JP2022114087A - 体圧分布測定装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】圧電型の体圧分布測定シートに体圧がかかり続けた場合でも体圧分布を測定することができ、圧電型の体圧分布測定シートにより出力される電圧の処理を簡潔にすることができる体圧分布測定装置を提供する。【解決手段】体圧分布測定装置は、複数の圧電素子を備え、各圧電素子が前記各圧電素子に体圧がかかるのに応答して電圧を出力する圧電素子アレイと、前記各圧電素子について、前記電圧の時間変化に含まれる、周期的な体の動きに起因する周期的な時間変化の振幅を算出することにより、前記複数の圧電素子について、複数の振幅を算出する振幅算出部と、前記複数の振幅から体圧分布を算出する体圧分布算出部と、を備える。【選択図】図1
Description
本開示は、体圧分布測定装置に関する。
体圧分布を測定する体圧分布測定シートには、静電容量型、電気抵抗型、電磁誘導型、圧電型等がある。
圧電型の体圧分布測定シートは、高い感度を有し、高い電圧を出力することができる。また、圧電型の体圧分布測定シートにより出力される電圧は、高い周波数でサンプリングすることができる。このため、圧電型の体圧分布測定シートは、脈拍データ、呼吸データ等のバイタルデータの取得に適する。
特許文献1は、圧力、力、荷重等の分布を測定する分布センサを開示する。分布センサは、圧電結晶薄膜及び電極層を備える。電極層は、圧電結晶薄膜の両面にマトリクス状に配設される(段落0001及び0016)。
圧電型の体圧分布測定シートにより出力される電圧は、放電時定数と同程度の時間で減衰する。このため、圧電型の圧力分布測定シートに体圧が長時間に渡ってかかり続けた場合は、体圧分布を測定することが困難になる。例えば、圧電型の圧力分布測定シートが座面における体圧分布を測定する場合は、人が長時間に渡って座面に着座し続けたときに体圧分布を測定することが困難になる。
また、圧電型の体圧分布測定シートにより出力される電圧が、時間が経過するにつれて減衰することは、当該電圧の処理を複雑にする。例えば、圧電型の圧力分布測定シートが座面における体圧分布を測定する場合は、人が座面にゆっくり着座した場合と人が座面にはやく着座した場合とで当該電圧の処理を異ならせなければならない。また、人が着座をやり直さなかった場合と人が着座をやり直した場合とで当該電圧の処理を異ならせなければならない。
本開示は、この問題に鑑みてなされた。本開示は、圧電型の体圧分布測定シートに体圧がかかり続けた場合でも体圧分布を測定することができ、圧電型の体圧分布測定シートにより出力される電圧の処理を簡潔にすることができる体圧分布測定装置を提供することを目的とする。
本開示の一形態の体圧分布測定装置は、複数の圧電素子を備え、各圧電素子が前記各圧電素子に体圧がかかるのに応答して電圧を出力する圧電素子アレイと、前記各圧電素子について、前記電圧の時間変化に含まれる、周期的な体の動きに起因する周期的な時間変化の振幅を算出することにより、前記複数の圧電素子について、複数の振幅を算出する振幅算出部と、前記複数の振幅から体圧分布を算出する体圧分布算出部と、を備える。
本開示によれば、圧電型の体圧分布測定シートに体圧がかかり続けた場合でも体圧分布を測定することができ、圧電型の体圧分布測定シートにより出力される電圧の処理を簡潔にすることができる。
以下、本開示の実施形態について、図面を参照しつつ説明する。なお、図面については、同一又は同等の要素には同一の符号を付し、重複する説明は省略する。
1 第1実施形態
1.1 体圧分布測定装置
図1は、第1実施形態の体圧分布測定装置を模式的に図示するブロック図である。
1.1 体圧分布測定装置
図1は、第1実施形態の体圧分布測定装置を模式的に図示するブロック図である。
図1に図示される第1実施形態の体圧分布測定装置11は、人が座面に着座した際に座面にかかる体圧分布124を測定する。体圧分布測定装置11が、当該体圧分布124以外の体圧分布を測定してもよい。
図1に図示されるように、体圧分布測定装置11は、体圧分布測定シート101、制御部102、表示部103及び電源部104を備える。
図1に図示されるように、体圧分布測定シート101は、圧電素子アレイ111を備える。圧電素子アレイ111は、複数の圧電素子112を備える。各圧電素子112は、各圧電素子112に体圧がかかるのに応答して電圧を出力する。
