JP5594105B2 - Cardiopulmonary function measuring device and cardiopulmonary function measuring method - Google Patents
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Description
本発明は、被験者に対して、呼吸や心拍の状態を検出して心肺機能を測定する心肺機能測定装置及び心肺機能測定方法に関する。 The present invention relates to a cardiopulmonary function measuring apparatus and a cardiopulmonary function measuring method for measuring the cardiopulmonary function by detecting the state of breathing and heartbeat for a subject.
車両、列車、航空機、船舶や作業機械等を運転する運転者（操縦者）の健康状態が悪化した場合、その運転者は、居眠り運転や誤操作を行ってしまうおそれがある。
上記のような健康状態の悪化は、睡眠時無呼吸症候群に起因するものが多い。このような健康状態の悪化を早期に発見するための対策として、例えば、特許文献１に記載されている装置を用いて、被測定者である運転者の心肺機能を測定する方法がある。
特許文献１に記載されている心肺機能測定装置は、運転者が接触する圧電フィルムセンサを用いて運転者の心肺機能を測定する装置であり、心肺機能を測定するための情報として、運転者の呼吸に基づく情報及び心拍に基づく情報を取得する。
When the health condition of a driver (operator) driving a vehicle, a train, an aircraft, a ship, a work machine, or the like deteriorates, the driver may perform a snooze operation or an erroneous operation.
Many of the above-mentioned deteriorations in health are caused by sleep apnea syndrome. As a measure for detecting such deterioration of the health condition at an early stage, for example, there is a method of measuring the cardiopulmonary function of the driver who is the subject using the apparatus described in
The cardiopulmonary function measuring device described in
特許文献１に記載の心肺機能測定装置では、心肺機能の測定時において、圧電フィルムセンサに蓄積した電荷を放出する動作を行う。このため、電荷を放出する動作の前と後で信号強度の振幅がずれて、心肺機能の誤診断を行ってしまうという問題が発生するおそれがある。
本発明は、上記のような問題点に着目してなされたもので、圧電フィルムセンサに蓄積した電荷を放出する動作の前と後で発生する信号強度の振幅の誤りを抑制することが可能な、心肺機能測定装置及び心肺機能測定方法を提供することを課題とする。
The cardiopulmonary function measuring device described in
The present invention has been made paying attention to the above-described problems, and it is possible to suppress an error in the amplitude of the signal intensity that occurs before and after the operation of discharging the charge accumulated in the piezoelectric film sensor. It is an object of the present invention to provide a cardiopulmonary function measuring device and a cardiopulmonary function measuring method.
上記課題を解決するために、本発明は、被測定者が接触する圧電フィルムセンサからの信号を第一信号として検出し、さらに、少なくとも圧電フィルムセンサに蓄積した電荷を放出する部分を含む信号である電荷放出部の範囲を判定する。そして、第一信号のうち、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを連続させて生成した第二信号に基づいて、被測定者の心肺機能を測定する。ここで、第二信号は、電荷放出部以降の信号を補間信号に置き換えて生成する。また、補間信号は、電荷放出部の直前の信号と直後の信号とを、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる信号である。 In order to solve the above-mentioned problems, the present invention is a signal that detects a signal from a piezoelectric film sensor that is in contact with a measurement subject as a first signal, and further includes at least a portion that discharges charges accumulated in the piezoelectric film sensor. The range of a certain charge emission part is determined. Then, the cardiopulmonary function of the measurement subject is measured based on the second signal generated by continuously connecting the signal immediately before the charge discharging unit, the interpolation signal, and the signal immediately after the charge discharging unit among the first signal. To do. Here, the second signal is generated by replacing the signal after the charge discharging portion with an interpolation signal. Further, the interpolation signal is a signal that causes the signal immediately before and after the charge discharging portion to continue without reflecting the change in signal intensity at the charge discharging portion.
本発明によれば、電荷放出部の信号を補間信号に置き換えて、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに第二信号を生成する。これにより、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを滑らかに連続させた信号である、第二信号を生成する。
このため、本発明によれば、圧電フィルムセンサに蓄積した電荷を放出する動作に伴う、動作の前後における信号強度の振幅のずれを抑制して、電荷を放出する動作の前後で発生する信号強度の振幅の誤りを、容易に抑制することが可能となる。
According to the present invention, the signal of the charge emission unit is replaced with the interpolation signal, and the second signal is generated without reflecting the change in signal intensity in the charge emission unit. As a result, a second signal, which is a signal obtained by smoothly continuing the signal immediately before the charge discharging portion, the interpolation signal, and the signal immediately after the charge discharging portion, is generated.
For this reason, according to the present invention, the signal intensity generated before and after the operation of releasing the charge is suppressed by suppressing the deviation of the amplitude of the signal intensity before and after the operation accompanying the operation of releasing the charge accumulated in the piezoelectric film sensor. It is possible to easily suppress an error in the amplitude.
