JP4117967B2

JP4117967B2 - Biological signal detection device

Info

Publication number: JP4117967B2
Application number: JP11303399A
Authority: JP
Inventors: 純一大内; 雄一生内
Original assignee: Alps Electric Co Ltd
Current assignee: Alps Alpine Co Ltd
Priority date: 1999-04-21
Filing date: 1999-04-21
Publication date: 2008-07-16
Anticipated expiration: 2019-04-21
Also published as: JP2000300529A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体信号検出装置に関わり、特に、呼吸や心拍（脈拍）等の人体あるいは動物の微動を、その微動に伴う靜磁界の変化として磁気センサで検出する生体信号検出装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図１７、図１８は、本出願人の出願に関わる特願平８ー２４０６６５に記載された従来の生体信号検出装置における信号検出部の構成を示し、図１７は上面図、図１８は側面図である。
図１７、図１８に示されるように、信号検出部は、アモルファス合金からなる直方体形状の高透磁率シート部材５１と、高透磁率シート部材５１の下に配置され、高透磁率シート部材５１とほぼ同じ外形を有する変形補助部材５２と、高透磁率シート部材５１の周縁部の直下に配置された第一磁気センサ５３と、高透磁率シート部材５１から離れた位置に配置された第二磁気センサ５４とからなっている。
【０００３】
そして、高透磁率シート部材５１および変形部材５２は、ベッド５６上に配置され、高透磁率シート部材５１および変形補助部材５２上に被測定者５５が頭を東側に向けて寝た状態でのることが出来るもので、いずれも幅が被測定者５５の肩幅よりも幅広であり、長さが被測定者５５の胸部全域および腹部の一部をカバーする程度の寸法に選ばれている。
【０００４】
また、第一磁気センサ５３は、高透磁率シート部材５１の横方向の一方、すなわち南側における周縁部の直下に当たるベッド５６の下部に配置され、第二磁気センサ５４は、第一磁気センサ５３と同じ幅方向の高透磁率シート部材５１から離れた位置のベッド５６の下部に配置されている。さらに、第一磁気センサ５３と第二磁気センサ５４とは、床から同じ距離だけ離し、向きを揃えて配置されており、両磁気センサ５３、５４の特性は同じものを用いている。
【０００５】
以上の構成により、第一磁気センサ５３は被測定者５５の微動（呼吸や心拍）を地磁気の変化として検出する。一方、第二磁気センサ５４は、被測定者５５から離れていることから被測定者５５の微動は検出しない。また、第一磁気センサ５３、第二磁気センサ５４共に外来磁界等によるノイズ成分も検出する。
【０００６】
図１９は、図１７、図１８に示した第一の磁気センサ５３、第二の磁気センサ５４で得られた微動をアナログ処理する信号処理部を示す構成図であり、第一磁気センサ５３に接続された第一処理回路５７と、第二磁気センサ５４に接続された第二処理回路５８と、減算回路５９とを備えている。第一処理回路５７と第二処理回路５８とは同じ構成となっており、それぞれ、増幅回路、検波回路、積分回路、ローパスフィルタ等（いずれも図示せず）を備えている。そして、第一処理回路５７からはノイズ成分が重畳された被測定者５５の微動に伴う検出信号が出力され、第二処理回路５８からはノイズ成分が出力される。
【０００７】
第一処理回路５７の出力信号と第二処理回路５８の出力信号とは減算回路５９に入力され、減算回路５９ではそれらの差が求められる。従って、ノイズ成分が除去され、減算回路５９からは図２０に示すような、被測定者５５の呼吸、心拍に伴う信号のみを含んだ波形が得られる。図２０において、横軸は時間を示し、周期の長い（繰り返し周期Ｔ１）信号は呼吸によるものを示し、周期の短い（繰り返し周期Ｔ２）信号は心拍によるものを示している。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
上記の従来の生体信号検出装置においては、呼吸、心拍を時間軸上の変化として表示するので、呼吸数、心拍数を定量的に測定出来ず、適切な判断を下せない等の問題を有していた。また、呼吸に伴う検出信号に心拍に伴う検出信号が重畳されていることから、特に周期の短い心拍の検出信号の視認性に欠け、特にそのレベルを正確に判断することが困難であった。
【０００９】
そこで、本発明の生体信号検出装置の目的は、呼吸に伴う生体信号と心拍に伴う生体信号とを、単位時間当たりの呼吸数と心拍数とに算定して定量的に表示できるようにすることである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明の生体信号検出装置は、被測定者の微動に基づく生体信号を検出し、電気信号を出力する検出手段と、前記検出手段から出力された前記電気信号を処理する信号処理手段とを備え、前記信号処理手段には、前記電気信号を第一の観測期間でフーリエ変換して第一の複数の周波数成分を出力する第一のフーリエ変換手段と、前記電気信号を前記第一の観測期間よりも長い第二の観測期間でフーリエ変換して第二の複数の周波数成分を出力する第二のフーリエ変換手段と、前記第一の複数の周波数成分と前記第二の複数の周波数成分とを算定してそれぞれ呼吸数を示すデータおよび心拍数を示すデータを出力する算定手段とを備えた。
【００１１】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記第一の観測期間を５乃至３０秒とし前記第二の観測期間を３０乃至１２０秒とした。
【００１２】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記第一の観測期間及び第二の観測期間を変えられるようにした。
【００１３】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記呼吸数を示すデータと前記心拍数を示すデータとを表示するための表示手段を備えた。
【００１４】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示態様と前記第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示態様とを異ならせて識別可能とした。
【００１５】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータと前記第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータとに、識別のための文字または記号を付加した。
【００１６】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示色と前記第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示色とを異ならせた。
【００１７】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記表示手段には前記第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータおよび心拍数を示すデータを最初に表示させるようにした。