体圧分布測定シート101は、正方形状の平面形状を有する。当該正方形状の平面形状の一辺の長さは、例えば、200mm以上500mm以下である。体圧分布測定シート101が正方形状の平面形状以外の平面形状を有してもよい。例えば、体圧分布測定シート101が長方形状の平面形状を有してもよい。当該長方形状の平面形状の短辺の長さは、例えば、400mmであり、当該長方形状の平面形状の長辺の長さは、例えば、800mmである。
複数の圧電素子112は、マトリクス状に配列される。複数の圧電素子112が非マトリクス状に配列されてもよい。複数の圧電素子112は、同じ平面形状を有する。複数の圧電素子112が互いに異なる平面形状を有してもよい。複数の圧電素子112は、同じ大きさを有する。複数の圧電素子112が互いに異なる大きさを有してもよい。各圧電素子112は、正方形状の平面形状を有する。当該正方形状の平面形状の一辺の長さは、例えば、10mm以上120mm以下である。各圧電素子112が正方形状の平面形状以外の平面形状を有してもよい。例えば、各圧電素子112が長方形状の平面形状、六角形状の平面形状等を有してもよい。
制御部102は、体圧分布測定装置11に備えられる要素を制御する。制御部102には、各圧電素子112により出力される電圧の時間変化を表すアナログ信号121が入力される。これにより、制御部102には、複数の圧電素子112により出力される電圧の時間変化をそれぞれ表す複数のアナログ信号121が入力される。また、制御部102は、入力された複数のアナログ信号121から圧電素子アレイ111にかかった体圧分布124を算出する。
電源部104は、制御部102に電気的に接続され、制御部102に電力を供給する。電源部104が商用電源により供給される電力から制御部102に供給する電力を生成する場合は、電源部104は、コンセント、マルチタップ等に差し込まれる差込プラグ等を備える。電源部104が内蔵電源により供給される電力から制御部102に供給する電力を生成する場合は、電源部104は、バッテリ等を備える。
表示部103は、制御部102に電気的に接続され、算出された体圧分布124を表示する。表示部103が、体圧分布124以外の情報を表示してもよい。表示部103がタッチパネル等の操作部材を備えて操作部を兼ねてもよい。表示部103が操作部を兼ねる場合は、表示部103が操作の対象となるグラフィカルユーザインターフェース(GUI)部品を表示してもよい。操作部が表示部103から独立していてもよい。
1.2 体圧分布測定シートの断面構造
図2は、第1実施形態の体圧分布測定装置に備えられる体圧分布測定シートを模式的に図示する断面図である。
図2は、第1実施形態の体圧分布測定装置に備えられる体圧分布測定シートを模式的に図示する断面図である。
図2に図示されるように、体圧分布測定シート101は、圧電体層131、電極132、絶縁体層133、電極134及び絶縁体層135を備える。
電極132及び電極134は、圧電体層131を挟む。電極132と電極134との間には、圧電効果により、圧電体層131に体圧がかかるのに応答して電圧が発生する。発生した電圧は、制御部102へ出力される。
絶縁体層133及び絶縁体層135は、圧電体層131、電極132及び電極134からなる積層体を挟む。これにより、体圧分布測定シート101に接する物体から当該積層体を電気的に絶縁することができる。
圧電体層131は、複数の圧電素子112に跨るひとつの圧電体層であってもよいし、複数の圧電素子112をそれぞれ構成し互いに分離された複数の圧電体層の集合体であってもよい。複数の圧電体層の各々は、正方形状の平面形状を有する。複数の圧電体層の各々が正方形状の平面形状以外の平面形状を有してもよい。
電極132及び電極134の各電極は、複数の圧電素子112をそれぞれ構成し互いに分離された複数の電極の集合体である。複数の電極の各々は、正方形状の平面形状を有する。複数の電極の各々が正方形状の平面形状以外の平面形状を有してもよい。複数の電極の各々は、個別に制御部102に電気的に接続される。これにより、複数の圧電素子112によりそれぞれ出力される複数の電圧を制御部102へ出力することができ、体圧分布124を制御部102に算出させることができる。
圧電体層131は、圧電体からなる。圧電体は、例えば、無機物及び有機物からなる群より選択される少なくとも1種を含む。無機物は、例えば、水晶、トルマリン及びチタン酸ジルコン酸鉛(PZT)からなる群より選択される少なくとも1種を含む。有機物は、ポリフッ化ビニリデン(PVDF)、延伸ポリテトラフルオロエチレン(PTFE)及び多孔性ポリプロピレン(CPP)からなる群より選択される少なくとも1種を含む。圧電体層131の厚さは、制限されないが、圧電体層131がCPPからなる場合は、例えば、10μm以上1000μm以下である。