以下、本発明の実施形態について図面を参照しつつ説明する。
（第一実施形態）
以下、本発明の第一実施形態（以下、本実施形態と記載する）について、図面を参照しつつ説明する。
（構成）
図１は、本実施形態の心肺機能測定装置１の概略構成を示す図である。また、図２は、心肺機能測定装置１を備えた車両Ｖの概略構成を示す図である。
図１及び図２中に示すように、心肺機能測定装置１は、圧電フィルムセンサ２と、アナログ回路４と、ディジタル回路６を備える。
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
(First embodiment)
Hereinafter, a first embodiment of the present invention (hereinafter referred to as the present embodiment) will be described with reference to the drawings.
(Constitution)
FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a cardiopulmonary function measuring
As shown in FIGS. 1 and 2, the cardiopulmonary function measuring
圧電フィルムセンサ２は、外部から加えられた圧力に応じた電圧を出力するセンサであり、被測定者（被験者）が操作する操作子ＳＷに設けることにより、被測定者が接触する位置に配置している。ここで、操作子ＳＷとは、例えば、図２中に示すように、心肺機能測定装置１が車両Ｖに備えられている場合、ステアリングホイールとする。この場合、被測定者が接触する位置とは、ステアリングホイールのうち、車両の運転中に被測定者が把持する時間が長い部分（例えば、中立位置にあるステアリングホイールの、２時方向の部分及び１０時方向の部分）とする。また、被測定者とは、図２中に示すように、心肺機能測定装置１が車両Ｖに備えられている場合、車両の運転者（ドライバー）とする。
The
また、圧電フィルムセンサ２は、陽極（＋）及び陰極（−）を有し、陽極及び陰極を介して、後述する増幅回路８及びアナログスイッチ１２に接続する。そして、圧電フィルムセンサ２は、被測定者が加えた圧力を電圧に変換し、この変換した電圧を含む情報信号を、増幅回路８へ出力する。
アナログ回路４は、増幅回路８と、フィルター回路１０と、アナログスイッチ１２を備える。
The
The
増幅回路８は、圧電フィルムセンサ２が出力した情報信号が含む電圧を、予め設定した所定の倍率で増幅し、この増幅した電圧（以下、「増幅電圧」と記載する場合がある）を含む情報信号を、フィルター回路１０へ出力する。
フィルター回路１０は、増幅回路８が出力した情報信号が含む増幅電圧に対して、雑音成分の除去（フィルタリング）を行い、この雑音成分を除去した増幅電圧を含む情報信号を、ディジタル回路６へ出力する。
The
The
本実施形態では、フィルター回路１０が行うフィルタリングにより、増幅回路８が出力した情報信号が含む増幅電圧から除去する雑音成分を、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号以外の成分とする。
アナログスイッチ１２は、後述するディジタル出力部１４が出力した電荷放出用パルス信号ＰＳの入力を受けると、スイッチング状態を「ＯＦＦ」から「ＯＮ」へ切り換える。ここで、スイッチング状態を「ＯＮ」に切り換えたアナログスイッチ１２は、圧電フィルムセンサ２の両極（陽極、陰極）をグラウンド回路（ＧＮＤ）に接続する。そして、圧電フィルムセンサ２の両極をグラウンド回路に接続すると、圧電フィルムセンサ２内に蓄積している電荷が放出される。
In the present embodiment, the noise component removed from the amplified voltage included in the information signal output from the
The
ディジタル回路６は、ＡＤ（アナログ‐ディジタル）コンバータ１６と、ディジタル出力部１４と、記憶領域１８を備える。また、ディジタル回路６においては、マイクロコンピュータ（図示せず）が、全体の動作をコントロールする。
ＡＤコンバータ１６は、フィルター回路１０が出力した情報信号が含む、雑音成分を除去した増幅電圧を、予め設定した所定時間毎にディジタル変換する。そして、ＡＤコンバータ１６は、ディジタル変換した増幅電圧を示す情報信号を、第一信号Ｙ1（ｕ）としてディジタル出力部１４及び記憶領域１８へ出力する。ここで、「ｕ」は、１個〜Ｕ個の、所定のデータ数とする。
The
The
ここで、本実施形態では、上述したように、フィルター回路１０が行うフィルタリングにより除去する雑音成分を、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号以外の成分とする。すなわち、本実施形態では、第一信号Ｙ1（ｕ）を、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号とする。
ディジタル出力部１４は、ＡＤコンバータ１６が出力した第一信号Ｙ1（ｕ）が含む増幅電圧のレベルに応じて、圧電フィルムセンサ２内に蓄積した電荷を放出するための電荷放出用パルス信号ＰＳを、アナログスイッチ１２へ出力する。
ここで、電荷放出用パルス信号ＰＳの出力は、予め設定した所定の時間間隔で行う。
Here, in this embodiment, as described above, the noise component removed by the filtering performed by the
The
Here, the output of the charge emission pulse signal PS is performed at a predetermined time interval set in advance.
本実施形態では、ディジタル出力部１４が電荷放出用パルス信号ＰＳを出力する時間間隔（所定の時間間隔）を、被測定者の一呼吸の時間周期よりも短い時間間隔とする。すなわち、本実施形態の圧電フィルムセンサ２は、被測定者の一呼吸の時間周期よりも短い時間間隔で、蓄積した電荷を放出する。
なお、被測定者の一呼吸の時間は、例えば、被測定者が過去に行った呼吸を計測し、この計測値の履歴を蓄積し、この蓄積した履歴を用いた演算等の方法を用いて設定する。
また、ディジタル出力部１４は、電荷放出用パルス信号ＰＳの入力に応じた、アナログスイッチ１２のスイッチング状態（「ＯＦＦ」または「ＯＮ」）を示す情報信号である、電荷放出状態Ｘ（ｕ）を、第一信号Ｙ1（ｕ）と同期させて、記憶領域１８へ出力する。
In the present embodiment, the time interval (predetermined time interval) at which the
Note that the time of one breath of the subject is measured by, for example, measuring the breathing performed by the subject in the past, accumulating the history of the measured values, and using a method such as calculation using the accumulated history. Set.