【００１８】
また、本発明の生体信号検出装置は、前記表示手段には前記第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータと前記第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータとを同時に表示させるようにした。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の生体信号検出装置を図１乃至図１６に従って説明する。ここで、図１、図２は、本発明の生体信号検出装置における生体信号の検出を行う信号検出部の構成を示し、図１は断面図、図２は上面図であり、図３は、被測定者がクッション部材上に載置された状態を示し、図４は生体信号を処理するための信号処理部の基本構成図、図５は本発明の生体信号検出装置における信号処理部の動作を説明するフローチャートを示し、図６乃至図９は本発明の生体信号検出装置における信号処理部の波形を示し、図１０乃至図１６は本発明の生体信号検出装置によるデータの表示例を示す。
【００２０】
先ず、図１、図２において、生体信号の検出手段となる信号検出部１０は、被測定者が載置されるクッション部材１１と、シート状の高透磁率部材１２と、スペーサ部材１３と、スペーサ部材１３に設けた一個以上の孔１３ａ（図２では二個を示し、複数個であることが望ましい）と、スペーサ部材１３に設けた導体挿通用溝１３ｂと、少なくとも一個の孔１３ａ内に配置された磁気センサ１４と、固定板１５と、接続導体１６とからなっている。
【００２１】
クッション部材１１は、長方形状をなし、内部に非磁性材料からなる綿等が充填されている。高透磁率部材１２は、鉄系のアモルファス合金からなる長方形状のもので、クッション部材１１の下側に配置される。スペーサ部材１３は、発砲スチロールと呼ばれている発砲ポリスチレン等の非磁性材料からなり、高透磁率部材１２の変形を補助するもので、厚さが２乃至４ｃｍ程度で、クッション部材１１より若干小さい長方形状のものからなり、１辺が３乃至５ｃｍ程度の長方形状のまたは正方形状もしくは直径が３乃至５ｃｍ程度の円形の孔１３ａが開けられ、下面側に、孔１３ａに連通した導体挿通用溝１３ｂが設けられる。
【００２２】
磁気センサ１４は、孔１３ａ内で、スペーサ部材１３の下側に配置された固定板１５に装着され、磁気センサ１４と高透磁率部材１２との間に１乃至５ｍｍ程度の狭いギャップ、好ましくは１乃至２ｍｍ程度のギャップｇが形成されるように、磁気センサ１４の高さおよびスペーサ部材１３の厚みが選定される。
【００２３】
固定板１５はスペーサ部材１３よりも固いアルミニウム等の非磁性材料からなり、クッション部材１１より一回り小さく、スペーサ部材１３よりも一回り大きな長方形状をなしたもので、磁気センサ１４と固定板１５との接着には両面粘着テープ等が用いられる。
【００２４】
接続導体１６は、一端が磁気センサ１４に接続され、スペーサ部材１３の導体挿通用溝１３ｂを挿通して外部の信号処理回路部２０（図４参照）に接続される。この場合、高透磁率部材１２の下面とスペーサ部材１３の上面は、高透磁率部材１２が変形できるように接着剤等によって部分的に接合されており、また、スペーサ部材１３の下面と固定板１５の上面は同様に接着剤等によって接合されている。
【００２５】
高透磁率部材１２は、純鉄よりも透磁率が高い高透磁率材料、例えば、非透磁率が８０００程度またはそれ以上の鉄系、鉄／ニッケル系、コバルト系合金等からなるアモルファス合金、または、鉄／ニッケル合金でニッケルの含有比率（重量比率）が３５乃至８０％のパーマロイ等の材料のものが選ばれる。前記アモルファス合金には、鉄、ニッケル、コバルトを主成分とし、ボロン（Ｂ）、クロム、モリブデン（Ｍｏ）、カーボン等を若干量含有している市販のものが含まれる。このようなアモルファス合金は、透磁率が高く、シート状に形成する際に、比較的薄くできるため、外部の力によって変形し易い。一方、パーマロイは透磁率が純鉄に比べて高いものの、シート状に形成する際の薄膜化が制限されるので、アモルファス合金と比べると、柔軟性や外部からの力による変形の度合いはやや劣るが、コスト面で有利である。
【００２６】
また、高透磁率部材１２の厚さは、被測定者がクッション部材１１上に載置された際に、被測定者の呼吸や心拍等の微動に応答して変形することが必要であるため、実用上、０．２ｍｍまたはそれ以下の厚さであればよい。
【００２７】
また、磁気センサ１４は、靜磁場となる地磁気のような弱い靜磁界を検出するものであるため、高感度磁気センサ、例えば、トロイダルコアに一次コイルおよび二次コイルを巻き回したフラックスゲート方式の磁気センサ（ＦＧＳという）等が用いられる。ＦＧＳは、複数枚のパーマロイリングを積層してトロイダルコアを形成し、トロイダルコアに沿って一次コイルをほぼ均一に巻き回し、トロイダルコアの経方向に方向性持たせて二次コイルを巻き回した構造のものである。
【００２８】
ＦＧＳの動作は、地磁気がトロイダルコアを通るとき、一次コイルに供給する電流量を増加させると、トロイダルコアが磁気飽和するまで増加するが、地磁気の影響により、トロイダルコアの一つの直径上にある一方領域が他方領域に比べて一瞬早く磁気飽和する。この時点に、二次コイル内の上向きの磁束と下向きの磁束との増加のバランスが崩れ、見かけ上、二次コイルを通る磁束が変化し、二次コイルからパルス電圧が出力される。このパルス電圧の大きさは、トロイダルコアを通る地磁気の大きさに依存するので、パルス電圧の大きさを検出することにより地磁気を検出することが出来る。
【００２９】
なお、磁気センサ１４は、ＦＧＳを用いたものに限られるものではなく、例えば、特開平７ー１８１２３９に開示されているような磁気インピーダンス効果素子（ＭＩ素子という）を用いてもよい。
【００３０】
図３は、図１、図２に示した信号検出部１０において、被測定者１７の例えば頭部１７ａがクッション部材１１上に載置されて頭部１７ａがクッション部材１１に当接した際の高透磁率部材１２の変形状態を示し、クッション部材１１に被測定者１７の頭部１７ａが載置されると、被測定者１７の頭部１７ａの重みによってクッション部材１１が部分的に沈み、それによってクッション部材１１の下側にある高透磁率部材１２も部分的に僅かに沈下変形する。この沈下変形の度合いは、スペーサ部材１３の孔１３ａが設けられている部分でやや大きく、それ以外の部分で小さくなる。このため、高透磁率部材１２と磁気センサ１４との間のギャップｇ’はクッション部材１１に被測定者の頭部が載置されていないときのギャップｇに比べて若干狭くなる（ｇ’＜ｇ）。このとき、磁気センサ１４は、被測定者の呼吸や心拍等の微動に伴う高透磁率部材１２の微少変化によって、靜磁界の変化として生体信号が検出され、これが電気信号として以下に述べる信号処理部２０によって処理して呼吸数のデータや心拍数のデータとして得るようにしている。
【００３１】
図４は、ＦＧＳあるいはＭＩ素子からなる磁気センサ１４で得られた電気信号（アナログ信号）を処理する信号処理手段である信号処理部２０の基本構成を示すブロック図であり、磁気センサ１４で得られた、呼吸や心拍の微動に伴う微少レベルの電気信号に含まれる直流分をキャンセルするオフセット調整回路２１と、電気信号を増幅する増幅器（ＡＭＰ）２２と、商用電源の周波数をカットオフするローパスフィルタ（ＬＰＦ）２３と、０．０１秒のサンプリング周期で電気信号をデジタル変換するＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器２４と、入力された所定の観測期間のデジタル信号を周波数分析してそれに含まれる周波数成分を出力するためのフーリエ変換動作をするデジタル信号処理装置（以下ＤＳＰという）２５と、上記オフセット調整回路２１乃至ＤＳＰ２５の動作を制御すると共に、ＤＳＰ２５から出力される周波数成分を処理する制御用マイクロコンピュータ（以下マイコンという）２６と、インターフェイス回路２７と、表示装置２８とを有し、これらは図４に示されるように互いに接続されている。