電極132及び電極134の各電極は、導電体からなる。導電体は、例えば、金属、金属酸化物、導電性ゴム、導電性高分子、銀ナノワイヤー及びカーボンナノチューブからなる群より選択される少なくとも1種を含む。金属は、例えば、アルミニウムを含む。金属酸化物は、例えば、酸化インジウムスズ(ITO)を含む。導電性ゴムは、ゴム及びゴムに分散した導電性粒子を備える。導電性粒子は、例えば、カーボンブラックを含む。電極132及び電極134を構成する導電性高分子は、絶縁体層133及び絶縁体層135にそれぞれ塗布される。電極132及び電極134を構成する銀ナノワイヤーは、絶縁体層133及び絶縁体層135にそれぞれ塗布される。電極132及び電極134を構成するカーボンナノチューブは、絶縁体層133及び絶縁体層135にそれぞれ塗布される。
絶縁体層133及び絶縁体層135の各絶縁体層は、絶縁体からなる。絶縁体は、例えば、ポリエチレンテレフタラート、ポリ塩化ビニル、ポリウレタン、アクリル樹脂及びシリコーンゴムからなる群より選択される少なくとも1種を含む。各絶縁体層の厚さは、制限されないが、例えば、10μm以上5mm以下である。
1.3 静電容量型センサ及び圧電素子の出力の違い
図3は、重ねられた静電容量型センサ及び圧電素子の上に人が着座した際の静電容量型センサ及び圧電素子の出力の時間変化の例を示すグラフである。
図3は、重ねられた静電容量型センサ及び圧電素子の上に人が着座した際の静電容量型センサ及び圧電素子の出力の時間変化の例を示すグラフである。
図3においては、測定が開始されてから経過した時間が横軸にとられており、静電容量型センサ及び圧電素子112の出力が縦軸にとられている。図3においては、静電容量型センサ及び圧電素子112の出力は、静電容量型センサ及び圧電素子112の出力の最大値が1となるように規格化されている。図3に示される時間変化は、測定が開始されてから約9秒が経過した時に重ねられた静電容量型センサ及び圧電素子112の上に人が着座した場合の時間変化である。
図3に示されるように、静電容量型センサの出力は、着座に応答して上昇し、着座から約5秒が経過した時に一定の出力で安定する。これに対して、圧電素子112の出力は、着座に応答して上昇して測定範囲を超え、一定の出力で安定することなく振動しながら減衰する。
このため、着座から約20秒が経過した時の静電容量型センサの出力は、体圧に応じた出力となっているが、着座から約20秒が経過した時の圧電素子112の出力は、体圧に応じた出力から減衰した出力となっている。
着座の直後の圧電素子112の出力は、体圧に応じた出力となっているが、着座の直後の圧電素子112の出力の時間変化は、人が座面にゆっくり着座した場合と人が座面にはやく着座した場合とで異なり、人が着座をやり直さなかった場合と人が着座をやり直した場合とで異なる。このため、着座の直後の圧電素子112の出力を体圧が変化するまで保持して利用した場合は、当該出力の処理が複雑になる。
一方で、圧電素子112は、高い感度を有し、高い電圧を出力することができる。また、圧電素子112により出力される電圧は、高い周波数でサンプリングすることができる。このため、圧電素子112は、脈拍データ、呼吸データ等のバイタルデータの取得に適する。
1.4 制御部
図1に図示されるように、制御部102は、アナログ/デジタル(A/D)変換器141、振幅算出部142及び体圧分布算出部143を備える。
図1に図示されるように、制御部102は、アナログ/デジタル(A/D)変換器141、振幅算出部142及び体圧分布算出部143を備える。
制御部102は、プロセッサ、メモリ及びストレージを備えるコンピュータを内蔵する。振幅算出部142及び体圧分布算出部143は、ストレージからメモリにロードされた制御プログラムをプロセッサに実行させることにより実現される。振幅算出部142及び体圧分布算出部143がハードウェアにより実装されてもよい。
A/D変換器141は、各圧電素子112により出力される電圧の時間変化を表すアナログ信号121をデジタル信号122にA/D変換する。
振幅算出部142は、各圧電素子112について、各圧電素子112により出力される電圧の時間変化に含まれる、周期的な体の動きに起因する周期的な時間変化の振幅123を算出する。これにより、振幅算出部142は、複数の圧電素子112について、複数の振幅123を算出する。周期的な体の動きは、例えば、脈拍及び呼吸からなる群より選択される少なくとも1種を含む。振幅算出部142は、デジタル信号122から振幅123を算出する。振幅算出部142は、例えば、設定された期間における電圧値の二乗平均を算出し、算出した二乗平均から振幅123を算出する。
