JP2009226192A - 圧電素子を用いた生体情報検出装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体の測定負担を軽減すことができる生体情報検出装置を提供する。
【解決手段】生体情報検出装置２は、振動を感知する感圧面１２を有する感圧板１０と、感圧板１０の裏面側に当接して設けられて感圧板１０が感知した振動の振幅を伝達面に集中させる伝達促進部材５０と、伝達促進部材５０の伝達面に当接して設けられる圧電素子２０と、圧電素子２０を保持する基板３０と、感圧板１０を支持する支持部材４０と、を備えるようにし、圧電素子２０は、基板３０と伝達促進部材５０の間に挟まれることで、伝達促進部材５０の振動のみ感知し所定の電圧を生成するようにした。
【選択図】図１

Description

本発明は、心拍、体動、体位等の生体情報を検出する生体情報検出装置に関する。

従来、生体の呼吸や体動による振動に基づいて、生体の呼吸や体動等の生体情報を検出する生体情報検出装置が開発されている（特許文献１参照）。例えば、特許文献１に開示されている発明は、基台に生体保持部と、可撓性を有する圧力伝達部と、圧力変化を検出するセンサ部が設けられ、生体保持部又は圧力伝達部と基台との間に隙間を設けて配設されるものである。
特開２００７−５４６０６号公報

しかしながら、特許文献１に開示されている発明は、生体の呼吸等による圧力変化を可撓性の圧力伝達部の撓みにより検出するため、生体保持部又は圧力伝達部とそれを配設する基台との間に、隙間を設けなければならず、装置の薄型化に限界があり、被測定者の測定負担が大きいという問題があった。

本発明は、斯かる実情に鑑み、被測定者の測定負担を軽減すことができる生体情報検出装置を提供しようとするものである。

（１）本発明は、人体の呼吸運動による振動に基づいて、前記人体の呼吸状態、心拍動、体動等の生体情報を検出する生体情報検出装置において、前記振動を感知する感圧面を有する感圧板と、前記感圧板の裏面側に当接して設けられ、前記感圧面よりも小さな伝達面を有し、前記感圧板が感知した前記振動の振幅を前記伝達面に集中させる伝達促進部材と、前記伝達促進部材の前記伝達面に当接して設けられる圧電素子と、前記圧電素子を保持する基板と、前記基板上に配設されて前記感圧板を支持する支持部材と、を備え、前記圧電素子は、前記基板と前記伝達促進部材の間に挟まれることで、前記伝達促進部材の前記伝達面の振動のみを感知して、所定の電圧を生成することを特徴とする、圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（２）本発明は、更に、前記伝達促進部材の前記伝達面は、前記圧電素子の前記受圧面よりも小さいことを特徴とする、上記（１）に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（３）本発明は、前記感圧面の面積に対する前記伝達面の面積の比は、０．６以下に設定されていることを特徴とする、上記（１）又は（２）に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（４）本発明は、前記伝達促進部材は、前記圧電素子と固定されていることを特徴とする、上記（１）乃至（３）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（５）本発明は、前記伝達促進部材は、円柱形状の金属部材であることを特徴とする、上記（１）乃至（４）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（６）本発明は、前記支持部材は、金属製の柱状部材であり、前記支持部材は、一方の端面において前記基板に固定され、他方の端面において前記感圧板を支持するように固定されていることを特徴とする、上記（１）乃至（５）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（７）本発明は、前記感圧板と前記基板の間隔は、前記圧電素子及び前記伝達促進部材の合計肉厚と同じであり、前記感圧板の無負荷時に、出力が略０Ｖとなることを特徴とする、上記（１）乃至（６）のいずれか一項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（８）本発明は、前記支持部材は、少なくとも前記感圧板の四隅に配設されることを特徴とする、上記（１）乃至（７）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（９）本発明は、前記圧電部材は、前記感圧板の少なくとも１辺の中心位置に配置されていることを特徴とする、上記（１）乃至（８）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１０）本発明は、前記圧電素子は、前記感圧板の中心に対して対称な位置にそれぞれ配置されていることを特徴とする、上記（１）乃至（８）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１１）本発明は、前記感圧板及び／又は前記基板は、樹脂又は金属製の板状部材であることを特徴とする、上記（１）乃至（１０）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１２）本発明は、前記圧電素子が生成した前記所定の電圧を検出する検出装置と、前記検出電圧を分析する分析装置と、をさらに備え、前記分析装置は、前記検出電圧に基づいて、少なくとも人体の呼吸状態、心拍動、体動を同時に検出することを特徴とする、上記（１）乃至（１１）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１３）本発明は、前記圧電素子が生成した前記所定の電圧を検出する検出装置と、前記検出電圧を分析する分析装置と、をさらに備え、前記分析装置は、前記検出電圧から少なくとも人体の呼吸状態、心拍動、体動を各々分離して検出することを特徴とする、上記（１）乃至（１１）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１４）本発明は、前記分析装置は、前記検出電圧に基づき人体の向きを判定することを特徴とする、上記（１２）又は（１３）に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１５）本発明は、前記分析装置は、周波数分離手段を備えており、前記周波数分離手段によって前記検出電圧の変動を分離して、生体情報を検出することを特徴とする、上記（１２）乃至（１４）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１６）本発明は、前記感圧板、前記圧電素子及び前記基板を有する検出モジュールを複数有し、前記分析装置は、複数の前記検出モジュールによって人体の複数の測定部位から同時に計測した前記検出電圧に基づいて人体の呼吸状態、心拍動、体動を検出することを特徴とする、上記（１２）乃至（１５）のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

（１７）本発明は、前記人体の複数の測定部位は、少なくとも頭部、腹部及び脚部を含むことを特徴とする、上記（１６）に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置である。

なお、この生体情報検出装置においては、前記振動を感知する感圧面を有する感圧板と、前記感圧板が感知した前記振動に基づいて所定の電圧を生成する圧電素子と、前記圧電素子を保持する基板と、を備え、前記感圧板の前記感圧面は、前記圧電素子の受圧面よりも広く設定されていると共に、前記圧電素子は前記感圧板と前記基板の間に間在して設けられ、前記圧電素子は前記感圧板が感知した前記振動に基づいて所定の電圧を生成することを特徴とする、圧電素子を用いた生体情報検出装置であることも望ましい。