【００３２】
ＤＳＰ２５は内部に記憶手段を有し、プログラム可能であると共に、Ａ／Ｄ変換器２４から出力されるデジタル信号を一時的に記憶し、それを、マイコン２６のプログラムに従ってフーリエ変換して周波数成分を出力する。また、マイコン２６は、ＤＳＰ２５から出力された周波数成分を一時的に記憶するとともに、周波数成分を処理して呼吸数および心拍数等のデータとして出力し、それらのデータはインターフェイス回路２７を介して表示手段である表示装置２８に入力されるようになっている。
【００３３】
次に図５を併用して動作を説明する。先ず、図５に示すように、Ａ／Ｄ変換器２４に入力された電気信号（アナログ信号）は、ステップ１（以下Ｓ１の如く記す）に示す所定時間（即ちサンプリング周期である例えば０．０１秒）経過毎に、デジタル変換の処理がなされ（Ｓ２）、デジタル信号がＤＳＰ２５に入力される。ＤＳＰ２５は、デジタル信号を記憶手段に取り込み、マイコン２６の命令を受けて、予め記憶されているＤＳＰ２５内のプログラムによって同じ周期（０．０１秒）で所定の観測期間１０．２４秒（＝０．０１秒×１０２４回でこれを第一の観測期間という）のフーリエ変換を行い第一の複数の周波数成分を出力し、以後、所定期間（０．０１秒）毎に第一の複数の周波数成分を出力することを繰り返す（Ｓ３）。従って、ＤＳＰ２５は第一のフーリエ変換手段として機能する。また、Ａ／Ｄ変換器２４では電気信号が、第一の観測期間の間に１０２４ポイントでサンプリングされことになる。
【００３４】
マイコン２６に入力された第一の複数の周波数成分は、マイコン２６内のソート手段等によって処理され、第一の呼吸数及び第一の心拍数のデータとして算定される（Ｓ４）。従って、マイコン２６は第一の算定手段として機能する。
【００３５】
一方、ＤＳＰ２５は、マイコン２６の命令を受けて、ＤＳＰ内のプログラムによって同じ周期（０．０１秒）で所定の観測期間８１．９２秒（＝０．０１秒×８１９２回で、第二の観測期間という）のフーリエ変換を行い第二の複数の周波数成分を出力し、以後、所定期間（０．０１秒）毎に第二の複数の周波数成分を出力することを繰り返す（Ｓ５）。従って、ＤＳＰ２５は第二のフーリエ変換手段としても機能する。また、Ａ／Ｄ変換器２４では電気信号が、第二の観測期間の間に８１９２ポイントでサンプリングされことになる。
【００３６】
マイコン２６に入力された第二の複数の周波数成分は、同様に、マイコン２６内のソート手段等によって処理され、第二の呼吸数及び第二の心拍数のデータとして算定される（Ｓ６）。従って、マイコン２６は第二の算定手段としても機能する。
【００３７】
ここで、図６は第一の観測期間（１０．２４秒）におけるサンプリングポイント（１０２４ポイント）のデジタル信号のレベルを示す波形であり、図７は第一の観測期間のデジタル信号がフーリエ変換されて出力される第一の複数の周波数成分のレベルを示す波形である。また、図８は第二の観測期間（８１．９２秒）におけるサンプリングポイント（８１９２ポイント）のデジタル信号のレベルを示す波形であり、図９は第二の観測期間のデジタル信号がフーリエ変換されて出力される第二の複数の周波数成分のレベルを示す波形である。
【００３８】
前述のように、第二の観測期間は第一観測期間よりも長く、その分サンプリングポイントが多いので周波数分解能が高くなっており、図７と図９を比較して明らかなように、細かい周波数成分まで観測出来る。因みに、図７における周波数分解能は０．０９８Ｈｚ（＝１／１０．２４秒）、図９における周波数分解能は０．０１２Ｈｚ（＝１／８１．９２秒）である。
なお、第一の観測期間および第二の観測期間は上述のように、それぞれ１０．２４秒、８１．９２秒に設定したが、これに限られることはなく、第一の観測期間を５乃至３０秒とし、第二の観測期間を３０乃至１２０秒とすればよい。また、各観測期間を変えられるようにしてもよい。
【００３９】
そして、図７の波形からは、およそ、１７拍／分の成分（図７のＡ）と６４拍／分の成分（図７のＢ）の振幅（レベル）が際だって大きくなっていることがわかり、また、図９の波形からは、およそ、１４拍／分の成分（図９のＣ）と６０拍／分の成分（図９のＤ）の振幅（レベル）が際だって大きくなっていることがわかり、それぞれ呼吸数のデータ、心拍数のデータとして算定される。
【００４０】
次に、ＤＳＰ２５による第二のフーリエ変換動作が確定するまで（例えば、８１９２回まで）変換回数が達していなければ（Ｓ７）、ＤＳＰ２５による第一のフーリエ変換動作が確定するまで（例えば、１０２４回まで）変換回数が達しているかどうかが判断され（Ｓ８）、ここで、達していれば、第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数データ１と心拍数データ１とが図１０に示すように表示装置２８で表示される（Ｓ９）。
一方、Ｓ７で、ＤＳＰ２５による第二のフーリエ変換動作が確定するまで変換回数が達していれば（Ｓ７）、第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数データ２と心拍数データ２とが図１１に示すように表示装置２８で表示される（Ｓ１０）。
なお、図７に示す第一の複数の周波数成分は図９に示す第二の複数の周波数成分よりも時間的に早く、測定の初期の段階でＤＳＰ２５から出力され、また、第二の複数の周波数成分は分解能が高いので、呼吸数データ１と心拍数データ１は高速表示となり、呼吸数データ２と心拍数データ２は精細表示となる。
【００４１】
ここで、”高速表示”の文字は第一の複数の周波数成分に基づく表示であることを意味し、”精細表示”の文字は第二の複数の周波数成分に基づく表示であることを意味するインジケータである。
なお、インジケータとして、図１２、図１３に示すように、”高速表示”の代わりに”○”、”精細表示”の代わりに”●”等の記号を用いても良い。
このように、第一の複数の周波数成分に基づく表示と第二の複数の周波数成分に基づく表示との表示態様を異ならせることで容易に識別可能となる。
【００４２】
また、第一の複数の周波数成分に基づく表示と第二の複数の周波数成分に基づく表示とを同時に表示し、例えば、Ｓ９では図１４のように表示し、Ｓ１０では図１５または図１６のように表示してもよい。
さらに、表示色を異ならせたり、一方を点滅表示にしたり、表示濃度をかえて識別できるようにしてもよい。
【００４３】
【発明の効果】
以上のように、本発明の生体信号検出装置は、信号処理手段には、電気信号を第一の観測期間でフーリエ変換して第一の複数の周波数成分を出力する第一のフーリエ変換手段と、電気信号を第一の観測期間よりも長い第二の観測期間でフーリエ変換して第二の複数の周波数成分を出力する第二のフーリエ変換手段と、第一の複数の周波数成分と第二の複数の周波数成分とを算定してそれぞれ呼吸数を示すデータおよび心拍数を示すデータを出力する算定手段とを備えたので、これらのデータを定量的に応答の早い高速表示と精度を高めた精細表示とをさせることができ、これらのデータを目的に応じて適宜に使用できる。
【００４４】
また、本発明の生体信号検出装置は、第一の観測期間を５乃至３０秒とし第二の観測期間を３０乃至１２０秒としたので、データの出力速度と精度とを明確に区別して出力させることが出来る。