体圧分布算出部143は、複数の振幅123から体圧分布124を算出する。体圧分布124は、複数の圧電素子112にかかった体圧の相対値を含む。体圧分布算出部143は、複数の振幅123から複数の圧電素子112にかかった体圧の相対値をそれぞれ算出する。
アナログ信号121及び/又はデジタル信号122にバンドパスフィルタが作用させられ、アナログ信号121及び/又はデジタル信号122により表される電圧の時間変化から、例えば、0.1Hzから15Hzまでの通過帯域内の周波数を有する成分が抽出されてもよい。この場合は、振幅算出部142は、抽出された成分から振幅123を算出する。
1.5 周期的な体の動きに起因する周期的な時間変化
図4は、第1実施形態の体圧分布測定装置に備えられる圧電素子により出力される電圧の時間変化の例を示すグラフである。
図4は、第1実施形態の体圧分布測定装置に備えられる圧電素子により出力される電圧の時間変化の例を示すグラフである。
図4においては、測定が開始されてから経過した時間が横軸にとられており、圧電素子112により出力される電圧が縦軸にとられている。図4に図示される時間変化は、測定が開始されてから約7000/100秒後に体圧分布測定シート101の上に人が着座して人の臀部から圧電素子112に体圧がかかり始めた場合の時間変化である。
図4に示される期間Aは、圧電素子112により出力される電圧の急激な減衰が終わる前の期間である。図4に示される期間Bは、圧電素子112により出力される電圧の急激な減衰が終わった後の期間である。期間Aにおいては、当該電圧は、圧電素子112にかかる体圧に応じた電圧である。このため、当該電圧から求められる体圧は確からしい体圧である。しかし、期間Aにおいては、当該電圧は、放電時定数と同程度の時間で減衰する。このため、期間Aにおける当該電圧から体圧を算出した場合は、人が座面にゆっくり着座したときと人が座面にはやく着座したときとで当該電圧の処理を異ならせなければならない。また、人が着座をやり直さなかったときと人が着座をやり直したときとで当該電圧の処理を異ならせなければならない。このため、当該電圧の処理が複雑になる。一方、期間Bにおいては、当該電圧は、脈拍、呼吸等の周期的な体の動きに起因して周期的に時間変化する。期間Bにおける当該電圧の周期的な時間変化の振幅123は、圧電素子112にかかる体圧と相関を有する。このため、複数の圧電素子112について算出される複数の振幅123からは、体圧分布124を精度よく算出することができる。
2 第2実施形態
以下では、第2実施形態が第1実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第1実施形態において採用される構成と同様の構成が第2実施形態においても採用される。
以下では、第2実施形態が第1実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第1実施形態において採用される構成と同様の構成が第2実施形態においても採用される。
図5は、第2実施形態の体圧分布測定装置を模式的に図示するブロック図である。
図5に図示される第2実施形態の体圧分布測定装置21においては、制御部102が、抽出部144を備える。
抽出部144は、各圧電素子112により出力される電圧の時間変化から通過帯域内の周波数を有する成分を抽出する。また、振幅算出部142は、抽出された成分から振幅123を算出する。
当該通過帯域の下限Lは、0.8Hz以上1.2Hz以下であり、当該通過帯域の上限Uは、5Hz以上15Hz以下である。当該通過帯域は、当該下限Lから当該上限Uまでの通過帯域であり、例えば、1Hzから5Hzまでの通過帯域、0.8Hzから10Hzまでの通過帯域等である。当該通過帯域内の周波数を有する成分から振幅123を算出することにより、各圧電素子112により出力される電圧の時間変化に含まれる、脈拍に起因する周期的な時間変化の振幅123を算出することができる。
図5に図示されるように、抽出部144は、第1のバンドパスフィルタ151及び第2のバンドパスフィルタ152を備える。