本発明は、このような従来の問題点を解決するためになされたものであって、被測定者に測定負担を与えず、呼吸、体動、体位等の生体情報を正確に検出できる、圧電素子を用いた生体情報検出装置を提供することを目的とする。

以下、本発明の実施の形態を添付図面を参照して説明する。

＜全体構成＞

まず、図１を用いて第１実施形態に係る圧電素子を用いた生体情報検出装置２について詳細に説明する。なお、同図（ａ）は、圧電素子を用いた生体情報検出装置２の平面図であり、同図（ｂ）は、圧電素子を用いた生体情報検出装置２の正面図である。

圧電素子を用いた生体情報検出装置２（以下、単に生体情報検出装置２と言うことがある）は、検出モジュール１００を備える。この検出モジュール１００は、感圧板１０と、圧電素子２０と、基板３０と、支持部材４０と、伝達促進部材５０を備えている。

感圧板１０は、可撓性を有する樹脂または金属製の薄板状部材であり、生体からの振動を受付ける感圧面１２を備えている。なお、感圧板１０は、本実施形態では長方形の薄板部材を用いているが、この感圧板１０の形状はこれに限定されず、正方形または円形等の薄板部材としても好ましい（後述する、基板３０も同様である）。なお、この感圧面１２の面積は、後述する圧電素子２０の受圧面２２よりも大きく設定されており、感圧面１２の全体で受けた振動を、受圧面２２に集中させるようになっている。また、この感圧板１０は、生体の自重に耐え得る程度の剛性を有するようになっており、生体から自重（荷重）が加わっても、圧電素子２が吸収可能な変形量内に収まるようにしている。

圧電素子２０は、圧電効果（または圧電現象と言われることもある）により、所定の方向に圧力を加えた場合に、その加えた圧力に応じた電圧が発生する素子であり、別名ピエゾ素子と言われるものである。この圧電素子２０は、変動のない定常的な外力を加えられた場合に出力電圧は０Ｖとなる。したがって、本実施例の検出モジュール１００は、測定対象となる生体の体重の差異に影響されずに、呼気や脈拍等による微小震動に基づく出力電圧変動を圧電素子２０によって正確に検出することができる。なお、圧電素子２０は、本実施例では検出モジュール１００の一方の長手方向の略真ん中に配設されているが、例えば、検出モジュール１００の中心に配設してもよく、測定部位（例えば、頭部、腹部または足部）により適宜変更できることは言うまでもない。

圧電素子２０は、円板形状の圧電素子であり、後述する基板３０又は感圧板１０の長辺側近傍のほぼ真中に配設されている。この圧電素子２０は、生体からの振動を受ける受圧面２２の方向から圧力を加えられると、両端側からその圧力に応じた電圧（一端はマイナス電圧、他端はプラス電圧）を発生する。なお、この圧電素子２０の形状は円板形状に限定されず、例えば、長方形または正方形等の形状でも好ましい。

基板３０は、剛性の高い樹脂又は金属製の板状部材である。上述したが、基板３０は、本実施形態では長方形の板状部材を用いているが、この基板３０の形状はこれに限定されず、正方形または円形等の板状部材としても好ましい。

支持部材４０は、剛性の高い金属製の円柱状部材であり、基板３０の四隅位置、及び前述した圧電素子２０を配設した側と反対側の長辺側近傍のほぼ真中位置に合計５本配設される。なお、支持部材４０は、円柱形状に限定されるものではなく、四角柱または三角柱等でも好ましい。

伝達促進部材５０は、剛性の高い金属製の円柱部材であり、圧電素子２０の受圧面２２側に固定され、感圧板１０と当接するように配設される。図１（ｂ）に示すように、この伝達促進部材５０の板圧（Ｌ２）は、この板圧（Ｌ２）と圧電素子２０の板圧（Ｌ１）を足した板圧（Ｌ）が前述した支持部材４０の長さ寸法Ｌ０、即ち基板３０と感圧板１０の間隔とほぼ同じになるように構成されている。この結果、感圧板１０に付与される生体の自重（荷重）は、この支持部材４０側にも適切に分散されることから、圧電素子２０は全荷重を受けることが無い。一方で、感圧板１０の感圧面１２のどこかで受ける生体の振動は、全て、圧電素子２０にも伝達されることになり、圧電素子２０において高精度に検知できるようになっている。なお、伝達促進部材５０は、円柱形状に限定されず、四角柱または三角柱等でも好ましい。また、その素材も金属に限定されず、剛性の高いものであれば他の素材を用いることができる。

次に、図２を用いて、上述した生体情報検出装置２のシステム構成について説明する。同図は、生体情報検出装置２を使用した生体情報検出システムのブロック図である。

検出モジュール１００は、寝台４００の上に生体１が寝た場合に、生体１の腹部の下に位置するように配設されている。なお、検出モジュール１００は、生体１に対する測定負担を軽減するために、枕の下（例えば、頭部を測定する場合）や敷き布団の下（例えば、腹部や足部を測定する場合）に配設することが好ましい。検出モジュール１００は、前述した圧電素子２０から発生した出力電圧を検出モジュール１００の外部に取り出すための出力ケーブル２４が設けられている。

更に生体情報検出装置２は、検出モジュール１００に加えて、検出装置２００及び分析装置３００を備えている。この検出装置２００は、検出部２２０と増幅アンプ２４０を備えている。この検出装置２００は、上述した出力ケーブル２４に接続され、検出部２２０により検出モジュール１００から出力された出力電圧を検出すると共に、増幅アンプ２４０により電圧をさらに増幅して、後述する分析装置３００へ出力する。

分析装置３００は、検出装置２００の増幅アンプ２４０に接続され、増幅された出力電圧のノイズ除去等を行い、その出力電圧から生体１の呼吸、体動、体位の状態を分析する。

次に、図３を用いて、生体１の呼吸に基づく検出モジュール１００の出力電圧について説明する。同図上段は、検出モジュール１００が生体１の頭部の下（枕の下）に配設された場合の圧電素子２０の出力電圧を示している。なお、比較するために、同図の中段には、専用の呼吸測定値を用いて生体１の呼気状況を計測した場合を示す。また、同図の下段には、光センサーを用いて生体１の脈拍を測定した光電脈波の測定波形を時間軸でプロットした場合を示す。なお、この図３は、時間軸方向に６０ＳＥＣ／１目盛で進行するようになっている。