【００４５】
また、本発明の生体信号検出装置は、第一の観測期間及び第二の観測期間を変えられるようにしたので、データの速度と精度を適宜に設定して表示させることが出来る。
【００４６】
また、本発明の生体信号検出装置は、呼吸数を示すデータと心拍数を示すデータとを表示するための表示手段を備えたので、即座に定量的な観測が出来る。
【００４７】
また、本発明の生体信号検出装置は、第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示態様と第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示態様とを異ならせて識別可能としたので、いずれが高速表示であるかまたは精細表示であるかが一目で判断できる。
【００４８】
また、本発明の生体信号検出装置は、第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータと第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータとに、識別のための文字または記号を付加したので、いずれが高速表示であるかまたは精細表示であるかが容易に判断できる。
【００４９】
また、本発明の生体信号検出装置は、第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示色と第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータの表示色とを異ならせたので、いずれが高速表示であるかまたは精細表示であるかが視覚的に判断できる。
【００５０】
また、本発明の生体信号検出装置は、表示手段には第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータおよび心拍数を示すデータを最初に表示させるようにしたので、算定結果が早く分かる。
【００５１】
また、本発明の生体信号検出装置は、表示手段には第一の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータと第二の複数の周波数成分に基づく呼吸数を示すデータ及び心拍数を示すデータとを同時に表示させるようにしたので、二種類のデータを比較しながら観測出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の生体信号検出装置における信号検出部の構成を示す断面図である。
【図２】本発明の生体信号検出装置における信号検出部の構成を示す上面図である。
【図３】本発明の生体信号検出装置における信号検出部上に被測定者が載置された状態を示す断面図である。
【図４】本発明の生体信号検出装置における信号処理部の基本構成図である。
【図５】本発明の生体信号検出装置における信号処理部の動作を説明するフローチャートである。
【図６】本発明の生体信号検出装置における信号処理部の波形である。
【図７】本発明の生体信号検出装置における信号処理部の波形である。
【図８】本発明の生体信号検出装置における信号処理部の波形である。
【図９】本発明の生体信号検出装置における信号処理部の波形である。
【図１０】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１１】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１２】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１３】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１４】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１５】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１６】本発明の生体信号検出装置におけるデータの表示例を示す図である。
【図１７】従来の生体信号検出装置における信号検出部の構成を示す上面図である。
【図１８】従来の生体信号検出装置における信号検出部の構成を示す側面図である。
【図１９】従来の生体信号検出装置における信号処理部のブロック構成図である。
【図２０】従来の生体信号検出装置における波形である。
【符号の説明】
１０信号検出部
１１クッション部材
１２高透磁率部材
１３スペーサ部材
１３ａ孔
１３ｂ導体挿通用溝
１４磁気センサ
１５固定板
１６接続導体
１７被測定者
１７ａ頭部
２０信号処理部
２１オフセット調整回路
２２増幅器
２３ローパスフィルタ
２４Ａ／Ｄ変換器
２５デジタル信号処理回路
２６制御用マイクロコンピュータ
２７インターフェイス回路
２８表示装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a biological signal detection apparatus, and more particularly, to a biological signal detection apparatus that detects fine movements of a human body or an animal such as breathing or heartbeat (pulse) with a magnetic sensor as changes in a magnetic field associated with the fine movements.
[0002]
[Prior art]
17 and 18 show a configuration of a signal detection unit in a conventional biological signal detection device described in Japanese Patent Application No. 8-240665 relating to the application of the present applicant, FIG. 17 is a top view, and FIG. 18 is a side view. It is.
As shown in FIG. 17 and FIG. 18, the signal detection unit is disposed under a rectangular parallelepiped high-permeability sheet member 51 made of an amorphous alloy, and the high-permeability sheet member 51. The deformation assisting member 52 having substantially the same outer shape, the first magnetic sensor 53 disposed immediately below the peripheral edge of the high magnetic permeability sheet member 51, and the second magnetic material disposed at a position away from the high magnetic permeability sheet member 51. It consists of a sensor 54.