第1のバンドパスフィルタ151は、アナログ信号121から第1の通過帯域内の周波数を有するアナログ信号成分125を抽出する。A/D変換器141は、抽出されたアナログ信号成分125をデジタル信号122に変換する。第2のバンドパスフィルタ152は、デジタル信号122から第2の通過帯域内の周波数を有するデジタル信号成分126を抽出する。振幅算出部142は、デジタル信号成分126から振幅123を算出する。したがって、抽出部144は、アナログ信号121に作用するひとつの第1のバンドパスフィルタ151及びデジタル信号122に作用するひとつの第2のバンドパスフィルタ152を備える。しかし、抽出部144が、アナログ信号121に作用する複数の第1のバンドパスフィルタを備えてもよく、デジタル信号122に作用する複数の第2のバンドパスフィルタを備えてもよい。抽出物144が、第1のバンドパスフィルタ151及び第2のバンドパスフィルタ152の片方のみを備えてもよい。
図6は、第2実施形態の体圧分布測定装置に備えられる第1のバンドパスフィルタがアナログ信号成分を抽出する第1の通過帯域と当該体圧分布測定装置に備えられる第2のバンドパスフィルタがデジタル信号成分を抽出する第2の通過帯域との関係を示す図である。
図6に示されるように、第2の通過帯域162は、第1の通過帯域161に包含される。第2の通過帯域162は、抽出部144が成分を抽出する帯域に一致する。
第1の通過帯域161の下限L1は、0.05Hz以上0.15Hz以下であり、第1の通過帯域161の上限U1は、5Hz以上20Hz以下である。第1の通過帯域161は、当該下限L1から当該上限U1までの通過帯域であり、例えば、0.1Hzから15Hzまでの通過帯域である。
第2の通過帯域162の下限L2は、0.8Hz以上1.2Hz以下であり、第2の通過帯域162の上限U2は、5Hz以上15Hz以下である。第2の通過帯域162は、当該下限L2から当該上限U2までの通過帯域であり、例えば、1Hzから5Hzまでの通過帯域、0.8Hzから10Hzまでの通過帯域等である。
ここでいう通過帯域の下限及び上限は、電力減衰量が通過帯域内の最小の電力減衰量より3dB大きくなる周波数である。
図7は、第2実施形態の体圧分布測定装置に備えられる第1のバンドパスフィルタが抽出するアナログ信号成分をA/D変換することにより得られるデジタル信号の波形の例を示すグラフである。図8は、第2実施形態の体圧分布測定装置に備えられる第2のバンドパスフィルタが抽出するデジタル信号成分の波形の例を示すグラフである。
図7及び図8においては、測定が開始されてから経過した時間が横軸にとられており、電圧が縦軸にとられている。図7及び図8に示される波形は、電圧の急激な減衰が終わった後の期間における波形である。図7及び図8に示される波形は、第1の通過帯域161が0.1Hzから15Hzまでの通過帯域であり、第2の通過帯域162が1Hzから5Hzまでの通過帯域である場合の波形である。
図7に示されるように、第2のバンドパスフィルタ152が作用していないデジタル信号122の振幅は、安定していない。これに対して、図8に示されるように、第2のバンドパスフィルタ152が作用しているデジタル信号成分126の振幅は、安定している。これは、第2のバンドパスフィルタ152が作用していないデジタル信号122は、脈拍、呼吸等の複数の要素に起因する電圧の時間変化を表すため、乱れを有するのに対して、第2のバンドパスフィルタ152が作用しているデジタル信号成分126は、脈拍というひとつの要素に起因する電圧の時間変化を表すため、乱れを有しないことによる。このように安定した振幅を有するデジタル信号成分126によれば、例えば、10秒間の電圧の二乗平均を算出することにより、安定して振幅123を算出することができる。
図9は、第2実施形態の体圧分布測定装置に備えられる第1のバンドパスフィルタが抽出するアナログ信号成分をA/D変換することにより得られるデジタル信号の波形及び当該体圧分布測定装置に備えられる第2のバンドパスフィルタが抽出するデジタル信号成分の波形の例を示すグラフである。
図9においては、測定が開始されてから経過した時間が横軸にとられており、電圧が縦軸にとられている。図9に示される波形は、第1の通過帯域161が0.1Hzから15Hzまでの通過帯域であり、第2の通過帯域162が1Hzから5Hzまでの通過帯域である場合の波形である。図9に示される波形は、人が座面に着座する際に着座のやり直しが行われた場合の波形である。
図9に示されるように、第2のバンドパスフィルタ152が作用したデジタル信号成分126の波形の振幅が安定しない期間Cは、第2のバンドパスフィルタ152が作用していないデジタル信号122の波形の振幅が安定しない期間Aより著しく短い。したがって、第2のバンドパスフィルタ152が作用したデジタル信号成分126の波形の振幅が安定する期間Dは、第2のバンドパスフィルタ152が作用していないデジタル信号122の波形の振幅が安定する期間Bより著しく早く到来する。したがって、第2のバンドパスフィルタ152を作用させることにより、着座のやり直し等の姿勢の変化が行われた場合でも体圧分布124を早く表示することができる。