本実施形態の検出モジュール１００の出力は、同図上段に示されるように、例えば、生体１が横向きで寝ている場合（同図上段の０〜約２１０ＳＥＣの間）は、出力電圧は３．０Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約４．１ＳＥＣであり、生体１が仰向けで寝ている場合（同図の約２１０〜３３０ＳＥＣの間）は、出力電圧は２．０Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約５．０ＳＥＣ程度である。

比較例となる同図中段の呼吸測定器（図示省略）の出力は、例えば、生体１が横向きで寝ている場合（同図中段の０〜約２１０ＳＥＣの間）、呼吸の測定値は２．０Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約４．１ＳＥＣとなり、生体１が仰向けで寝ている場合（同図（ｂ）の約２１０〜３３０ＳＥＣの間）は、呼吸の測定値は1．５Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約５．０ＳＥＣとなる。

上述したように、同図上段及び同図中段の生体１の呼吸の周期と検出モジュール１００から出力される出力電圧の周期はほぼ一致する。また、生体１の状態（体位）が変化した場合、検出モジュール１００の出力電圧は、生体１の呼吸の周期と振幅の変動に追従して変動する（同じ変化率で変化する）。例えば、生体１が横向きの時（０〜約２１０ＳＥＣ）と生体１が仰向けの時（約２１０〜３３０ＳＥＣ）の場合で、生体１の呼吸の周期は約４．１ＳＥＣから約５．０ＳＥＣへ変動するが、検出モジュール１００の出力電圧の周期も追従して約４．１ＳＥＣから約５．０ＳＥＣへ変動する。つまり、本実施形態の生体情報検出装置２は、呼気測定器と同等のレベルで呼気状態を計測できることが分かる。

同じように、生体１の状態（体位）が変動した場合、検出モジュール１００の出力電圧は、生体１の呼吸の振幅の変動に追従して変動する。例えば、同図中段の生体１の体位が横向きの時と仰向けの時で呼吸の振幅は約５０％変動するが（本実施例では、振幅が小さくなる）、検出モジュール１００の出力電圧もほぼ同様に約５０％変動する（本実施例では、小さくなる）。なお、生体１が横向きで寝ている状態から仰向きで寝ている状態に変化する時（約２１０ＳＥＣ時点）、検出モジュール１００の出力電圧が一時的に大きく変動している。従って、本実施形態の生体情報検出装置２では、分析装置３００が、この出力電圧の一時的な大変動を検出することで、生体１の体動を瞬時に検知するとこが出来る。

なお、同図下段は、比較例として、生体１の指の血管にＬＥＤ等の光を当てて、その反射光をフォトダイオード等で検出して血流の変化を測定したものであり、一般には光電脈波と呼ばれるものである。このように、光電脈波は、生体１の脈拍情報を正確に測定するものであるが、呼気よりも周期が小さいため、本図では時間軸の単位が大きすぎてはっきりと判別することができない。

従って、脈拍について詳細に調べるために、図３の計測データを、時間軸方向に３０倍（２ＳＥＣ／１目盛）に拡大した状態を図４及び図５に示す。図４は、生体１が横向きで寝ている時間帯（１８０ＳＥＣ付近）の測定時間軸を３０倍に広げたグラフであり、図５は、生体１が仰向けで寝ている時間帯（２６２ＳＥＣ付近）の測定時間軸を３０倍に広げたグラフである。

図４および図５に示すように、時間軸を拡大すると、上段に表示される検出モジュール１００の出力電圧は、呼吸のタイミング（周期）に沿った大きな振動と、この振動よりも小さいタイミング（周期）で小刻みに振動する微小な震動を含んでいることが分かる。また、この微小震動は、下段に表示される光電脈波による生体１の脈拍振動と一致していることが分かる。従って、検出モジュール１００の出力電圧には、脈拍に関する情報を内在していることになる。従って、生体情報検出装置２は、周波数分離手段（例えばハイパスフィルタ等）によって、周波数の大きい呼吸の振動を除去するようにし、脈拍振動のみを残すようにすることで、脈拍のみを抽出して正確に計測できることが分かる。

以上の図３、図４及び図５から分かるように、生体情報検出装置２は、頭部の下に検出モジュール１００を配設することで、生体１の呼吸状態、体位、拍動を同時且つ正確に測定することができる。

次に、図６〜図８を用いて、検出モジュール１００が腹部の下に配設された場合の生体情報検出装置２の計測結果について説明する。図６は、検出モジュール１００を腹部の下に配設した場合の出力電圧（同図上段）、生体１の呼吸測定値（同図中段）、生体１の脈拍を光で測定した光電脈波（同図下段）を時間軸でプロットしたものである。

図６に示されるように、例えば、生体１が横向きで寝ている場合（同図上段の０〜約４２０ＳＥＣの間）は、出力電圧は５．５Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約５．３ＳＥＣであり、生体１が仰向けで寝ている場合（同図の約４２０〜５９０ＳＥＣの間）は、出力電圧は１０．０Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約４．５ＳＥＣ程度になることが分かる。ただし、上述した生体１が仰向けの時の検出モジュール１００からの出力電圧は、検出装置２００の測定上限を超えており、１０．０Ｖ（Ｐ−Ｐ）までしか記録されていない。

なお、同図中段は、呼吸測定器（図示省略）での測定結果では、例えば、生体１が横向きで寝ている場合（同図中段の０〜約４２０ＳＥＣの間）は、呼吸の測定値は１．０Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約５．４ＳＥＣであり、生体１が仰向けで寝ている場合（同図中段の約４２０〜５９０ＳＥＣの間）は、呼吸の測定値は０．５Ｖ（Ｐ−Ｐ）前後、周期は約４．６ＳＥＣである。