[0003]
The high-permeability sheet member 51 and the deformation member 52 are arranged on the bed 56, and the person 55 to be measured is lying on the high-permeability sheet member 51 and the deformation auxiliary member 52 with the head facing the east side. In any case, the width is wider than the shoulder width of the person 55 to be measured, and the length is selected so as to cover the entire chest and part of the abdomen of the person 55 to be measured.
[0004]
Further, the first magnetic sensor 53 is disposed at one side in the lateral direction of the high magnetic permeability sheet member 51, that is, at the lower part of the bed 56 that is directly below the peripheral edge on the south side, and the second magnetic sensor 54 includes the first magnetic sensor 53 and It is arranged at the lower part of the bed 56 at a position away from the high permeability sheet member 51 in the same width direction. Further, the first magnetic sensor 53 and the second magnetic sensor 54 are arranged at the same distance from the floor and in the same orientation, and the characteristics of the magnetic sensors 53 and 54 are the same.
[0005]
With the above configuration, the first magnetic sensor 53 detects the slight movement (respiration or heartbeat) of the person to be measured 55 as a change in geomagnetism. On the other hand, since the second magnetic sensor 54 is away from the person 55 to be measured, the fine movement of the person 55 to be measured is not detected. Further, both the first magnetic sensor 53 and the second magnetic sensor 54 also detect a noise component due to an external magnetic field or the like.
[0006]
FIG. 19 is a configuration diagram showing a signal processing unit that performs analog processing on fine movement obtained by the first magnetic sensor 53 and the second magnetic sensor 54 shown in FIGS. A first processing circuit 57 connected, a second processing circuit 58 connected to the second magnetic sensor 54, and a subtraction circuit 59 are provided. The first processing circuit 57 and the second processing circuit 58 have the same configuration, and each includes an amplification circuit, a detection circuit, an integration circuit, a low-pass filter, and the like (all not shown). The first processing circuit 57 outputs a detection signal accompanying the fine movement of the measurement subject 55 on which the noise component is superimposed, and the second processing circuit 58 outputs a noise component.
[0007]
The output signal of the first processing circuit 57 and the output signal of the second processing circuit 58 are input to the subtraction circuit 59, and the difference between them is obtained in the subtraction circuit 59. Therefore, the noise component is removed, and a waveform including only signals associated with the breathing and heartbeat of the person to be measured 55 as shown in FIG. In FIG. 20, the horizontal axis indicates time, a signal with a long cycle (repetition cycle T1) indicates that due to respiration, and a signal with a short cycle (repetition cycle T2) indicates that due to heartbeat.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
In the above-mentioned conventional biological signal detection device, since respiration and heart rate are displayed as changes on the time axis, there is a problem that the respiratory rate and heart rate cannot be measured quantitatively and an appropriate judgment cannot be made. Was. In addition, since the detection signal associated with the heartbeat is superimposed on the detection signal associated with respiration, the detection signal of the heartbeat particularly with a short cycle is lacking in visibility, and it is particularly difficult to accurately determine the level.
[0009]
Therefore, an object of the biological signal detection apparatus of the present invention is to calculate the respiratory signal and heart rate associated with breathing and the biological signal associated with the heart rate and display them quantitatively. It is.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-described problems, a biological signal detection apparatus according to the present invention detects a biological signal based on fine movement of a measurement subject and outputs an electrical signal, and processes the electrical signal output from the detection means. Signal processing means for performing a Fourier transform on the electrical signal in a first observation period to output a first plurality of frequency components; and the electrical signal. Second Fourier transform means for outputting a second plurality of frequency components by performing a Fourier transform in a second observation period longer than the first observation period, the first plurality of frequency components and the second And calculating means for calculating data indicating the respiration rate and data indicating the heart rate.
[0011]
In the biological signal detection apparatus of the present invention, the first observation period is 5 to 30 seconds, and the second observation period is 30 to 120 seconds.
[0012]
Moreover, the biological signal detection apparatus of the present invention is configured such that the first observation period and the second observation period can be changed.
[0013]
In addition, the biological signal detection apparatus of the present invention includes display means for displaying the data indicating the respiratory rate and the data indicating the heart rate.
[0014]
In addition, the biological signal detection apparatus of the present invention shows the display mode of the data indicating the respiratory rate based on the first plurality of frequency components, the display mode of the data indicating the heart rate, and the respiratory rate based on the second plurality of frequency components. The display mode of the data and the data indicating the heart rate was made different from each other to make the identification possible.
[0015]
The biological signal detection apparatus of the present invention includes data indicating a respiratory rate based on the first plurality of frequency components, data indicating a heart rate, data indicating a respiratory rate based on the second plurality of frequency components, and a heart rate. A character or symbol for identification was added to the data indicating the number.
[0016]
In addition, the biological signal detection apparatus of the present invention indicates the data indicating the respiratory rate based on the first plurality of frequency components, the display color of the data indicating the heart rate, and the respiratory rate based on the second plurality of frequency components. The display colors of the data and the data indicating the heart rate were varied.
[0017]
In the biological signal detection apparatus of the present invention, the display means first displays data indicating the respiratory rate and data indicating the heart rate based on the first plurality of frequency components.
[0018]
In the biological signal detection apparatus of the present invention, the display means includes data indicating a respiratory rate based on the first plurality of frequency components, data indicating a heart rate, and a respiratory rate based on the second plurality of frequency components. And the data indicating the heart rate are displayed simultaneously.
[0019]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the biological signal detection apparatus of the present invention will be described with reference to FIGS. Here, FIG. 1 and FIG. 2 show a configuration of a signal detection unit that detects a biological signal in the biological signal detection apparatus of the present invention, FIG. 1 is a cross-sectional view, FIG. 2 is a top view, and FIG. FIG. 4 shows a basic configuration of a signal processing unit for processing a biological signal, and FIG. 5 shows an operation of the signal processing unit in the biological signal detection device of the present invention. 6 to 9 show waveforms of the signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention, and FIGS. 10 to 16 show display examples of data by the biological signal detection apparatus of the present invention.