3 第3実施形態
以下では、第3実施形態が第2実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第2実施形態において採用される構成と同様の構成が第3実施形態においても採用される。
以下では、第3実施形態が第2実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第2実施形態において採用される構成と同様の構成が第3実施形態においても採用される。
第3実施形態においては、抽出部144が成分を抽出する通過帯域の下限Lが、0.05Hz以上0.15Hz以下であり、当該通過帯域の上限Uが、0.2Hz以上0.8Hz以下である。当該通過帯域は、当該下限Lから当該上限Uまでの通過帯域であり、例えば、0.1Hzから0.5Hzまでの通過帯域、0.05Hzから0.8Hzまでの通過帯域等である。当該通過帯域内の周波数を有する成分から振幅123を算出することにより、圧電素子112により出力される電圧の時間変化に含まれる、呼吸に起因する周期的な時間変化の振幅123を算出することができる。
第2のバンドパスフィルタ152がデジタル信号成分126を抽出する第2の通過帯域162の下限L2も、0.05Hz以上0.15Hz以下であり、当該第2の通過帯域の上限U2も、0.2Hz以上0.8Hz以下である。第2の通過帯域162も、当該下限L2から当該上限U2までの通過帯域であり、例えば、0.1Hz以上から0.5Hzまでの通過帯域、0.05Hzから0.8Hzまでの通過帯域等である。
図10は、第3実施形態の体圧分布測定装置に備えられる第1のバンドパスフィルタが抽出するアナログ信号成分をA/D変換することにより得られるデジタル信号の波形の例を示すグラフである。図11は、第3実施形態の体圧分布測定装置に備えられる第2のバンドパスフィルタが抽出するデジタル信号成分の波形の例を示すグラフである。
図10及び図11においては、測定が開始されてから経過した時間が横軸にとられており、電圧が縦軸にとられている。図10及び図11に示される波形は、電圧の急激な減衰が終わった後の期間における波形である。図10及び図11に示される波形は、第1の通過帯域161が0.1Hzから15Hzまでの通過帯域であり、第2の通過帯域162が0.1Hzから0.5Hzまでの通過帯域である場合の波形である。
図10に示されるように、第2のバンドパスフィルタ152が作用していないデジタル信号122の振幅は、安定していない。これに対して、図11に示されるように、第2のバンドパスフィルタ152が作用しているデジタル信号成分126の振幅は、安定している。これは、第2のバンドパスフィルタ152が作用していないデジタル信号122は、脈拍、呼吸等の複数の要素に起因する電圧の時間変化を表すため、乱れを有するのに対して、第2のバンドパスフィルタ152が作用しているデジタル信号成分126は、呼吸というひとつの要素に起因する電圧の時間変化を表すため、乱れを有しないことによる。このように安定した振幅を有するデジタル信号成分126によれば、例えば、10秒間の電圧の二乗平均を算出することにより、安定した振幅123を算出することができる。
4 第4実施形態
以下では、第4実施形態が第1実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第1実施形態において採用される構成と同様の構成が第4実施形態においても採用される。
以下では、第4実施形態が第1実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第1実施形態において採用される構成と同様の構成が第4実施形態においても採用される。
図12は、第4実施形態の体圧分布測定システムを模式的に図示するブロック図である。
図12に図示される第4実施形態の体圧分布測定システム4は、体圧分布測定装置41及び外部装置42を備える。
図12に図示されるように、体圧分布測定装置41は、通信部105を備える。
通信部105は、算出された体圧分布124を外部装置42に送信する。
図12に図示されるように、外部装置42は、通信部171、表示部172及び電源部173を備える。