In addition, the
記憶領域１８は、ディジタル回路６の動作に必要なソフトウェア部であり、ディジタル回路６に必要量搭載する。
また、記憶領域１８は、ソフトウェアとして、電荷放出部判定部２０と、補間信号生成部２２と、第二信号生成部２４と、心肺機能測定部２６を備える。
電荷放出部判定部２０は、ＡＤコンバータ１６が出力した第一信号Ｙ1（ｕ）の中から、圧電フィルムセンサ２内に蓄積した電荷を放出する部分の信号（以下、「電荷放出部」と記載する場合がある）の範囲を判定する。ここで、電荷放出部の判定は、ディジタル出力部１４が出力した電荷放出状態Ｘ（ｕ）に基づいて行う。
The
In addition, the
The charge
なお、本実施形態では、後述するように、アナログスイッチ１２のスイッチング状態が「ＯＮ」である部分の信号の範囲のみを、電荷放出部とする。
また、電荷放出部判定部２０は、判定した電荷放出部を含む情報信号を、補間信号生成部２２及び第二信号生成部２４へ出力する。
補間信号生成部２２は、第一信号のうち、電荷放出部の直前の信号と電荷放出部の直後の信号とを、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる補間信号を生成する。ここで、補間信号の生成は、電荷放出部判定部２０が出力した情報信号が含む電荷放出部に基づき、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち、電荷放出部の直前の信号を用いて行う。
In the present embodiment, as will be described later, only the signal range of the portion where the switching state of the
In addition, the charge release
The interpolation
また、補間信号生成部２２は、生成した補間信号を含む情報信号を、第二信号生成部２４へ出力する。
第二信号生成部２４は、電荷放出部判定部２０及び補間信号生成部２２が出力した情報信号に基づき、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを連続させた第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。ここで、第二信号Ｙ2（ｕ）の生成は、電荷放出部判定部２０が判定した電荷放出部の信号を、補間信号生成部２２が生成した補間信号に置き換えて行う。
In addition, the interpolation
Based on the information signal output from the charge discharge
また、第二信号生成部２４は、生成した第二信号Ｙ2（ｕ）を含む情報信号を、心肺機能測定部２６へ出力する。
心肺機能測定部２６は、第二信号生成部２４が出力した情報信号が含む第二信号Ｙ2（ｕ）に基づき、被測定者の心肺機能を測定する。ここで、心肺機能測定部２６による心肺機能の測定結果は、特に図示しないが、例えば、表示装置（ディスプレイ等）に警告メッセージ等として表示する。なお、心肺機能測定部２６による心肺機能の測定結果は、例えば、音響装置（スピーカー）から警告（警告音、音声メッセージ）として出力してもよい。
また、被測定者の心肺機能の測定は、具体的には、第二信号Ｙ2（ｕ）に基づいて、被測定者の呼吸・心拍振幅や、呼吸・心拍数等、被測定者の心肺機能に関する量（値）を算出し、この算出した被測定者の心肺機能に関する量を用いて行う。
（ディジタル回路６が行う具体的な処理）
The
The cardiopulmonary
Further, the measurement of the cardiopulmonary function of the measurement subject is specifically performed based on the second signal Y 2 (u), such as the measurement subject's respiration / heartbeat amplitude, respiration / heart rate, etc. An amount (value) related to the function is calculated, and the calculated amount related to the cardiopulmonary function of the measurement subject is used.
(Specific processing performed by the digital circuit 6)
以下、図１及び図２を参照しつつ、図３及び図４を用いて、ディジタル回路６が行う処理について、詳細に説明する。
なお、以下の説明では、簡略化のために、ＡＤコンバータ１６がディジタル変換した第一信号Ｙ1（ｕ）の総データ数をＵ個とする。また、Ｕ個のデータのうち、アナログスイッチ１２のスイッチング状態が「ＯＮ」、すなわち、ディジタル出力部１４が出力した電荷放出状態Ｘ（ｕ）が「ＯＮ」であり、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部と判定した部分で連続するデータ数を、Ｍ個とする。また、Ｕ個のデータのうち、電荷放出状態Ｘ（ｕ）が「ＯＮ」となる前の「ＯＦＦ」であり、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部と判定した部分の前で連続するデータ数を、Ｋ個とする。同様に、Ｕ個のデータのうち、電荷放出状態Ｘ（ｕ）が「ＯＮ」となった後の「ＯＦＦ」であり、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部と判定した部分の後で連続するデータ数を、Ｎ個とする。
Hereinafter, the processing performed by the
In the following description, for simplification, the total number of data of the first signal Y 1 (u) digitally converted by the
以上により、第一信号Ｙ1（ｕ）の総データ数を、上述したＭ個＋Ｋ個＋Ｎ個の合計であるＵ個とする。この総データ数（Ｕ個）は、第一信号Ｙ1（ｕ）のデータとして、確実に得られている個数として扱う。
したがって、以下の説明は、第一信号Ｙ1（ｕ）及び電荷放出状態Ｘ（ｕ）として、共に、Ｕ個のデータが記憶領域１８に保存されていることを前提に行う。
As described above, the total number of data of the first signal Y 1 (u) is set to U which is the sum of the above-described M + K + N. This total number of data (U) is treated as the number of data obtained as the data of the first signal Y 1 (u).