[0020]
First, in FIG. 1 and FIG. 2, a signal detection unit 10 serving as a biological signal detection unit includes a cushion member 11 on which a person to be measured is placed, a sheet-like high permeability member 12, a spacer member 13, In one or more holes 13a (two are shown in FIG. 2, preferably a plurality of holes) provided in the spacer member 13, a conductor insertion groove 13b provided in the spacer member 13, and at least one hole 13a. The magnetic sensor 14, the fixed plate 15, and the connection conductor 16 are arranged.
[0021]
The cushion member 11 has a rectangular shape and is filled with cotton or the like made of a nonmagnetic material. The high magnetic permeability member 12 is a rectangular member made of an iron-based amorphous alloy and is disposed below the cushion member 11. The spacer member 13 is made of a non-magnetic material such as foam polystyrene called foaming polystyrene, assists the deformation of the high permeability member 12, has a thickness of about 2 to 4 cm, and is slightly smaller than the cushion member 11. A conductor insertion groove formed of a rectangular shape, having a rectangular shape with a side of about 3 to 5 cm, or a square shape or a circular shape with a diameter of about 3 to 5 cm, and having a lower surface that communicates with the hole 13a. 13b is provided.
[0022]
The magnetic sensor 14 is attached to a fixed plate 15 disposed below the spacer member 13 in the hole 13a, and a narrow gap of about 1 to 5 mm, preferably between the magnetic sensor 14 and the high permeability member 12 is preferable. The height of the magnetic sensor 14 and the thickness of the spacer member 13 are selected so that a gap g of about 1 to 2 mm is formed.
[0023]
The fixing plate 15 is made of a nonmagnetic material such as aluminum that is harder than the spacer member 13, and has a rectangular shape that is slightly smaller than the cushion member 11 and slightly larger than the spacer member 13. A double-sided pressure-sensitive adhesive tape or the like is used for bonding with.
[0024]
One end of the connection conductor 16 is connected to the magnetic sensor 14, and is connected to the external signal processing circuit unit 20 (see FIG. 4) through the conductor insertion groove 13 b of the spacer member 13. In this case, the lower surface of the high permeability member 12 and the upper surface of the spacer member 13 are partially joined by an adhesive or the like so that the high permeability member 12 can be deformed, and the lower surface of the spacer member 13 and the fixing plate Similarly, the upper surface of 15 is joined by an adhesive or the like.
[0025]
The high permeability member 12 is a high permeability material having a permeability higher than that of pure iron, for example, an amorphous alloy made of iron, iron / nickel, cobalt alloy or the like having a non-permeability of about 8000 or more, or An iron / nickel alloy material such as permalloy having a nickel content (weight ratio) of 35 to 80% is selected. The amorphous alloy includes a commercially available alloy containing iron, nickel, and cobalt as main components and containing a small amount of boron (B), chromium, molybdenum (Mo), carbon, and the like. Such an amorphous alloy has a high magnetic permeability and can be made relatively thin when formed into a sheet shape, and thus is easily deformed by an external force. Permalloy, on the other hand, has a higher magnetic permeability than pure iron, but is limited in thinness when formed into a sheet. Therefore, the degree of deformation due to flexibility and external force is slightly inferior to amorphous alloys. However, this is advantageous in terms of cost.
[0026]
In addition, the thickness of the high permeability member 12 needs to be deformed in response to the subject's breathing, heartbeat and other fine movements when the subject is placed on the cushion member 11. In practice, the thickness may be 0.2 mm or less.
[0027]
Moreover, since the magnetic sensor 14 detects a weak magnetic field such as the geomagnetism that becomes a magnetic field, a high-sensitivity magnetic sensor, for example, a fluxgate type in which a primary coil and a secondary coil are wound around a toroidal core. A magnetic sensor (referred to as FGS) or the like is used. The FGS forms a toroidal core by laminating a plurality of permalloy rings, winds the primary coil almost uniformly along the toroidal core, and winds the secondary coil with directionality in the longitudinal direction of the toroidal core. Of structure.
[0028]
The operation of the FGS increases when the amount of current supplied to the primary coil increases when the geomagnetism passes through the toroidal core until the toroidal core becomes magnetically saturated, but due to the influence of geomagnetism, it is on one diameter of the toroidal core. One region is magnetically saturated for a moment faster than the other region. At this time, the balance between the upward magnetic flux and the downward magnetic flux in the secondary coil is lost, apparently the magnetic flux passing through the secondary coil changes, and a pulse voltage is output from the secondary coil. Since the magnitude of the pulse voltage depends on the magnitude of the geomagnetism passing through the toroidal core, the geomagnetism can be detected by detecting the magnitude of the pulse voltage.
[0029]
The magnetic sensor 14 is not limited to the one using FGS, and for example, a magnetic impedance effect element (referred to as MI element) as disclosed in JP-A-7-181239 may be used.
[0030]
FIG. 3 shows the signal detection unit 10 shown in FIGS. 1 and 2 when, for example, the head 17a of the person 17 to be measured is placed on the cushion member 11 and the head 17a contacts the cushion member 11. The deformed state of the high permeability member 12 is shown, and when the head 17a of the person 17 to be measured is placed on the cushion member 11, the cushion member 11 partially sinks due to the weight of the head 17a of the person 17 to be measured, As a result, the high permeability member 12 on the lower side of the cushion member 11 is also partially subsidized and deformed. The degree of the subsidence deformation is slightly large in the portion where the hole 13a of the spacer member 13 is provided, and is small in other portions. Therefore, the gap g ′ between the high permeability member 12 and the magnetic sensor 14 is slightly narrower than the gap g when the head of the person to be measured is not placed on the cushion member 11 (g ′ < g). At this time, the magnetic sensor 14 detects a biological signal as a change in the magnetic field due to a slight change of the high permeability member 12 due to a fine movement such as breathing or heartbeat of the measurement subject, and this is a signal processing described below as an electric signal. It is processed by the unit 20 to obtain respiratory rate data and heart rate data.
[0031]
FIG. 4 is a block diagram showing a basic configuration of a signal processing unit 20 which is a signal processing means for processing an electric signal (analog signal) obtained by the magnetic sensor 14 made of FGS or MI element. The offset adjustment circuit 21 that cancels the DC component included in the minute level electrical signal that accompanies the fine movement of breathing and heartbeat, the amplifier (AMP) 22 that amplifies the electrical signal, and the low-pass that cuts off the frequency of the commercial power supply A filter (LPF) 23, an A / D (analog / digital) converter 24 that digitally converts an electrical signal with a sampling period of 0.01 seconds, and frequency analysis of an input digital signal for a predetermined observation period. A digital signal processing device (hereinafter referred to as DSP) 25 for performing a Fourier transform operation for outputting the included frequency components, And a control microcomputer (hereinafter referred to as a microcomputer) 26 for processing frequency components output from the DSP 25, an interface circuit 27, and a display device 28. Are connected to each other as shown in FIG.