従って、同図上段の検出モジュール１００から出力される出力電圧の周期と、同図中段の生体１の呼吸の周期とはほぼ一致していることが分かる。また、生体１の状態（体位）が変動した場合、検出モジュール１００の出力電圧は、生体１から測定される呼吸の周期と振幅の変動に追従する（同じ変化率で変化する）。例えば、生体１が横向きの時（０〜約４２０ＳＥＣ）と生体１が仰向けの時（約４２０〜５９０ＳＥＣ）の場合で、生体１の呼吸の周期は約５．３ＳＥＣから約４．５ＳＥＣへ変動するが、検出モジュール１００の出力電圧の周期も追従して約５．４ＳＥＣから約４．６ＳＥＣへ変動する。従って、この生体情報検出装置２においても、呼気の状況を正確に検出できることが分かる。

また、同図上段及び同図中段の生体１の呼吸の振幅と検出モジュール１００の出力電圧の振幅は、前述した検出モジュール１００を頭部の下へ配設した場合と同様に、生体１の呼吸の振幅に追従して変動する。

なお、検出モジュール１００の出力電圧は、生体１の体動は横向きで寝ている状態から仰向きで寝ている状態に変化する時（約４２０ＳＥＣ時点）に一時的に大きく変動しており、これを検出することで、生体１の体動を検知するとこが出来る。なお、この一時的な電圧の変化を検出するには、例えば、電圧レベルを所定の閾値と比較するレベル判定部を分析装置に備えておき、この閾値を超えた場合に寝返りを打ったと判定することが好ましい。

なお、同図下段は、比較例として、指の血流の脈動を測定した光電脈波をプロットしたものである。この光電脈波は、体位が変化した瞬間は大きく振れているが（例えば、同図下段の４２０ＳＥＣ前後）、その後安定し、基本的には生体１の体位の違いによる影響は殆んど受けない。なお、脈動（脈拍）は、呼吸よりも頻度が高いため、本図のグラフでは、時間軸の単位が大きすぎるため、各脈動を識別することが困難である。

そこで、脈動の状態を分析するため、図６の時間軸を５０倍に拡大した状態を図７及び図８に示す。なお、図７は、生体１が横向きで寝ている場合（約３００ＳＥＣ付近）の測定時間軸を５０倍に広げてプロットしたものであり、図８は、生体１が仰向けで寝ている場合（約４０４ＳＥＣ付近）の測定時間軸を５０倍に広げてプロットしたものである。

図７及び図８に示すように、時間軸を拡大すると、上段に表示される検出モジュール１００の出力電圧は、呼吸のタイミング（周期）に沿った大きな振動と、この振動よりも小さいタイミング（周期）で小刻みに振動する微小な震動を含んでいることが分かる。また、この微小震動は、下段に表示される光電脈波による生体１の脈拍振動と一致していることが分かる。従って、検出モジュール１００を腹部の下に配設しても、その出力電圧には、脈拍に関する情報を内在させることができる。従って、生体情報検出装置２は、周波数分離手段（例えばハイパスフィルタ等）によって、周波数の大きい呼吸の振動を除去するようにし、脈拍振動のみを残すようにすることで、脈拍を抽出して正確に計測できることが分かる。

なお、生体１が横向きで寝ている場合は、仰向けで寝ている場合に比べて検出モジュール１００の出力電圧の振幅が小さくなる。これは、生体１の呼吸による腹部の振動（上下動）は、生体１が横向きで寝ている場合よりも、仰向けで寝ている場合の方が大きく、検出モジュール１００の感圧板１０に直接的に圧力を加えるためである。従って、この振幅を測定することで、生体１の体位を分析することも可能である。以上のことから、生体１の腹部の下に検出モジュール１００を配設した場合でも、生体情報検出装置２により生体１の呼吸状態、体位、体動を正確に測定できる。

次に、図９を用いて、第２実施形態に係る生体情報検出装置２について説明する。同図は、第２実施形態における生体情報検出装置２の使用態様図であり、生体１の臀部の下に検出モジュール１００を配設した状態を示している。具体的にこの第２実施形態は、検出モジュール１００を椅子５００の座板５２０の上に配設したところに特徴がある。なお、検出モジュール１００、検出装置２００、分析装置３００は第１実施形態で説明した検出モジュール１００、検出装置２００、分析装置３００と同じであるので、同じ番号を付与し、詳細な説明は省略する。

同図に示すように、生体１の呼吸による振動は、臀部を介して検出モジュール１００に伝達する。検出モジュール１００は、生体１の呼吸等による振動に基づいて出力電圧を発生し、検出装置２００により、その出力電圧を検出すると共に増幅して分析装置３００へ送信する。分析装置３００では、上述した出力電圧のノイズ除去等を行った後、出力電圧に基づいて分析を行う。

次に、図１０を用いて、検出モジュール１００を椅子５００の座板５２０に配設した場合の生体情報検出装置２の計測結果について説明する。同図の上段は、検出モジュール１００によって計測した出力電圧（同図上段）を時間軸でプロットしたものであり、比較例となる中段は、呼気専用測定器による生体１の呼吸測定値、同じく比較例となる下段は、生体１の脈拍を光で測定した光電脈波を時間軸でプロットしたものである。

同図中段の呼吸測定グラフ後半に示すように、生体１の呼吸は、約４６０ＳＥＣ、約５２５ＳＥＣ、約５６５ＳＥＣ、約６２５ＳＥＣで大きく振れて乱れている。これは、生体１が椅子に座っている際に、体が動いたことによると考えられる。これに対して、同図上段に示すように、検出モジュール１００の出力電圧は、ほぼ同じ位置で呼吸の乱れを検知して振れている。また、詳細は後述するが、同図上段の本第２実施形態の検出モジュール１００による出力周期と、同図中段の出力周期は略一致している。従って、座板５２０に生体情報検出装置２を配置しても、呼吸の状態を正確に測定できることが分かる。