Therefore, the following description is based on the assumption that U data is stored in the
図３は、ディジタル回路６が行う処理を示すタイムチャートであり、図４は、ディジタル回路６が行う処理を示すフローチャートである。
図４中に示すように、ディジタル回路６が処理を開始（ＳＴＡＲＴ）すると、まず、ステップＳ１０において、記憶領域１８が、第一信号Ｙ1（ｕ）と電荷放出状態Ｘ（ｕ）を取得する。ステップＳ１０において、記憶領域１８が第一信号Ｙ1（ｕ）と電荷放出状態Ｘ（ｕ）を取得すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ１２へ移行する。
FIG. 3 is a time chart showing processing performed by the
As shown in FIG. 4, when the
ここで、第一信号Ｙ1（ｕ）は、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）と、電荷放出部Ｙ12（ｍ）と、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）からなる信号である。なお、第一信号Ｙ1（ｕ）は、図３中において、実線で示す線（Ｙ11（ｋ）からＹ12（ｍ）を経由してＹ13（ｎ）まで連続する線）に対応する。
第一信号Ｙ1（ｕ）の信号波形は、図３中に示すように、電荷放出状態Ｘ（ｕ）の状態が「ＯＦＦ」から「ＯＮ」となると、第一信号Ｙ1（ｕ）の信号強度が「０」レベルまで低下する波形となる。そして、電荷放出状態Ｘ（ｕ）の状態が「ＯＮ」から「ＯＦＦ」となると、第一信号Ｙ1（ｕ）の信号強度が「０」レベルから立ち上がる波形となる。すなわち、電荷放出部の信号強度は、常に「０」レベルである。
Here, the first signal Y 1 (u) includes a signal Y 11 (k) before the charge emission portion, a charge emission portion Y 12 (m), and a signal Y 13 (n after the charge emission portion. ). Note that the first signal Y 1 (u) corresponds to a line indicated by a solid line in FIG. 3 (a line continuous from Y 11 (k) to Y 13 (n) via Y 12 (m)). .
The signal waveform of the first signal Y 1 (u), as shown in FIG. 3, the state of charge emitting state X (u) from "OFF" when it comes to "ON", the first signal Y 1 of (u) The signal intensity decreases to the “0” level. When the charge emission state X (u) changes from “ON” to “OFF”, the signal intensity of the first signal Y 1 (u) rises from the “0” level. In other words, the signal intensity of the charge emitting portion is always at “0” level.
このように、電荷放出状態Ｘ（ｕ）の状態が「ＯＦＦ」から「ＯＮ」となると、第一信号Ｙ1（ｕ）の信号強度が「０」レベルまで低下する。このため、電荷放出部（Ｙ12（ｍ））の前と後（Ｙ11（ｋ）とＹ13（ｎ））の間において、信号強度が大幅に低下して、第一信号Ｙ1（ｕ）が滑らかに連続する信号では無くなり、第一信号Ｙ1（ｕ）の振幅がずれることとなる。
ステップＳ１２では、電荷放出状態Ｘ（ｕ）として保存されているＵ個のデータ（上述した「ＯＮ」及び「ＯＦＦ」のデータ）に基づいて、第一信号Ｙ1（ｕ）のデータの中から、電荷放出部と電荷放出部ではない部分とを判別する。
Thus, when the state of the charge release state X (u) is changed from “OFF” to “ON”, the signal intensity of the first signal Y 1 (u) is reduced to the “0” level. For this reason, the signal intensity is significantly reduced before and after the charge emitting portion (Y 12 (m)) (Y 11 (k) and Y 13 (n)), and the first signal Y 1 (u ) Is not a smoothly continuous signal, and the amplitude of the first signal Y 1 (u) is shifted.
In step S12, from the data of the first signal Y 1 (u) based on the U data (“ON” and “OFF” data described above) stored as the charge release state X (u). Then, the charge discharging portion and the portion that is not the charge discharging portion are discriminated.