[0032]
The DSP 25 has an internal storage means, is programmable, temporarily stores a digital signal output from the A / D converter 24, and Fourier-transforms it according to the program of the microcomputer 26 to obtain a frequency component. Output. The microcomputer 26 temporarily stores the frequency component output from the DSP 25, processes the frequency component and outputs it as data such as respiration rate and heart rate, and these data are displayed via the interface circuit 27. The information is input to the display device 28 as means.
[0033]
Next, the operation will be described with reference to FIG. First, as shown in FIG. 5, the electrical signal (analog signal) input to the A / D converter 24 is a predetermined time (ie, a sampling period of 0.01, for example) shown in step 1 (hereinafter referred to as S1). Every second), digital conversion processing is performed (S2), and a digital signal is input to the DSP 25. The DSP 25 fetches the digital signal into the storage means, receives a command from the microcomputer 26, and in accordance with a program stored in the DSP 25 in advance, a predetermined observation period of 10.24 seconds (= 0.. The first plurality of frequency components are output by performing a Fourier transform of 01 seconds × 1024 times (this is referred to as a first observation period), and thereafter the first plurality of frequency components every predetermined period (0.01 seconds). Is repeatedly output (S3). Therefore, the DSP 25 functions as a first Fourier transform unit. In the A / D converter 24, the electrical signal is sampled at 1024 points during the first observation period.
[0034]
The first plurality of frequency components input to the microcomputer 26 are processed by sorting means or the like in the microcomputer 26, and are calculated as first respiratory rate and first heart rate data (S4). Therefore, the microcomputer 26 functions as a first calculation means.
[0035]
On the other hand, the DSP 25 receives a command from the microcomputer 26, and performs a second observation in a predetermined observation period of 81.92 seconds (= 0.01 seconds × 8192 times) in the same cycle (0.01 seconds) according to a program in the DSP. The second plurality of frequency components are output by performing a Fourier transform (referred to as a period), and thereafter, the second plurality of frequency components are output every predetermined period (0.01 seconds) (S5). Therefore, the DSP 25 also functions as a second Fourier transform unit. In the A / D converter 24, the electric signal is sampled at 8192 points during the second observation period.
[0036]
Similarly, the second plurality of frequency components input to the microcomputer 26 are processed by the sorting means or the like in the microcomputer 26 and calculated as data of the second respiratory rate and the second heart rate (S6). Therefore, the microcomputer 26 also functions as a second calculation unit.
[0037]
6 is a waveform showing the level of the digital signal at the sampling point (1024 points) in the first observation period (10.24 seconds), and FIG. 7 is a Fourier transform of the digital signal in the first observation period. 5 is a waveform showing the levels of the first plurality of frequency components output. FIG. 8 is a waveform showing the level of the digital signal at the sampling point (8192 points) in the second observation period (81.92 seconds), and FIG. 9 is the result of Fourier transform of the digital signal in the second observation period. It is a waveform which shows the level of the 2nd several frequency component output.
[0038]
As described above, the second observation period is longer than the first observation period, and since there are more sampling points, the frequency resolution is high. As is clear from comparing FIG. 7 and FIG. Even components can be observed. Incidentally, the frequency resolution in FIG. 7 is 0.098 Hz (= 1 / 10.24 seconds), and the frequency resolution in FIG. 9 is 0.012 Hz (= 1 / 81.92 seconds).
As described above, the first observation period and the second observation period are set to 10.24 seconds and 81.92 seconds, respectively, but the present invention is not limited to this. The second observation period may be 30 to 120 seconds. In addition, each observation period may be changed.
[0039]
From the waveform of FIG. 7, the amplitude (level) of the component of 17 beats / minute (A in FIG. 7) and the component of 64 beats / minute (B in FIG. 7) are remarkably large. As can be seen, from the waveform of FIG. 9, the amplitude (level) of the component of 14 beats / minute (C in FIG. 9) and the component of 60 beats / minute (D in FIG. 9) are remarkably large. It is understood that the data is calculated as respiratory rate data and heart rate data, respectively.
[0040]
Next, until the second Fourier transform operation by the DSP 25 is confirmed (for example, up to 8192 times), if the number of transforms has not reached (S7), until the first Fourier transform operation by the DSP 25 is confirmed (for example, 1024 times). Whether or not the number of conversions has been reached is determined (S8), and if so, the respiratory rate data 1 and the heart rate data 1 based on the first plurality of frequency components are as shown in FIG. It is displayed on the display device 28 (S9).
On the other hand, if the number of conversions has reached until the second Fourier transform operation by the DSP 25 is confirmed in S7 (S7), the respiration rate data 2 and the heart rate data 2 based on the second plurality of frequency components are shown in FIG. Is displayed on the display device 28 (S10).
Note that the first plurality of frequency components shown in FIG. 7 are outputted from the DSP 25 at an early stage of measurement earlier than the second plurality of frequency components shown in FIG. Since the frequency component has high resolution, the respiration rate data 1 and the heart rate data 1 are displayed at high speed, and the respiration rate data 2 and the heart rate data 2 are displayed finely.
[0041]
Here, the characters “high-speed display” means display based on the first plurality of frequency components, and the characters “fine display” mean display based on the second plurality of frequency components. It is an indicator.
As shown in FIGS. 12 and 13, symbols such as “◯” instead of “high-speed display” and “●” instead of “fine display” may be used as indicators.
Thus, it becomes easy to identify by changing the display mode of the display based on the first plurality of frequency components and the display based on the second plurality of frequency components.
[0042]
Further, the display based on the first plurality of frequency components and the display based on the second plurality of frequency components are simultaneously displayed, for example, as shown in FIG. 14 at S9 and as shown in FIG. 15 or FIG. 16 at S10. May be displayed.
Furthermore, the display color may be made different, one of them may be blinked, or the display density may be changed for identification.
