JP4045344B2 - 体動検知センサーおよびそれを用いた体動モニタリングシステム - Google Patents

Description

本発明は、体動を検知するセンサーおよびシステムに関し、より詳細には検知精度が高くしかも装着感がよい、圧電フィルムを用いた体動検知センサーおよびそれを用いた体動モニタリングシステムに関する。

従来の体動検知手段としては、大別するとセンサーに電流を流し電気抵抗の変化を測定するものと、体動により圧電体に生じる電圧の変化を測定するものがある。

前者は、身体にストレインゲージ（カーボン粒子等の導電物質が注入された細いチューブ）を巻き付けた状態で電流を流してその電圧変化を測定する手法や、細い導線をバンドに縫いつけたコイルセンサーのインダクタンスの変化を測定するというものである。
しかしながら、身体の周囲に電流を流すことに伴う安全性の問題や、他の機器へのノイズの影響の問題が指摘されていた。かかる問題を解決するために、バンド長の変化を検知することで呼吸を監視するセンサーが提言されている（特許文献１）。

後者は、圧電体にたわみが生じる必要があるため、圧電体には弾性のあるフィルム形状のものが利用される。圧電フィルムとしてはPVDF（Polyvinylidene fluoride film：ポリフッ化ビリニデン）やチタン酸バリウム、チタン酸ジルコン酸鉛(PZT)などからなる圧電セラミックまたは圧電セラミック薄膜が用いられる。PVDFを用いて筋肉活動を監視することで、分晩のタイミングを検知する方法および装置が提言されている（特許文献２）。
特開２００１−１７４０９号公報 特公昭６３−５０１１９６号公報

上記特許文献１に開示される発明では、バンド長の物理的な伸縮そのものを計測するものであり、精度面に問題がある。
一方、上記特許文献２の考えを取り入れた、圧電フィルムを用いたバンド型呼吸センサーがある。図１は、従来型の圧電フィルムを用いたバンド型呼吸センサーの使用態様である。バンド１の中央部に圧電フィルム２が設けられており、当該部分のたわみ量の変化により生じる出力電圧を計測することで呼吸が正確に行われているかを検知する仕組みである。
その様子を断面図で示したものが図２であり、胸部・腹部にバンド１をきつく巻き付けることにより、センサー部分である圧電フィルム２を体に密着させ、圧電フィルム２が吸息時には引っ張られ、吐息時にはゆるむことで、電圧が生じるというものである。

しかしながら、胸部または腹部にバンド巻き付けて使用する場合においては、圧電フィルムにたわみを生じさせるためにバンドをきつく巻き付ける必要があり、患者の不快感が高く、バンドのずれも生じやすく、しかも、圧電フィルムにたわみを生じさせるため、バンド１には伸縮しない素材が用いられており、このことが更に装着感を悪くしていた。

また、腹部・胸部の一部の動きのみが圧電フィルムにたわみを生じさせるという構造上、生じる電圧の変化も少なく、出力される電気信号が小さい（カタログ値700μV）ため、体位の変化に伴うノイズや心臓の鼓動によるノイズにより安定した記録が得られないという問題があった。

胸部および腹部に2本のバンドを巻き付けて使用することにより検知精度は高くなるが、１本のバンドと比べ更に装着感が悪くなり、しかも視覚的にも身体を縛られているという痛々しい感じがするため、患者の心理的な負担は大きかった。

両面テープなどで直接体へ圧電フィルムを貼り付ける方法もあるが、装着感が悪く患者の不快感は高かった。また、生じるたわみが少ないため、出力される電気信号が小さいという問題があった。

上記課題を解決するために、本発明は、検知精度が高くしかも装着感がよい、圧電フィルムを用いた体動検知センサーおよびそれを用いた体動モニタリングシステムを提供することを目的とする。