さらに、ステップＳ１２では、電荷放出部よりも前のデータであるＫ個のデータを、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）として生成する。同様に、電荷放出部よりも後のデータであるＮ個のデータを、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）として生成する。ステップＳ１２において、電荷放出部と電荷放出部ではない部分とを判別して、Ｋ個のデータを信号Ｙ11（ｋ）として生成し、Ｎ個のデータを信号Ｙ13（ｎ）として生成すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ１４へ移行する。
Further, in step S12, K pieces of data that are data before the charge emission portion are generated as signals Y 11 (k) before the charge emission portion of the first signal Y 1 (u). Similarly, N pieces of data that are data after the charge emission portion are generated as a signal Y 13 (n) after the charge emission portion in the first signal Y 1 (u). In step S12, the charge emission part and the non-charge emission part are discriminated, and K data is generated as a signal Y 11 (k) and N data is generated as a signal Y 13 (n). The processing performed by the
ステップＳ１４では、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）のうち、電荷放出部Ｙ12（ｍ）の直前の値（信号強度）を用いて、Ｍ個のデータを持つ補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する。ステップＳ１４において、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ１６へ移行する。
ステップＳ１６では、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）のうち電荷放出部Ｙ12（ｍ）の直後のデータを生成しているＮ個のデータに、補間信号Ｙ22（ｍ）のうち最後尾のデータを生成しているＭ個のデータを加算する。これにより、第二信号Ｙ2（ｕ）のうち、補間信号Ｙ22（ｍ）よりも後の信号Ｙ23（ｎ）を生成する。
In step S14, an interpolation signal Y 22 having M pieces of data is used by using the value (signal intensity) immediately before the charge discharge portion Y 12 (m) of the signal Y 11 (k) before the charge discharge portion. (M) is generated. When the interpolation signal Y 22 (m) is generated in step S14, the processing performed by the
In step S16, the interpolation signal Y 22 (m) is added to the N pieces of data that are generated immediately after the charge discharge portion Y 12 (m) in the signal Y 13 (n) after the charge discharge portion. Of these, M pieces of data generating the last data are added. Thereby, the signal Y 23 (n) after the interpolation signal Y 22 (m) is generated in the second signal Y 2 (u).
さらに、ステップＳ１６では、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）に、補間信号Ｙ22（ｍ）と、補間信号Ｙ22（ｍ）よりも後の信号Ｙ23（ｎ）を順番に連続させて、第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。すなわち、第二信号Ｙ2（ｕ）の総データ数を、第一信号Ｙ1（ｕ）と同様、上述したＭ個＋Ｋ個＋Ｎ個の合計であるＵ個とする。
以上により、ステップＳ１６では、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）と、補間信号Ｙ22（ｍ）と、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）の合計Ｕ個（Ｕ＝Ｋ＋Ｍ＋Ｎ）のデータを用いて、信号強度が滑らかに連続する第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。ステップＳ１６において、第二信号Ｙ2（ｕ）を生成すると、ディジタル回路６が行う処理は終了（ＥＮＤ）する。
ここで、第二信号Ｙ2（ｕ）は、図３中において、実線で示す信号Ｙ11（ｋ）と、点線で示す補間信号Ｙ22（ｍ）と、一点鎖線で示す信号Ｙ23（ｎ）を順番に連続する線に対応する。
Further, in step S16, the interpolation signal Y 22 (m) and the signal Y 23 (n) after the interpolation signal Y 22 (m) are sequentially applied to the signal Y 11 (k) before the charge discharging unit. The second signal Y 2 (u) is generated continuously. That is, the total number of data of the second signal Y 2 (u) is set to U which is the sum of the above-mentioned M + K + N, similarly to the first signal Y 1 (u).
As described above, in step S16, a total of U signals U 11 (U) of the signal Y 11 (k) before the charge discharging portion, the interpolation signal Y 22 (m), and the signal Y 13 (n) after the charge discharging portion. = K + M + N) is used to generate the second signal Y 2 (u) in which the signal intensity is smoothly continuous. In step S16, when the second signal Y 2 (u) is generated, the processing performed by the
Here, in FIG. 3, the second signal Y 2 (u) is a signal Y 11 (k) indicated by a solid line, an interpolation signal Y 22 (m) indicated by a dotted line, and a signal Y 23 (n indicated by a dashed line). ) Corresponds to consecutive lines in order.
（作用）
次に、図１から図４を参照しつつ、図５を用いて、本実施形態の心肺機能測定装置１が行なう作用について説明する。
図５は、本実施形態の心肺機能測定装置１の動作例を示すタイムチャートである。なお、図５中では、横軸に経過時間（図中では、「時間［ｓｅｃ］」と記載する）を示し、縦軸に第一信号Ｙ1（ｕ）及び第二信号Ｙ2（ｕ）の電圧（図中では、「電圧［Ｖ］」と記載する）を示す。さらに、図５中には、電荷放出用パルス信号ＰＳの入力に応じた、アナログスイッチ１２のスイッチング状態（図中では、「電荷放出状態」と記載する）を、「ＯＦＦ」及び「ＯＮ」として示している。
(Function)
Next, the operation performed by the cardiopulmonary
FIG. 5 is a time chart showing an operation example of the cardiopulmonary
図５のタイムチャートは、車両の走行時、すなわち、心肺機能の被測定者である運転者が車両を運転している状態における、第一信号Ｙ1（ｕ）及び第二信号Ｙ2（ｕ）の電圧の経時的な変化を示している。
ここで、第一信号Ｙ1（ｕ）は、ＡＤコンバータ１６が検出した信号であり、図５中では、実線により示している。また、図５中に示す第一信号Ｙ1（ｕ）は、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号の振幅を一部分ずつ切り出し、これらの切り出した部分を連続させた波形信号である。このような呼吸信号の振幅の切り出しは、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号を、アナログスイッチ１２のスイッチング状態に応じて時間的に分割して行う。
The time chart of FIG. 5 shows that the first signal Y 1 (u) and the second signal Y 2 (u) when the vehicle is running, that is, in the state where the driver who is a person to be measured for cardiopulmonary function is driving the vehicle. ) Shows a change in voltage over time.
