬件组合而成的结构的呼气传感器单元的一例示于图13。呼气传感器单元具备：比较器431、438；基准电压源432、439；逆变器433；积分电路435；晶体管436；微分电路437；adc33；及运算部434。需要说明的是，在图13中，对于与实施方式相同的结构标注相同的附图标记。比较器431与如图11所示的结构相同，正输入端子被输入来自检测电路2的电压信号，负输入端子被输入基准电压源432所输出的基准电压。逆变器433由反相放大器等构成，在比较器431的输出电压为“high”级别的情况下，输出“low”级别的电压，在比较器431的输出电压为“low”级别的情况下，输出“high”级别的电压。积分电路435由运算放大器435a、电阻r1、电容c1构成。由npn型晶体管构成的开关元件436的集电极与积分电路435的运算放大器435a的负输入端子连接，发射极接地，基极与逆变器433的输出端子连接。开关元件436在从检测回路2输出的电压△v比基准电压低的情况下，成为导通状态，此时，向运算放大器435a的负输入端子的输入被强制设定为零级别。微分电路437由运算放大器437a、电阻r2、电容c2构成。比较器438的正输入端子被输入基准电压源439所输出的基准电压，负输入端子被输入从微分电路437输出的电压信号。比较器438在从微分电路437输入的电压比基准电压低的情况下，将“high”级别的电压输出至运算部434的下降沿检测端子tes。

运算部434具备用于检测积分电路435输出电压的绝对值|vs|的下降沿的下降沿检测端子tes。需要说明的是，对于与实施方式相同的结构使用与图2相同的附图标记进行说明。cpu34a经由接口部34f来检测下降沿检测端子tes的电压。此外，运算部334在下降沿检测端子ted的电压从“low”级别切换至“high”级别的时间点使呼吸计数器的计数值自加“1”，并根据积分电路435的输出电压vs计算出水分浓度。

图14的(a)到(e)是表示本变形例所涉及的检测电路2的输出电压△v、积分电路435的输出电压的绝对值|vs|及微分电路437的输出电压△|vs|之间的关系的一例的时序图。此处，基准电压源332的输出电压等于电压阈值△vth。在电压△v小于电压阈值△vth的期间，比较器431的输出电压为“low”级别，逆变器433的输出电压为“high”级别，晶体管436维持在导通状态。此时，由于运算放大器435a的负输入端子维持在接地电位，所以积分电路435的输出电压的绝对值|vs|维持在0v。另一方面，在电压△v处于电压阈值△vth以上的期间，比较器431的输出电压为“high”级别，逆变器433的输出电压为“low”级别，晶体管436维持在断开状态。此时，积分电路435的输出电压的绝对值|vs|随时间增加而上升至电压阈值|vsth|以上。之后，若电压△v降低到小于电压阈值△vth，则晶体管436再次断开，积分电路435的输出电压的绝对值|vs|降低至小于电压阈值|vsth|。

接下来，参照图15，对本变形例所涉及的运算部34所执行的呼吸次数即水分浓度测量处理进行说明。

首先，运算部34将呼吸计数器的计数值tc设定为“0”(步骤s201)。接下来，运算部34判定是否检测出积分电路345的输出电压的绝对值|vs|的下降沿(步骤s202)。具体而言，判定下降沿检测端子tes的电压是否从“low”级别切换至“high”级别。下降沿检测端子tes的电压在微分电路437的输出电压△|vs|比预先设定的电压阈值δ|vsth|大的期间内维持在“low”级别，若成为电压阈值δ|vsth|以下则被设定为“high”级别。运算部434在未检测出积分电路345的输出电压的绝对值|vs|的下降沿的情况下(步骤s202：否)，直接执行步骤s205的处理。另一方面，若检测出积分电路345的输出电压的绝对值|vs|的下降沿(步骤s202：是)，则运算部34使计数值tc自加“1”(步骤s203)。

接下来，运算部34参照存储于辅助存储部34c的查找表342，根据在检测出下降沿时的积分电路345的输出电压vs计算出水分浓度并存储于辅助存储部34c(步骤s204)。此处，运算部34首先计算出与从前一次检测出积分电路345的输出电压的绝对值|vs|的下降沿的时刻到此次检测出下降沿的时刻为止的经过时间成正比的比例值。接下来，运算部34将积分电路345的输出电压除以计算出的比例值而得到的值作为检测电路2的输出电压△v的平均值，并参照查找表计算出水分浓度。

之后，运算部34判定测量期间是否结束(步骤s205)，测量期间未结束的情况下(步骤s205：否)，再次执行步骤s202的处理。另一方面，测量期间结束的情况下(步骤s205：是)，运算部34将呼吸计数器的计数值tc作为呼吸次数存储至辅助存储部34c(步骤s206)，并结束呼吸次数及水分浓度测量处理。

根据本结构，利用积分电路435与微分电路437来执行从检测电路2输出的电压△v的积分值的计算。由此，能够减少应由运算部434执行的运算处理量，能够减轻运算部434中的处理负荷。

在前述的实施方式及各变形例中，对计算部3利用查找表342来计算水分浓度的例子进行了说明。不限于此，计算部3也可以例如使用表示第1电极12与第2电极13之间的电位差与呼气中包含的水分浓度的相关关系的函数式来计算水分浓度。根据本结构，在辅助存储部34c中只存储函数式的形状即可，能够减少辅助存储部34c中应存储的信息量，因此能够实现辅助存储部34c的低容量化。

以上，虽然对本发明的实施方式及变形例(也包含进一步记载的内容。下同。)进行了说明，但并非限定本发明的内容。本发明包括适当组合、以及适当变更实施方式及变形例的内容。

本申请基于2015年4月15日申请的日本专利申请特愿2015-83283号。本说明书中参照并包含日本专利申请特愿2015-83283号的说明书、权利要求书及附图的全部内容。

附图标记说明

1、201、501：呼气传感器，2：检测电路，3、303：计算部，4：显示部，11、211：基体，12、212：第1电极，13、213：第2电极，14、214：覆盖层，16a、16b：引线，21：差动放大器，33：adc，34、334、434：运算部，34a：cpu，34b：主存储部，34c：辅助存储部，34d：输入部，34e：输出部，34f：接口部，34g：系统总线，331、431、438：比较器，332、432、439：基准电压源，333：and电路，342：查找表，433：逆变器，435：积分电路，435a、437a：运算放大器，436：晶体管，437：微分电路，c1、c2：电容，r1、r2：电阻。