JP4117967B2 - Biological signal detection device - Google Patents

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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
24 A/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 (9)

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ことを特徴とする生体信号検出装置。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. 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秒としたことを特徴とする請求項1記載の生体信号検出装置。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. 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ことを特徴とする請求項2記載の生体信号検出装置。The biological signal detection apparatus according to claim 2, wherein the first observation period and the second observation period can be changed. 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ことを特徴とする請求項1乃至3の何れかに記載の生体信号検出装置。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. 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ことを特徴とする請求項4記載の生体信号検出装置。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. 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ことを特徴とする請求項5記載の生体信号検出装置。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. 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ことを特徴とする請求項5記載の生体信号検出装置。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: 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ことを特徴とする請求項5乃至7の何れかに記載の生体信号検出装置。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. 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ことを特徴とする請求項5乃至7のいずれかに記載の生体信号検出装置。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.
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