Here, the first signal Y 1 (u) is a signal detected by the
また、第二信号Ｙ2（ｕ）は、以下の処理によって検出した信号であり、図５中では、破線により示している。また、図５中に示す第二信号Ｙ2（ｕ）は、上述したステップＳ１４及びＳ１６の処理を、第一信号Ｙ1（ｕ）の切り出した各部分に対応させて行うことにより生成した波形信号である。
車両の走行時には、ステアリングホイールに設けた圧電フィルムセンサ２に接触している運転者の呼吸に伴って、圧電フィルムセンサ２に運転者からの圧力が加わる。
The second signal Y 2 (u) is a signal detected by the following processing, and is indicated by a broken line in FIG. Further, the second signal Y 2 (u) shown in FIG. 5 is a waveform generated by performing the processing of steps S14 and S16 described above in correspondence with each part cut out of the first signal Y 1 (u). Signal.
When the vehicle travels, pressure from the driver is applied to the
ここで、本実施形態では、上述したように、第一信号を、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号としており、圧電フィルムセンサ２が、被測定者の一呼吸の時間周期よりも短い時間間隔で、蓄積した電荷を放出する。
したがって、ディジタル回路６が行う処理（図４参照）を、被測定者の一呼吸の時間周期よりも短い時間間隔に応じて繰返し行うことにより、第二信号Ｙ2（ｕ）を検出する。
Here, in the present embodiment, as described above, the first signal is a respiratory signal based on the state of the cardiopulmonary function of the measurement subject, and the
Therefore, the second signal Y 2 (u) is detected by repeatedly performing the processing performed by the digital circuit 6 (see FIG. 4) according to a time interval shorter than the time period of one breath of the measurement subject.
そして、図５中に示すように、第二信号Ｙ2（ｕ）の最大振幅Ａ２は、第一信号Ｙ1（ｕ）の最大振幅Ａ１よりも大きい値となる。したがって、本実施形態の心肺機能測定装置１、すなわち、第二信号Ｙ2（ｕ）を検出する心肺機能測定装置１であれば、第一信号Ｙ1（ｕ）を検出するＡＤコンバータ１６単体の電圧分解能よりも高い分解能を得ることが可能となる。このため、より詳細な信号の振幅を計測することが可能となる。
As shown in FIG. 5, the maximum amplitude A2 of the second signal Y 2 (u) is larger than the maximum amplitude A1 of the first signal Y 1 (u). Therefore, if the cardiopulmonary
なお、上述したように、本実施形態の心肺機能測定装置１の動作で実施する心肺機能測定方法は、被測定者が接触する圧電フィルムセンサ２からの信号に基づいて、被測定者の心肺機能を測定する方法である。
ここで、被測定者が接触する圧電フィルムセンサ２からの信号は、送信手段により検出して送信し、送信手段が検出して送信した信号は、受信手段により受信して処理する。
As described above, the cardiopulmonary function measurement method implemented by the operation of the cardiopulmonary
Here, the signal from the
具体的には、上記の送信手段が、圧電フィルムセンサ２からの信号を第一信号として検出して送信し、上記の受信手段が、送信手段から送信された第一信号を受信する。さらに、受信手段が受信した第一信号のうち電荷放出部の範囲を判定する。
そして、電荷放出部の直前の信号と直後の信号とを、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する方法である。これに加え、電荷放出部の信号を補間信号Ｙ22（ｍ）に置き換えて、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを連続させて生成した第二信号Ｙ2（ｕ）に基づいて、被測定者の心肺機能を測定する方法である。この方法において、送信手段及び受信手段は、上述した電荷放出部判定部２０及びステップＳ１２が有している。
Specifically, the transmission unit detects and transmits the signal from the
Then, the interpolation signal Y 22 (m) is generated in which the signal immediately before and immediately after the charge emitting portion is made continuous without reflecting the change in signal intensity in the charge emitting portion. In addition to this, the signal of the charge discharge portion is replaced with the interpolation signal Y 22 (m), and the signal immediately before the charge discharge portion, the interpolation signal, and the signal immediately after the charge discharge portion are generated in succession. This is a method of measuring the cardiopulmonary function of the subject based on the signal Y 2 (u). In this method, the transmission unit and the reception unit are included in the above-described charge discharge
以上により、ＡＤコンバータ１６は、第一信号検出手段に対応する。また、電荷放出部判定部２０及びステップＳ１２は、電荷放出部判定手段に対応する。また、補間信号生成部２２及びステップＳ１４は、補間信号生成手段に対応する。同様に、第二信号生成部２４及びステップＳ１６は、第二信号生成手段に対応する。また、心肺機能測定部２６は、心肺機能測定手段に対応する。
As described above, the
（第一実施形態の効果）
（１）補間信号生成部２２が、電荷放出部の直前の信号と電荷放出部の直後の信号とを、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる、補間信号を生成する。これに加え、第二信号生成部２４が、電荷放出部の信号を補間信号に置き換えて、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを連続させた第二信号を生成する。
(Effects of the first embodiment)
(1) The interpolation
このため、第二信号として、電荷放出部における第一信号の強度の変化を反映せず、且つ、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを滑らかに連続させた信号を生成することが可能となる。
その結果、圧電フィルムセンサ２に蓄積した電荷を放出する動作に伴う、動作の前後における信号強度の振幅のずれを抑制して、電荷を放出する動作の前後で発生する信号強度の振幅の誤りを、容易に抑制することが可能となる。
これにより、被測定者に対する心肺機能の誤診断を抑制することが可能となり、被測定者に対する心肺機能の診断精度を向上させることが可能となる。
For this reason, the second signal does not reflect a change in the intensity of the first signal in the charge discharging portion, and the signal immediately before the charge discharging portion, the interpolation signal, and the signal immediately after the charge discharging portion are smoothly smoothed. It is possible to generate a continuous signal.