本発明は、体動を検知するための圧電フィルムと、体動に伴い伸縮する部材を別構造とし、圧電フィルムをブリッジ状に撓ませることにより、装着感を損なわず高い検知精度を得ることを可能とした。
すなわち、第１の発明は、ブリッジ状に撓ませた圧電フィルムと、圧電フィルムの両端を結ぶ圧電フィルムより短い伸縮可能な部材とから構成され、被検体に当接する伸縮可能な部材の伸縮動に追従して、圧電フィルムの撓みが変化する体動検知センサーである。
第２の発明は、第１の発明において、前記圧電フィルムの表面は、導電布テープにより被覆されることを特徴とする。
第３の発明は、第１または２の発明において、前記圧電フィルムは、ポリフッ化ビリニデンであることを特徴とする。
第４の発明は、第１ないし３のいずれかの体動検知センサーと、該体動検知センサーにより誘起された電荷を電圧信号に変換し、アナログ信号に変換する信号変換手段と、該アナログ信号に基づき体動の有無を判定する体動判定手段を有する体動モニタリングシステムである。
第５の発明は、第４の発明において、前記信号変換手段はチャージアンプユニットにより構成され、前記体動判定手段はMPU（Micro Processing Unit）により構成されることを特徴とする。

本発明によれば、装着感を損なわず高い検知精度を得ることができ、従来製品のように圧電フィルムが直接体に触れないため、体位の変化により生じるノイズ、心臓の鼓動によるノイズを抑えることができるから、検知精度が高い。そのため、高価な機器（例えば、睡眠ポリグラフ（PSG：Polysomnography））によるフィルタリングを行う必要がないから、安価に構成することができ、しかもフィルタリングによる微細な信号の見逃しを防止することができる。
また、伸縮部材の長さを調整することにより、乳幼児から大人まで体型、年齢を問わずに使用することができ、バンドを体にきつく巻き付ける必要がないため、装着感を損なわず、身体を縛られているという外見的な心理負担を最小限とすることができる。検知精度が高く、構成が簡易であるため、小型・携帯化に適している。

本発明に係るセンサーは、ブリッジ状に撓ませた圧電フィルムと、圧電フィルムの両端を結ぶ圧電フィルムより短い伸縮可能な部材とから構成される。
例えば胸部または腹部に取り付けた場合、吐息時には肺内の空気が吐き出されることにより胸囲・復囲が小さくなるため、伸縮部材３の伸び率は小さく、図３に示すように圧電フィルム２は高いブリッジ形状となる。逆に、吸息時には肺内に空気が吸い込まれることにより胸囲・復囲が大きくなるため、伸縮部材３の伸び率は大きくなり、図４に示すように圧電フィルム２は低いブリッジ形状となる。
このように、本発明に係るセンサーは図２に示すような従来型製品と比べ、圧電フィルムに生じるたわみの変化が大きくなるため、生じる電圧の変化も大きいものとなり、精度の高い呼吸信号の検知が可能となる。しかも、圧電フィルムが直接体に密接されないため、心臓の鼓動によるノイズも抑えることができる。

本発明に係るセンサーでは、圧電フィルムに変化が加わった時だけ出力され、この出力は圧電フィルムの両端に電荷を誘起したことにより発生する。センサーは圧電フィルムの両側に電極をつけたコンデンサとなっているため、両端の電極から電荷を放電しなければ理想的には電圧が出力されたままの状態となる。例えば、PVDFの場合はその電圧が大きく数ボルト以上になる。放電の際には、抵抗を経由して放電電流を電圧に変換することで微分特性を取得することができる。なお、抵抗はなるべく高い電圧の出力が得られ、且つ必要な周波数の信号を取ることができるよう、使用するPVDFの大きさや厚さなどに応じて調整する。

圧電フィルムの材料としては、ピエゾ効果を示すものであればその種別を問わないが、装着感を高めるためには軽量で柔軟性に富むものが好ましい。ピエゾ材料としては、PZT等の圧電セラミックが有名であるが、軽量で柔軟性に富み、加工性がよいPVDFが好ましい材としてあげられる。PVDFは応答帯域がきわめて広く、固有の共振周波数を持ちにくいという特徴も有する。なお、PVDFは高温度環境下での利用に適していないため、そのような環境下で利用する場合には圧電セラミックを使用した薄膜、厚膜を用いることとなる。

圧電フィルムは、図８に示すように、導電布テープによりシールドすることでノイズ対策を施すのが好ましい。導電布テープは電子機器の電磁波や静電気のシールド、信号ケーブルやコネクタのシールドに使用される一般的なものでよく、粘着面にも導電性があり、貼り合わせても導通があるため、確実にシールド効果を得ることができる。