[0043]
【The invention's effect】
As described above, in the biological signal detection device of the present invention, the signal processing unit includes the first Fourier transform unit that performs the Fourier transform of the electrical signal in the first observation period and outputs the first plurality of frequency components. A second Fourier transform means for Fourier transforming the electrical signal in a second observation period longer than the first observation period and outputting a second plurality of frequency components; a first plurality of frequency components and a second It is equipped with a calculation means that calculates multiple frequency components and outputs data indicating the respiratory rate and data indicating the heart rate, so that these data are quantitatively displayed at high speed and the accuracy is improved. Fine display can be performed, and these data can be appropriately used according to the purpose.
[0044]
In the biological signal detection apparatus of the present invention, since the first observation period is 5 to 30 seconds and the second observation period is 30 to 120 seconds, the data output speed and accuracy are clearly distinguished and output. I can do it.
[0045]
In addition, since the biological signal detection apparatus of the present invention can change the first observation period and the second observation period, the data speed and accuracy can be appropriately set and displayed.
[0046]
In addition, since the biological signal detection apparatus of the present invention includes the display means for displaying the data indicating the respiratory rate and the data indicating the heart rate, it is possible to perform quantitative observation immediately.
[0047]
Further, the biological signal detection apparatus of the present invention includes a display mode of data indicating the respiratory rate based on the first plurality of frequency components, a display mode of data indicating the heart rate, data indicating the respiratory rate based on the second plurality of frequency components, and Since the display mode of the data indicating the heart rate is made different and can be identified, it is possible to determine at a glance which is the high-speed display or the fine display.
[0048]
In addition, the biological signal detection device of the present invention includes data indicating the respiratory rate based on the first plurality of frequency components, data indicating the heart rate, data indicating the respiratory rate based on the second plurality of frequency components, and the heart rate. Since the character or symbol for identification is added to the data to be shown, it can be easily determined which is the high-speed display or the fine display.
[0049]
In addition, the biological signal detection apparatus of the present invention includes data indicating respiratory rate based on the first plurality of frequency components, display color of data indicating heart rate, data indicating the respiratory rate based on the second plurality of frequency components, and Since the display color of the data indicating the heart rate is different, it is possible to visually determine which is the high-speed display or the fine display.
[0050]
In the biological signal detection apparatus of the present invention, the data indicating the respiration rate and the data indicating the heart rate based on the first plurality of frequency components are first displayed on the display means, so that the calculation result can be understood quickly. .
[0051]
In the biological signal detection apparatus of the present invention, the display means includes data indicating the respiration rate based on the first plurality of frequency components, data indicating the heart rate, and data indicating the respiration rate based on the second plurality of frequency components. Since the data indicating the heart rate and the data indicating the heart rate are displayed at the same time, the two types of data can be compared and observed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a cross-sectional view showing a configuration of a signal detection unit in a biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 2 is a top view showing a configuration of a signal detection unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 3 is a cross-sectional view showing a state where a person to be measured is placed on a signal detection unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 4 is a basic configuration diagram of a signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 5 is a flowchart illustrating an operation of a signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 6 is a waveform of a signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 7 is a waveform of a signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 8 is a waveform of a signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 9 is a waveform of a signal processing unit in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 10 is a diagram showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 11 is a view showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 12 is a view showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 13 is a view showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 14 is a view showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 15 is a diagram showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 16 is a diagram showing a display example of data in the biological signal detection apparatus of the present invention.
FIG. 17 is a top view showing a configuration of a signal detection unit in a conventional biological signal detection device.
FIG. 18 is a side view showing a configuration of a signal detection unit in a conventional biological signal detection device.
FIG. 19 is a block configuration diagram of a signal processing unit in a conventional biological signal detection device.
FIG. 20 is a waveform in a conventional biological signal detection apparatus.
[Explanation of symbols]
10 Signal detector
11 Cushion member
12 High permeability member
13 Spacer member
13a hole
13b Conductor insertion groove
14 Magnetic sensor
15 Fixing plate
16 Connection conductor
17 Subject
17a head
20 Signal processor
21 Offset adjustment circuit
22 Amplifier
23 Low-pass filter
24 A / D converter
25 Digital signal processing circuit
26 Microcomputer for control
27 Interface circuit
28 Display device

Claims

A detection means for detecting a biological signal based on the micromotion of the measurement subject and outputting an electrical signal; and a signal processing means for processing the electrical signal output from the detection means. A first Fourier transform means for Fourier transforming the electrical signal in a first observation period and outputting a first plurality of frequency components; and the electrical signal in a second observation period longer than the first observation period. Second Fourier transform means for performing a Fourier transform and outputting a second plurality of frequency components; data indicating the respiratory rate by calculating the first plurality of frequency components and the second plurality of frequency components; And a biological signal detection apparatus comprising: calculation means for outputting data indicating the heart rate.

2. The biological signal detection apparatus according to claim 1, wherein the first observation period is 5 to 30 seconds and the second observation period is 30 to 120 seconds.

The biological signal detection apparatus according to claim 2, wherein the first observation period and the second observation period can be changed.

4. The biological signal detection device according to claim 1, further comprising display means for displaying data indicating the respiratory rate and data indicating the heart rate.

A display mode of data indicating respiratory rate and data indicating heart rate based on the first plurality of frequency components, a display mode of data indicating respiratory rate and data indicating the heart rate based on the second plurality of frequency components, and The biosignal detection device according to claim 4, wherein the biosignal detection device can be identified by making different.

The data indicating the respiratory rate based on the first plurality of frequency components and the data indicating the heart rate and the data indicating the respiratory rate based on the second plurality of frequency components and the data indicating the heart rate are for identification. 6. The biological signal detection device according to claim 5, wherein a character or a symbol is added.

Display color of data indicating respiratory rate and data indicating heart rate based on the first plurality of frequency components, Display color of data indicating respiratory rate and data indicating heart rate based on the second plurality of frequency components, and The biological signal detection device according to claim 5, wherein:

8. The display unit according to claim 5, wherein data indicating a respiratory rate and data indicating a heart rate based on the first plurality of frequency components are displayed first. Biological signal detection device.

The display means includes data indicating the respiratory rate based on the first plurality of frequency components, data indicating the heart rate, data indicating the respiratory rate based on the second plurality of frequency components, and data indicating the heart rate. The biological signal detection device according to claim 5, wherein the biological signal detection device is displayed simultaneously.