As a result, the deviation of the amplitude of the signal intensity before and after the operation accompanying the operation of releasing the charge accumulated in the
Thereby, it becomes possible to suppress misdiagnosis of the cardiopulmonary function for the measurement subject, and it is possible to improve the diagnosis accuracy of the cardiopulmonary function for the measurement subject.
（２）被測定者の心肺機能の状態に基づく第一信号を、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号とすることにより、第一信号として被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号を用いた心肺機能測定装置１を形成することが可能となる。
その結果、圧電フィルムセンサ２等、従来からある構成を用いて、心肺機能測定装置１を形成することが可能となる。
(2) By using the first signal based on the state of the patient's cardiopulmonary function as a respiratory signal based on the state of the subject's cardiopulmonary function, breathing based on the state of the subject's cardiopulmonary function as the first signal It becomes possible to form the cardiopulmonary
As a result, the cardiopulmonary
（３）圧電フィルムセンサ２が、被測定者の一呼吸の時間周期よりも短い時間間隔で、蓄積した電荷を放出する。
このため、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号を時間的に分割し、呼吸信号の振幅の一部分をＡＤコンバータ１６の検出範囲に割り当てることが可能となるため、高い分解能を得ることが可能となる。
その結果、より詳細な呼吸信号の振幅を測定することが可能となる。
(3) The
For this reason, since it becomes possible to divide the respiratory signal based on the state of cardiopulmonary function of the measurement subject in time and assign a part of the amplitude of the respiratory signal to the detection range of the
As a result, it is possible to measure the amplitude of the respiratory signal in more detail.
（４）本実施形態の心肺機能測定方法では、ステップＳ１４において、電荷放出部の直前の信号と電荷放出部の直後の信号とを、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる、補間信号を生成する。これに加え、ステップＳ１６において、電荷放出部の信号を補間信号に置き換えて、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを連続させた第二信号を生成する。 (4) In the cardiopulmonary function measurement method according to the present embodiment, in step S14, the signal immediately before the charge discharge portion and the signal immediately after the charge discharge portion are made continuous without reflecting the change in signal intensity at the charge discharge portion. Generate an interpolation signal. In addition to this, in step S16, the signal of the charge emission unit is replaced with an interpolation signal, and a second signal is generated by continuing the signal immediately before the charge emission unit, the interpolation signal, and the signal immediately after the charge emission unit. To do.
このため、第二信号として、電荷放出部における信号強度の変化を反映せず、且つ、電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、電荷放出部の直後の信号とを滑らかに連続させた信号を生成することが可能となる。
その結果、圧電フィルムセンサ２に蓄積した電荷を放出する動作に伴う、動作の前後における信号強度の振幅のずれを抑制して、電荷を放出する動作の前後で発生する信号強度の振幅の誤りを、容易に抑制することが可能となる。
これにより、被測定者に対する心肺機能の誤診断を抑制することが可能となり、被測定者に対する心肺機能の診断精度を向上させることが可能となる。
For this reason, the second signal does not reflect the change in the signal intensity in the charge discharging portion, and the signal immediately before the charge discharging portion, the interpolation signal, and the signal immediately after the charge discharging portion are continuously made smooth. A signal can be generated.
As a result, the deviation of the amplitude of the signal intensity before and after the operation accompanying the operation of releasing the charge accumulated in the
Thereby, it becomes possible to suppress misdiagnosis of the cardiopulmonary function for the measurement subject, and it is possible to improve the diagnosis accuracy of the cardiopulmonary function for the measurement subject.