図１１は、第２実施形態における、生体１の呼吸、検出モジュール１００の出力電圧、光電脈波のグラフを約４０４ＳＥＣ付近で測定時間軸を５０倍に広げたグラフである。

同図中段に示すように、生体１の呼吸の周期は、約１．７ＳＥＣであり、同図上段に示すように、検出モジュール１００の出力電圧の周期も約１．７ＳＥＣと一致している。したがって、本実施例のように検出モジュール１００は、椅子５００の座板（生体１の臀部の下）に配設された場合にも、生体１の呼吸を正確に測定することが出来る。更に、同図上段に示すように、本第２実施形態による出力電圧には、同図下段の脈拍を光で測定した光電脈波と同じ周期の振動が含まれていることが分かる。特に、検出モジュール１００の出力電圧における呼気振動の振幅に対する脈拍振動の振幅比率は、第１実施形態の振幅比率よりも大きいことが分かる。従って、生体１の臀部の下に検出モジュール１００を配設する場合は、脈拍を、より高感度に検出できることが分かる。

また、図１２に示すように、検出モジュール１００を椅子の背もたれ５４０に配設するようにしても良い。図１３の上段に示すように、検出モジュール１００は、生体１の呼吸の変動を正確に検出しているのが分かる（例えば、約１００ＳＥＣ時点を参照）。なお、図１３においても同様に、比較例として中段には呼気専用測定器による生体１の呼吸測定値、下段には生体１の脈拍を光で測定した光電脈波を時間軸でプロットしている。

図１４は、図１３のグラフの時間軸を１５倍に広げたグラフである。上段の検出モジュール１００の出力電圧の周期は、約４．０ＳＥＣであり、これは中段における生体１の呼吸の周期約４．０ＳＥＣと同じである。また、上段の検出モジュール１００の出力電圧には、下段の脈拍と同じ周期の振動が十分に含まれていることが分かる。

したがって、検出モジュール１００を椅子５００の背もたれ５４０に配設した場合においても、生体１の呼吸、脈動、体位に基づく振動を正確に検出できることが分かる。

次に、図１５を用いて、生体情報検出装置２の第３実施形態について説明する。同図は、第３実施形態における生体情報検出装置２の使用態様図である。この第３実施形態は、検出モジュール１００を生体１の頭部、腹部、臀部、足部にそれぞれ配設し、各々の出力電圧に基づいて、生体１の呼吸、体位、体動をより正確に検出するところに特徴がある。なお、検出モジュール１００、検出装置２００、分析装置３００は第１実施形態で説明した検出モジュール１００、検出装置２００、分析装置３００と同じであるので、同じ番号を付与し、詳細な説明は省略する。また、検出モジュール１００は、生体１に対する測定負担を軽減するために、枕の下（例えば、頭部を測定する場合）や敷き布団の下（例えば、腹部、臀部または足部を測定する場合）に配設することが好ましい。

検出装置２００は、頭部、腹部、臀部、足部の検出モジュール１００の出力を検出及び増幅して分析装置３００に送信する。分析装置３００は、検出装置２００から受信した各々の出力電圧を分析し、生体の呼吸状態、体位、体動を分析する。

次に、図１６を用いて、第３実施形態における生体情報検出装置２の検出結果について説明する。同図は、第３実施形態における検出モジュール１００の出力電圧、生体１の呼吸測定値、心電図をグラフ化したものである。

同図最上段のグラフは、生体１の頭部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧の波形であり、測定開始から約６分後に生体１が寝台４００の上に上向きで寝ている状態から横向きで寝ている状態に体位を変えた場合のグラフである（以下、腹部、足部、臀部、呼吸測定値、心電図のグラフにおいても同様である）。

また、同図最上段から２段目のグラフは、生体１の腹部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧の波形である。同図最上段から３番目のグラフは、生体１の足部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧の波形である。同図最上部から４段目のグラフは、生体１の臀部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧の波形である。同図最上段から５番目のグラフは、比較例として、呼気専用測定器（図示省略）によって生体１の呼吸状態を測定したグラフである。同図最下段のグラフは、生体１の心電図グラフである。

同図最上段〜４段目のグラフに示すように、生体１の体位が変化する時点（測定開始から約６分後）で頭部、腹部、足部、臀部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧は全て大きく振れている。また、この時に生体１の心電図にも大きな変動が表れている。このことから、生体１の体位の変化は、頭部、腹部、足部、臀部の下に位置するように配設した４台の検出モジュール１００の出力電圧を分析することによって、より正確に検出できる。例えば、生体１の全体の体位は変わらず、首だけを上向きから横向きにした場合、頭部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧のみが大きく振れ、その他の腹部、足部、臀部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧は大きく振れない。

また、頭部、腹部、足部、臀部の下に配設した検出モジュール１００の出力電圧の振幅、周期は、生体１の体位によって特徴があり、これらの位置に配設した検出モジュール１００の各々の出力電圧を組合せて分析することにより、より正確な体位を検出することができる。

例えば、図１７は、生体１が上向きで寝台４００上に寝ている安静時（図１６において、測定開始から約２３２ＳＥＣ後付近）の、頭部、腹部、足部、臀部下の４か所で測定した生体情報検出装置２の計測結果を、図１６と比較して時間軸方向に６０倍に拡大したグラフである。

また、図１８は、生体１が横向きで寝台４００上に寝ている安静時（図１６における、測定開始から約３２６ＳＥＣ後付近）の、頭部、腹部、足部、臀部下の４か所で測定した生体情報検出装置２の計測結果を、図１６と比較して時間軸方向に６０倍に拡大したグラフである。

図１７、図１８に示すように、全ての検出モジュール１００の出力には、呼吸と同周期の変動が含まれることが分かる。しかし、図１７の上向き体位（仰向け体位）に示されるように、呼吸を行う肺に近い腹部の検出モジュール１００が一番大きい振幅を有しており、腹部から離れる部位（例えば足部など）の検出モジュール１００については、呼吸と連動する振動の振幅が小さくなることが分かる。頭部下の検出モジュール１００についても呼吸と連動する振動の振幅は極めて小さい。一方、図１８に横向き体位では、頭部下の検出モジュール１００についても呼吸と連動する振動の振幅が比較的大きいことが分かる。従って、腹部下の検出モジュール１００の振幅と頭部下の検出モジュール１００の振幅の比率に基づいて、生体１の体位を分析することも可能である。この場合は、分析装置１００が、複数の検出モジュール１００の出力を相互に比較する比較部を備えるようにすればよい。