本発明に係るセンサーはチャージアンプやFET（電界降下トランジスタ）などの測定回路に接続され、そこで圧電フィルムに誘起された電荷量を電圧信号に変換する。測定回路を通すことにより、圧電フィルム電荷が誘起された時だけ出力することができるため、体位の変化により生じるノイズ、心臓の鼓動によるノイズの影響を受けにくくすることができ、体動の有無を瞬時に判断することができる。
続いて、測定回路のアナログ電圧信号はデジタル信号に変換され（A/D変換）、液晶画面上に出力されるとともに、コンピュータの専用プログラムに送信され、そこで体動の有無が判定される。すなわち、電圧信号が基準値以下の場合には、体動がないものとしてカウントし、体動がない状態が一定時間以上継続した場合には、警報を発して異常を知らせる（図５参照）。
なお、測定回路からは十分大きな電圧で出力されるのでその後増幅する必要はない。

携帯型のモニターシステムを実現するためには、上記測定回路として小型のチャージアンプを用い、上記コンピュータとしてMPU（Micro Processing Unit）を用いるのが好ましく、MPUとしては例えばPIC（Peripheral Interface Controller）があげられる。PICは、チップ内にCPU、ROM、RAM、I/Oの全てを備えるいわゆるワンチップマイコンであり、安価で消費電力が少ないという特徴を有する。
一方、コストをかけない構成とするためには、上記測定回路としてFETを使用するのがよい。この際、適切な入力インピーダンスを確保するために、圧電フィルムの素子容量（C）と入力抵抗（R）によるフィルター効果を考慮する必要がある。
本発明の詳細を実施例で説明するが、本発明はこれらの実施例によって何ら限定されることはない。

従来型センサーと本発明に係るセンサー以下「実施例１のセンサー」という）の両者を用いて、呼吸のモニタリングを行った。各センサーを用いた呼吸モニタリングシステムの構成および測定結果は以下のとおりである。

１．構成
(1)従来型センサー
圧電フィルム：ＰＶＤＦ
入力インピーダンス：１ＭΩ
測定用外部回路：チャージアンプ（日本電気三栄6D07）[高域フィルターは１５Hz以下を通過、低域フィルターは０．１５Hz以上を通過、時定数は１秒に設定]
(2)実施例１のセンサー
圧電フィルム：ＰＶＤＦ
伸縮部材：ゴムバンド
入力インピーダンス：１ＭΩ
測定用外部回路： チャージアンプ（日本電気三栄6D07）[フィルターの設定なし]

２．測定結果
従来型センサーにおける測定結果は、図６の左図に示すとおりであり、出力が約５ｍｖと低く、ノイズも多かった。同右図に示すように、心臓信号の出力が約１５ｍｖであり、呼吸信号を心臓信号で割ったＳ／Ｎ比が１以下であることから、フィルタリングを行い、心臓信号を除去する必要がある。
増幅装置により電圧信号を増幅することにより、呼吸したときに生じる胸部・腹部の全周囲の変化のみ（呼吸信号の微分特性）を直接測定することができる。このように変化に伴う信号のみを測定することで、出力がなくなれば無呼吸であること瞬時に判断することができる。

実施例１のセンサーにおける測定結果は、図７の左図に示すとおりであり、出力が約６０ｍｖと従来型センサーの約１２倍で、ノイズも少なかった。同左図に示すように、増幅後の心臓信号の出力も約１２ｍｖと低く、呼吸信号を心臓信号で割ったＳ／Ｎ比も５と大きいため、心臓信号を除去しなくともよい。圧電フィルムが直接身体に接触しないためであると考えられる。

本実施例のセンサーは、図９に示すように、ポリフッ化ビニリデンを電極ではさみ表面をポリエステルラミネートで保護し、その表面に導電布テープを貼り、同軸ケーブルのGNDに接続したものである。チャージアンプは、小型・低コスト化をはかるため、豊伸電子製のチャージアンプユニットであるNO12-1（36mm×17.5mm×4mm）を使用して作製したものを用いた。実施例１で用いたチャージアンプは130mm×50mm×255mmであったが、本実施例では掌サイズ（約50mm×約50mm）の基板上で実現することができた（図１０参照）。
また、呼吸有無の判定を行う回路として、秋月電子製のPICであるPIC16F87シリーズ用ベースボードキットをベースに作製した収集回路を用いた（図１１参照）。
上記構成により、パソコンを用いなくとも携帯型呼吸監視を実現することができた。なお、より高価なカスタマイズされたICを用いれば、更に高性能小型化を図ることが可能である。