通信部171は、送信された体圧分布124を受信する。通信部105と通信部171との間の通信は、Bluetooth(登録商標)、Bluetooth(登録商標) Low Energy、Wi-Fi等により行われる。
表示部172は、受信された体圧分布124を表示する。
電源部173は、表示部172に電力を供給する。
外部装置42は、専ら体圧分布測定装置11に接続して用いられる専用機であってもよいし、パーソナルコンピュータ、スマートフォン等の汎用機であってもよい。汎用機には、当該汎用機を外部装置42として機能させるためのアプリケーションがインストールされる。
5 第5実施形態
以下では、第5実施形態が第1実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第1実施形態において採用される構成と同様の構成が第5実施形態においても採用される。
以下では、第5実施形態が第1実施形態と相違する点が説明される。説明されない点については、第1実施形態において採用される構成と同様の構成が第5実施形態においても採用される。
図13は、第5実施形態の体圧分布測定装置に備えられる体圧分布算出部を模式的に図示するブロック図である。
第5実施形態においては、体圧分布算出部143が、機械学習モデル181にしたがって圧電素子アレイ111の解像度より高い解像度を有する体圧分布124を算出する。
圧電素子アレイ111の解像度は、複数の圧電素子112の配置密度である。体圧分布124の解像度は、体圧の相対値が算出される位置の密度である。
これにより、例えば、各圧電素子112が120mm角の正方形状の平面形状を有する場合であっても、20mmピッチの位置ごとに体圧の相対値を算出することができる。
図14は、第5実施形態の機械学習装置を模式的に図示するブロック図である。
図14に図示される第5実施形態の機械学習装置53は、上述した機械学習モデル181を生成する。
図14に図示されるように、機械学習装置53は、圧電素子アレイ191、A/D変換器192、振幅算出部193、静電容量型センサ194、A/D変換器195、体圧分布算出部196及び機械学習部197を備える。
圧電素子アレイ191、A/D変換器192及び振幅算出部193は、それぞれ、第5実施形態の体圧分布測定装置に備えられる圧電素子アレイ111、A/D変換器141及び振幅算出部142と同様の要素である。
圧電素子アレイ191及び静電容量型センサ194は、互いに重ねられて積層体を構成する。当該積層体には、機械学習モデル181が生成される際に、体圧がかけられる。これより、機械学習モデル181が生成される際に、圧電素子アレイ191に体圧がかけられるのに応答して圧電素子アレイ111により出力されるアナログ信号201及び静電容量型センサ194に当該体圧がかけられるのに応答して静電容量型センサ194により出力されるアナログ信号204の両方が得られる。
静電容量型センサ194は、圧電素子アレイ191の解像度より高い解像度を有する。また、静電容量型センサ194の出力は、体圧に応じた出力である。
A/D変換器192は、アナログ信号201をデジタル信号202に変換する。
振幅算出部193は、デジタル信号202から振幅203を算出する。
A/D変換器195は、アナログ信号204をデジタル信号205に変換する。
体圧分布算出部196は、デジタル信号205から体圧分布206を算出する。
機械学習部197は、算出された体圧分布206を教師信号として機械学習を行い、算出された振幅203及び体圧分布206から機械学習モデル181を生成する。
教師信号となる体圧分布206は、圧電素子アレイ191の解像度より高い解像度を有する静電容量型センサ194により出力されるアナログ信号204から得られ、圧電素子アレイ191の解像度より高い解像度を有する。このため、体圧分布206を教師信号として機械学習を行うことにより、圧電素子アレイ191の解像度より高い解像度を有する体圧分布124を算出することに好適に用いることができる機械学習モデル181を生成することができる。
本開示は、上記実施の形態に限定されるものではなく、上記実施の形態で示した構成と実質的に同一の構成、同一の作用効果を奏する構成又は同一の目的を達成することができる構成で置き換えてもよい。