一方で、足部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧は、生体１が上向きで寝ている場合、生体１の呼吸に連動した周期性のある波形が得られるが、生体１が横向きで寝ている場合には、その振幅が極めて小さくなってしまう。これは、生体１が横向きで寝ている場合、呼吸に伴う生体１の振動が足部へ伝達されるまでに検出できないほど減衰していると考えられる。

また、臀部下に配設した検出モジュール１００の出力電圧は、生体１が上向きで寝ている場合は、生体１の呼吸に連動した周期性のある波形が得られるが、生体１が横向きで寝ている場合には、その振幅が極めて小さくなる。これは、上述した足部下での測定と同様に、生体１が横向きで寝ている場合、呼吸に伴う生体１の振動が臀部へ伝達されるまでに検出できないほど減衰してしまうためである。従って、これらの足部及び臀部下の検出モジュール１００と、頭部下の検出モジュール１００とは、上向き体位と横向き体位の関係が反対になっていることが分かる。従って、下半身側と上半身側の複数の検出モジュール間の振幅変動を比較することで、生体１の体位を詳細に分析することが可能になる。

更に、各検出モジュール１００の出力波形には、脈拍と連動する波形も含まれていることが分かる。例えば、腹部下及び頭部下の検出モジュール１００における脈拍連動波形は、図１７の上向き体位の方が、図１８の横向き体位よりも振幅が大きいことが分かる。一方、臀部下及び足部下の検出モジュール１００における脈拍連動波形は、図１７の上向き体位の方が、図１８の横向き体位よりも振幅が小さいことが分かる。このような関係を比較分析することで、体位を特定することも可能である。

以上のように各測定箇所での生体情報検出装置２の出力電圧を複数組み合わせて分析することにより、生体１の呼吸状態、体位、拍動をより正確に検出することができる。また、複数の生体の呼吸状態、頭部、腹部、足部、臀部下での検出モジュール１００の出力電圧をデータベース化しておくことによって、より正確な検出を行うこともできる。

なお、検出モジュール１００を配設する位置は、上記に限定されないことは言うまでもない。例えば、上半身の体動だけを検出したい場合は、検出モジュール１００は、頭部、腹部下に配設されてもよく、また後で説明するが、脹脛の下に位置するように配設しても好ましい。

次に、図１９を用いて、第４実施形態に係る生体情報検出装置２について説明する。この第４実施形態は、検出モジュール１００を生体１の脹脛の下に位置するように配設し、その出力電圧に基づいて生体１の脹脛の血管弾性を測定するところに特徴がある。なお、検出モジュール１００、検出装置２００、分析装置３００は第１実施形態で説明した生体情報検出装置２、検出装置２００、分析装置３００と略同じであるので、同じ番号を付与し、詳細な説明は省略する。また、検出モジュール１００は、生体１に対する測定負担を軽減するために、生体１の脹脛に直接接触しないように敷き布団の下に配設することが好ましい。

同図に示すように、この生体情報検出装置２は、更に心電図計測装置５００を備えている。この心電図計測装置５００は、既知のものであり、心臓の拍動状態を正確に検出することができる。分析装置３００には、この心電図計測装置５００の計測結果も入力されるようになっている。分析装置３００は、検出モジュール１００の出力電圧の立ち上りの波形と、心電図計測装置５００からの出力の立ち上がり波形を、時間軸を共通にして比較する。この立ち上がり波形を基準に比較したのは、所定の周期を有する波形同士を比較する際に、その基準を統一するためである。つまり、波形が立ち上がる瞬間は、いずれにしろ、脈動が開始する瞬間であることから、この立ち上がるタイミングを比較することで血流の伝達速度を判断する。この血流の伝達速度は、生体１の血管の弾性（柔軟性）と関連がある。具体的には、チューブ状の血管の硬化が進展すると、自身の膨張・収縮による血流の吸収度合いが低下し、血流が末梢まで伝わる時間が短くなる。一方で、血管が柔らかい場合は、自身の膨張・収縮によって血管が血流を吸収し、血流が末梢まで伝わる時間が長くなる。

以上の考察から、心臓そのものの心電図の立ち上がりタイミングと、脹脛で計測される血流の立ち上がりタイミングを比較して、その差が小さいほうが血管の弾性が小さくて硬化が進展していると判断し、その差が大きい方が血管の弾性が大きくて柔軟性があると判断する。

図２０は、比較的年齢が若く血管の弾性力の高いと考えられる生体１の検出モジュール１００の出力電圧の立ち上がりと、心電図の立ち上がりを比較したものである。同図上段及び中段のグラフは生体情報検出装置２の出力電圧の波形であり、同図下段のグラフは生体１の心電図のグラフである。同図に示すように、心電図の立ち上がりタイミングと、生体情報検出装置２が脈拍を検出する立ち上がりタイミングの差（立ちあがり時間差）は約０．２８８秒である。

図２１は、初老の血管の弾性力の低い生体２の検出モジュール１００の出力電圧の立ち上がりと心電図の立ち上がりを比較したものである。同図上段及び中段のグラフは生体情報検出装置２の出力電圧の波形であり、同図下段のグラフは生体１の心電図のグラフである。同図に示すように、心電図の立ち上がりタイミングと、生体情報検出装置２が脈拍を検出する立ち上がりタイミングの差（立ちあがり時間差）は約０．２１７秒である。このことから、図２０の生体１よりも図２１の生体２の方が血管の硬化が進んでいることが分かる。

なお、本実施例では、出力波形の立ち上りを基準に測定したが、これに限定されず、波形の周期、振幅等で評価することも可能である。

また、検出モジュール１００の配設位置は、本実施例の脹脛に限定されず、大腿部や上腕部等で測定しても好ましい。また、タイミング差を求める為の基準波形として、心電図計測装置５００を利用した場合を示したが、本発明はそれに限定されず、本検出モジュール１００を心臓に近い位置（例えば背中から肩部近傍）に配置して、脹脛下の検出モジュール１００と比較することも勿論可能である。

以上本実施形態では、検出モジュール１００が支持部材４０を備える場合に限って示したが、本発明はそれに限定されない。例えば図２２に示すように、腕や大腿部に巻きつける携帯型の生体情報検出装置２００とすることも好ましい。この場合、上述の支持部材４０は不要で、圧電素子２０と伝達促進部材５０で感圧板１０を直接支持する構造となる。