上記構成のモニタリングシステムにおける呼吸信号測定の流れは、次のとおりとなる。
(1)圧電フィルムセンサーの出力をチャージアンプに入力する。
(2)チャージアンプで電荷量を電圧信号に変換する。
(3)チャージアンプの出力を約+2.5Vバイアスして、PIC16F877のアナログ入力ピンに入力する。
(4)アナログ信号をPICのA/D変換によりデジタル信号に変換する。
(5)液晶表示器に信号が出力されるとともに、RS232Cケーブル経由でパーソナルコンピュータにデータを送信する。
(6)PIC内で無呼吸判断を行い、図５の処理により無呼吸と判断した場合には、PICのB6ピンに接続したLEDを発光させる。なお、基準電圧は2.6Vとし、基準時間は300カウントとした。

導電布テープを貼らないセンサーと、導電布テープを貼ったセンサーとで、健常者における呼吸波形を測定したところ、図１２に示すように顕著なノイズ除去効果を確認することができた。同様に健常者における無呼吸状態における波形をそれぞれ測定したところ、導電布テープを貼ったセンサーでは、呼吸を停止した直後から信号はバイアス電圧（約＋2.5V）で一定となり、心臓の鼓動を測定することができた（図１３参照）。
なお、本実施例で使用したPICのA/D変換器では０〜５Vの入力しかできないため、プラス側とマイナス側に出力される呼吸信号を測定するために、２．５V（０〜５Vの真ん中）をバイアス電圧とした。

本発明は、人間の体動の監視に利用することができ、例えば人口呼吸器使用者の呼吸監視や突発的な発作のおそれがある患者の監視に利用できる。構成が簡易であり小型・携帯化に適しているため、例えば筋ジストロフィー患者の在宅人工呼吸療法における利用が期待される。
なお、人間のみならず動物の体動監視に利用してもよく、例えば、動物の分娩タイミングの監視への利用が想定される。

従来型の圧電フィルムを用いたバンド型呼吸センサーの使用態様である。 従来型の圧電フィルムを用いたバンド型呼吸センサー使用時の断面図である。 本発明に係る体動検知センサーの収縮時の側面図である。 本発明に係る体動検知センサーの伸展時の側面図である。 本発明に係る体動検知処理の流れ図である。 従来の呼吸モニター用センサーの出力測定結果である。 実施例１に係る呼吸モニター用センサーの出力測定結果である。 導電布テープの構造の説明図である。 導電布テープによりシールドした圧電フィルムの側面図である。 実施例２に係るチャージアンプの説明図である。 実施例２に係る呼吸判定回路の説明図である。 実施例２に係る呼吸時の測定結果である。 実施例２に係る無呼吸時の測定結果である。

符号の説明

１ バンド
２ 圧電フィルム
３ 伸縮部材

Claims (5)

1. ブリッジ状に撓ませた圧電フィルムと、圧電フィルムの両端を結ぶ圧電フィルムより短い伸縮可能な部材とから構成され、被検体に当接する伸縮可能な部材の伸縮動に追従して、圧電フィルムの撓みが変化する体動検知センサー。
2. 前記圧電フィルムの表面は、導電布テープにより被覆されることを特徴とする請求項１の体動検知センサー。
3. 前記圧電フィルムは、ポリフッ化ビリニデンであることを特徴とする請求項１または２の体動検知センサー。
4. 請求項１ないし３のいずれかの体動検知センサーと、該体動検知センサーにより誘起された電荷を電圧信号に変換し、アナログ信号に変換する信号変換手段と、該アナログ信号に基づき体動の有無を判定する体動判定手段を有する体動モニタリングシステム。
5. 前記信号変換手段はチャージアンプユニットにより構成され、前記体動判定手段はMPU（Micro Processing Unit）により構成されることを特徴とする請求項４の体動モニタリングシステム。