4 体圧分布測定システム、11,21,41 体圧分布測定装置、42 外部装置、53 機械学習装置、101 体圧分布測定シート、102 制御部、103 表示部、104 電源部、105 通信部、111 圧電素子アレイ、112 圧電素子、121 アナログ信号、122 デジタル信号、123 振幅、124 体圧分布、125 アナログ信号成分、126 デジタル信号成分、131 圧電体層、132 電極、133 絶縁体層、134 電極、135 絶縁体層、141 アナログ/デジタル(A/D)変換器、142 振幅算出部、143 体圧分布算出部、144 抽出部、151 第1のバンドパスフィルタ、152 第2のバンドパスフィルタ、161 第1の通過帯域、162 第2の通過帯域、171 通信部、172 表示部、173 電源部、181 機械学習モデル、191 圧電素子アレイ、192 A/D変換器、193 振幅算出部、194 静電容量型センサ、195 A/D変換器、196 体圧分布算出部、197 機械学習部。
Claims (11)
- 複数の圧電素子を備え、各圧電素子が前記各圧電素子に体圧がかかるのに応答して電圧を出力する圧電素子アレイと、
前記各圧電素子について、前記電圧の時間変化に含まれる、周期的な体の動きに起因する周期的な時間変化の振幅を算出することにより、前記複数の圧電素子について、複数の振幅を算出する振幅算出部と、
前記複数の振幅から体圧分布を算出する体圧分布算出部と、
を備える体圧分布測定装置。 - 前記電圧の時間変化から通過帯域内の周波数を有する成分を抽出する抽出部を備え、
前記振幅算出部は、前記成分から前記振幅を算出する
請求項1に記載の体圧分布測定装置。 - 前記通過帯域の下限は、0.8Hz以上1.2Hz以下であり、
前記通過帯域の上限は、5Hz以上15Hz以下である
請求項2に記載の体圧分布測定装置。 - 前記周期的な体の動きは、脈拍である
請求項3に記載の体圧分布測定装置。 - 前記通過帯域の下限は、0.05Hz以上0.15Hz以下であり、
前記通過帯域の上限は、0.2Hz以上0.8Hz以下である
請求項2に記載の体圧分布測定装置。 - 前記周期的な体の動きは、呼吸である
請求項5に記載の体圧分布測定装置。 - 前記抽出部は、前記電圧の時間変化を表すアナログ信号から第1の通過帯域内の周波数を有するアナログ信号成分を抽出する第1のバンドパスフィルタを備え、
前記アナログ信号成分をデジタル信号に変換するアナログ/デジタル変換器を備え、
前記抽出部は、前記デジタル信号から前記第1の通過帯域に包含される第2の通過帯域内の周波数を有するデジタル信号成分を抽出する第2のバンドパスフィルタを備え、
前記振幅算出部は、前記デジタル信号成分から前記振幅を算出する
請求項2から6までのいずれかに記載の体圧分布測定装置。 - 前記第1の通過帯域の下限は、0.05Hz以上0.15Hz以下であり、
前記第1の通過帯域の上限は、5Hz以上20Hz以下である
請求項7に記載の体圧分布測定装置。 - 前記体圧分布算出部は、機械学習モデルにしたがって前記体圧分布を算出し、
前記体圧分布は、前記圧電素子アレイの解像度より高い解像度を有する
請求項1から8までのいずれかに記載の体圧分布測定装置。 - 前記体圧分布を表示する表示部を備える
請求項1から9までのいずれかに記載の体圧分布測定装置。 - 前記体圧分布を表示する表示部を備える外部装置に前記体圧分布を送信する通信部を備える
請求項1から10までのいずれかに記載の体圧分布測定装置。
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JP2021010218A JP2022114087A (ja) | 2021-01-26 | 2021-01-26 | 体圧分布測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
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JP2021010218A JP2022114087A (ja) | 2021-01-26 | 2021-01-26 | 体圧分布測定装置 |
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JP2021010218A Pending JP2022114087A (ja) | 2021-01-26 | 2021-01-26 | 体圧分布測定装置 |
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-
2021
- 2021-01-26 JP JP2021010218A patent/JP2022114087A/ja active Pending
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