具体的には、圧電素子２０と、この圧電素子２０の受圧面よりも面積の広い感圧面を有する感圧板１０と、圧電素子２０を保持する基板３０と、圧電素子２０の受圧面より面積の小さい伝達面を有する伝達促進部材５０とを備えた生体情報検出装置２００とする。なお、形状、サイズ、厚さ等を除いて、感圧板１０、圧電素子２０、基板３０、伝達促進部材５０の基本機能は、第１実施形態で説明した検出モジュール１００と同じであるので、同じ番号を付与し、詳細な説明は省略する。

このように小型化することによって、場所、時間を選ばず、生体情報の検出をすることが出来るという効果がある。

また、本実施形態では、検出モジュールに１つの圧電素子２０が配置される場合に限って示したが本発明はそれに限定されない。例えば圧電素子２０は、検出モジュール１００に２個以上配置してもよく、例えば、感圧板１０中心に対して左右対称に配置したり、またはマトリクス状に複数配置してもよい。

以上、本実施形態は、人体（例えば、生体１）の呼吸運動による振動に基づいて、前記人体の呼吸状態、心拍動、体動を検出する生体情報検出装置２において、面積の広い感圧面１０によって振動を高精度に感知して、圧電素子２０が感圧板１０が感知した振動に基づいて所定の電圧（例えば、図３に示した出力電圧）を生成するようにしているので、生体１に測定負荷を与えずに生体１の呼吸、体位、体動の測定を正確に行うことが出来る。

また、本実施形態は、感圧板１０を支持部材５０によって支持するようにしているので、小型にしたり、薄型にしたりしても、十分な荷重が作用しても、圧電素子２０に対しては適切な震動にのみを伝達することができ、呼吸、体位、心拍動を同時にの測定をすることが出来る。

また、本実施形態では、分析装置３００が、検出電圧（例えば、図３に示した出力電圧）に基づいて、少なくとも人体の呼吸状態、心拍動、体動を同時に検出するので（例えば、図１４の出力電圧）、生体１の生体情報（例えば、仰向けまたは横向きで寝ているという体位）をより正確に分析することができるという効果がある。特に、周波数フィルタリングによって、想定される周波数ごとに出力を分離すれば、呼吸状態、心拍動、体動の波形を適切に分離することが可能となる。また、複数の検出モジュールから得られた出力を、時間軸を基準に比較することで、心拍動の全身への伝達度合を分析することが可能となり、血管の柔軟性を判定することができる。

また、本実施形態では、前記感圧板１０が感知した前記振動を前記圧電素子２０に集中させて伝達する伝達促進部材５０を備えているので、生体１の微量な振動を検出することができる。

また、本実施形態は、前記伝達促進部材５０は、円柱形状の金属部材であるので、圧電素子２０の検出感度をより上げることができる。なお、伝達促進部材５０の断面積（伝達面）は、圧電素子２０の感圧面よりも小さいことが望ましい。

なお、本実施形態は、検出モジュール１００が伝達促進部材５０を備える場合に限って示したが、本発明はそれに限定されない。例えば、感圧板１０と基板３０の間隙を、圧電素子２０の肉厚と同じにすることで、圧電素子２０が感圧板１０と直接接するようにし、圧電素子２０の感度を上げることも好ましい。これにより、生体情報検出装置２を薄型化できる。

また、本実施形態では分析装置３００によって、検出電圧に基づき人体の向き（例えば、図６に示した生体１の体位）を判定することが可能になる。

また、本実施形態では、人体の複数の測定部位、具体的には、少なくとも頭部、腹部及び脚部を含む部位に検出モジュール１００を配置することで、生体１全体の生体情報をより詳細に検出することができる。

また、本実施形態は、支持部材４０が少なくとも感圧板１０の四隅に配設されるので、感圧板１０の四隅の剛性が高くなり、感圧板１０の四隅以外に配置した圧電素子２０に不要な負荷が作用することを防止し、その結果、震動の検出感度を上げることが可能となっている。つまり、この支持部材４０は、生体１の自重や外部衝撃を吸収（分散）する機能を有している。

また、本発明は、前記圧電素子２０は、前記感圧板１０の少なくとも１辺の中心位置に配置されているので、圧電素子２０の検出感度を上げることができるという効果がある。

また、本発明は、前記圧電素子２０は、前記感圧板１０の中心に対して対称な位置に１個又は複数個配置されているので、１台の検出モジュール１００から多くの生体情報を検出してより正確な分析が出来るという効果がある。なお、この圧電素子２０の配置位置は、上記の位置に限定されるものではなく、感圧板１０又は基板３０の略中心位置に配設するように構成しても好ましい。これによって、生体１が感圧板１０上のどの位置に有っても生体１の呼吸、脈拍、体動を検出することができる。

なお、本発明の圧電素子を用いた生体情報検出装置１は、上記した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲内において種々変更を加え得ることは勿論である。

本発明の圧電素子を用いた生体情報検出装置は、呼吸等の生体情報の検出や分析の分野、健康診断や予防医療の分野等で幅広く利用することができる。

（ａ）は、圧電素子を用いた生体情報検出装置の検出モジュールの平面図であり、（ｂ）は、圧電素子を用いた同検出モジュールの正面図である。 生体情報検出装置における生体情報検出システムのブロック図である。 同検出モジュールが生体の頭部の下（枕の下）に配設された場合の圧電素子の出力電圧（同図上段）、生体の呼吸測定値（同図中段）、生体の脈拍を光で測定した光電脈波（同図下段）を時間軸でプロットしたものである。 生体が横向きで寝ている場合（１８０ＳＥＣ付近）の測定時間軸を３０倍に広げたグラフである。 生体が仰向けで寝ている場合（２６２ＳＥＣ付近）の測定時間軸を３０倍に広げたグラフである。 同検出モジュールを腹部の下に配設した場合の出力電圧（同図上段）、生体の呼吸測定値（同図中段）、生体の脈拍を光で測定した光電脈波（同図下段）を時間軸でプロットしたものである。 生体が横向きで寝ている場合（約３００ＳＥＣ付近）の測定時間軸を５０倍に広げてプロットしたものである。 生体が仰向けで寝ている場合（約４０４ＳＥＣ付近）の測定時間軸を５０倍に広げてプロットしたものである。 第２実施形態における生体情報検出装置の使用態様図である。 同生体情報検出装置の検出モジュールの出力電圧（同図上段）、生体の呼吸測定値（同図下段）、生体の脈拍を光で測定した光電脈波（同図下段）を時間軸でプロットしたものである。 第２実施形態における、生体の呼吸、検出モジュールの出力電圧、光電脈波のグラフを約４０４ＳＥＣ付近で測定時間軸を５０倍に広げたグラフである。 第２実施形態のさらに別の使用態様である。 第２実施形態のさらに別の使用態様の場合の検出モジュールの出力電圧をプロットしたグラフ。 図１３のグラフの時間軸を１５倍に広げたグラフである。 第３実施形態における生体情報検出装置の使用態様図である。 第３実施形態における検出モジュールの出力電圧、生体の呼吸測定値、心電図をグラフ化したものである。 生体が上向きで寝台上に寝ている場合（図１４において、測定開始から約２３２ＳＥＣ後付近）の、頭部、腹部、足部、臀部下の４か所で測定した検出モジュールの出力電圧のグラフである。 生体が横向きで寝台上に寝ている場合（図１４において、測定開始から約３２６ＳＥＣ後付近）の、頭部、腹部、足部、臀部下の４か所で測定した検出モジュールの出力電圧のグラフである。 第４実施形態における生体情報検出装置の使用態様図である。 比較的若く血管の弾性力の高い生体の検出モジュールの出力電圧である。 初老の血管の弾性力の低い生体の検出モジュールの出力電圧である。 （ａ）は、腕や大腿部に巻きつける形態型の生体情報検出装置の平面図であり、（ｂ）は、腕や大腿部に巻きつける形態型の生体情報検出装置の正面図である。

符号の説明

１ 生体
１０ 感圧板
２０ 圧電素子
３０ 基板
４０ 支持部材
５０ 伝達促進部材
１００ 圧電素子を用いた生体情報検出装置
２００ 検出装置
３００ 分析装置
４００ 寝台

Claims (17)

1. 人体の呼吸運動による振動に基づいて、前記人体の呼吸状態、心拍動、体動等の生体情報を検出する生体情報検出装置において、
   前記振動を感知する感圧面を有する感圧板と、
   前記感圧板の裏面側に当接して設けられ、前記感圧面よりも小さな伝達面を有し、前記感圧板が感知した前記振動の振幅を前記伝達面に集中させる伝達促進部材と、
   前記伝達促進部材の前記伝達面に当接して設けられる圧電素子と、
   前記圧電素子を保持する基板と、
   前記基板上に配設されて前記感圧板を支持する支持部材と、
   を備え、
   前記圧電素子は、前記基板と前記伝達促進部材の間に挟まれることで、前記伝達促進部材の前記伝達面の振動のみを感知して、所定の電圧を生成することを特徴とする、
   圧電素子を用いた生体情報検出装置。
2. 前記伝達促進部材の前記伝達面は、前記圧電素子の前記受圧面よりも小さいことを特徴とする、
   請求項１に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
3. 前記感圧面の面積に対する前記伝達面の面積の比は、０．６以下に設定されていることを特徴とする、
   請求項１又は２に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
4. 前記伝達促進部材は、前記圧電素子と固定されていることを特徴とする、
   請求項１乃至３のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
5. 前記伝達促進部材は、円柱形状の金属部材であることを特徴とする、
   請求項１乃至４のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
6. 前記支持部材は、金属製の柱状部材であり、
   前記支持部材は、一方の端面において前記基板に固定され、
   他方の端面において前記感圧板を支持するように固定されていることを特徴とする、
   請求項１乃至５のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
7. 前記感圧板と前記基板の間隔は、前記圧電素子及び前記伝達促進部材の合計肉厚と同じであり、前記感圧板の無負荷時に、出力が略０Ｖとなることを特徴とする、
   請求項１乃至６のいずれか一項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
8. 前記支持部材は、少なくとも前記感圧板の四隅に配設されることを特徴とする、
   請求項１乃至７のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
9. 前記圧電部材は、前記感圧板の少なくとも１辺の中心位置に配置されていることを特徴とする、
   請求項１乃至８のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
10. 前記圧電素子は、前記感圧板の中心に対して対称な位置にそれぞれ配置されていることを特徴とする、
    請求項１乃至８のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
11. 前記感圧板及び／又は前記基板は、樹脂又は金属製の板状部材であることを特徴とする、
    請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
12. 前記圧電素子が生成した前記所定の電圧を検出する検出装置と、
    前記検出電圧を分析する分析装置と、
    をさらに備え、
    前記分析装置は、前記検出電圧に基づいて、少なくとも人体の呼吸状態、心拍動、体動を同時に検出することを特徴とする、
    請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
13. 前記圧電素子が生成した前記所定の電圧を検出する検出装置と、
    前記検出電圧を分析する分析装置と、
    をさらに備え、
    前記分析装置は、前記検出電圧から少なくとも人体の呼吸状態、心拍動、体動を各々分離して検出することを特徴とする、
    請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
14. 前記分析装置は、前記検出電圧に基づき人体の向きを判定することを特徴とする、
    請求項１２又は１３に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
15. 前記分析装置は、周波数分離手段を備えており、
    前記周波数分離手段によって前記検出電圧の変動を分離して、生体情報を検出することを特徴とする、
    請求項１２乃至１４のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
16. 前記感圧板、前記圧電素子及び前記基板を有する検出モジュールを複数有し、
    前記分析装置は、複数の前記検出モジュールによって人体の複数の測定部位から同時に計測した前記検出電圧に基づいて人体の呼吸状態、心拍動、体動を検出することを特徴とする、
    請求項１２乃至１５のいずれか１項に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。
17. 前記人体の複数の測定部位は、少なくとも頭部、腹部及び脚部を含むことを特徴とする、
    請求項１６に記載の圧電素子を用いた生体情報検出装置。