（変形例）
（１）本実施形態の心肺機能測定装置１では、電荷放出部を、アナログスイッチ１２のスイッチング状態が「ＯＮ」である部分のみ（図３参照）、すなわち、圧電フィルムセンサ２に蓄積した電荷を放出する部分のみとしたが、これに限定するものではない。すなわち、電荷放出部を、例えば、図６中に示すように、アナログスイッチ１２のスイッチング状態が「ＯＮ」である部分に、スイッチング状態が「ＯＮ」である部分よりも後の部分を加えたものとしてもよい。また、特に図示しないが、電荷放出部を、例えば、スイッチング状態が「ＯＮ」である部分に、スイッチング状態が「ＯＮ」である部分よりも前の部分を加えたものとしてもよい。なお、図６は、本実施形態の変形例を示す図であり、第一信号の状態を示すタイムチャートである。
(Modification)
(1) In the cardiopulmonary
ここで、スイッチング状態が「ＯＮ」である部分に、スイッチング状態が「ＯＮ」である部分よりも前及び後のうち少なくとも一方を加える処理は、例えば、フィルター回路１０の特性に起因して、第一信号に波形歪が発生している場合に行う。この場合、スイッチング状態が「ＯＮ」である部分に加える部分の設定は、例えば、所定の時間間隔における一律なデータ数を用いて設定してもよい。また、例えば、第一信号の波形形状の変化点等を算出し、この算出した値に基づいて設定してもよい。
以上により、電荷放出部は、圧電フィルムセンサ２に蓄積した電荷を放出する部分のみに限定するものではなく、少なくとも圧電フィルムセンサ２に蓄積した電荷を放出する部分を含む連続した信号としてもよい。
Here, the process of adding at least one of before and after the portion where the switching state is “ON” to the portion where the switching state is “ON” is caused by, for example, the characteristics of the
As described above, the charge discharging portion is not limited to the portion that discharges the charge accumulated in the
（２）本実施形態の心肺機能測定装置１では、被測定者の心肺機能の状態に基づく第一信号を、被測定者の心肺機能の状態に基づく呼吸信号としたが、これに限定するものではない。すなわち、被測定者の心肺機能の状態に基づく第一信号を、被測定者の心肺機能の状態に基づく心拍信号としてもよい。
これは、上述したように、圧電フィルムセンサ２は、外部から加えられた圧力に応じた電圧を出力するセンサであり、被測定者の人体表面に表れる、心拍に基づく振動を検出することが可能であるため実現可能となる。この場合、第一信号として被測定者の心肺機能の状態に基づく心拍信号を用いた心肺機能測定装置１を形成することが可能となり、圧電フィルムセンサ２等、従来からある構成を用いて、心肺機能測定装置１を形成することが可能となる。
(2) In the cardiopulmonary
As described above, the
（３）本実施形態の心肺機能測定装置１では、圧電フィルムセンサ２が、被測定者の一呼吸の時間周期よりも短い時間間隔で、蓄積した電荷を放出するが、圧電フィルムセンサ２の構成は、これに限定するものではない。すなわち、上記のように、被測定者の心肺機能の状態に基づく第一信号を、被測定者の心肺機能の状態に基づく心拍信号とした場合、圧電フィルムセンサ２の構成を、被測定者の一心拍の時間周期よりも短い時間間隔で、蓄積した電荷を放出する。
この場合、被測定者の心肺機能の状態に基づく心拍信号を時間的に分割し、心拍信号の振幅の一部分をＡＤコンバータ１６の検出範囲に割り当てることが可能となるため、高い分解能を得ることが可能となり、より詳細な心拍信号の振幅を測定することが可能となる。
(3) In the cardiopulmonary
In this case, the heartbeat signal based on the state of the subject's cardiopulmonary function can be divided in time and a part of the amplitude of the heartbeat signal can be assigned to the detection range of the
（４）本実施形態の心肺機能測定装置１では、心肺機能測定装置１を備える対象を車両としたが、本発明はこれに限定するものではなく、例えば、作業機械、電車、航空機、船舶等を、心肺機能測定装置１を備える対象としてもよい。更に言えば、圧電フィルムセンサを用いた心肺機能測定装置であれば適用可能である。
(4) In the cardiopulmonary
（第二実施形態）
次に、本発明の第二実施形態（以下、本実施形態と記載する）について、図面を参照しつつ説明する。
（構成）
図７は、本実施形態の心肺機能測定装置１の概略構成を示す図である。
図７中に示すように、心肺機能測定装置１は、圧電フィルムセンサ２と、アナログ回路４と、ディジタル回路６を備える。
圧電フィルムセンサ２及びアナログ回路４の構成は、上述した第一実施形態と同様の構成とするため、その説明を省略する。
ディジタル回路６は、ＡＤコンバータ１６と、ディジタル出力部１４と、記憶領域１８を備える。また、ディジタル回路６においては、マイクロコンピュータ（図示せず）が、全体の動作をコントロールする。
(Second embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention (hereinafter referred to as the present embodiment) will be described with reference to the drawings.
(Constitution)
FIG. 7 is a diagram showing a schematic configuration of the cardiopulmonary
As shown in FIG. 7, the cardiopulmonary
Since the configuration of the
The
ＡＤコンバータ１６及びディジタル出力部１４の構成は、上述した第一実施形態と同様の構成とするため、その説明を省略する。
記憶領域１８は、ディジタル回路６の動作に必要なソフトウェア部であり、ディジタル回路６に必要量搭載する。
また、記憶領域１８は、ソフトウェアとして、電荷放出部判定部２０と、増減度合算出部２８と、補間信号生成部２２と、第二信号生成部２４と、心肺機能測定部２６を備える。なお、電荷放出部判定部２０と、補間信号生成部２２と、第二信号生成部２４と、心肺機能測定部２６の構成は、上述した第一実施形態と同様の構成とするため、詳細な説明を省略する。
The configurations of the
The
In addition, the
電荷放出部判定部２０は、ＡＤコンバータ１６が出力した第一信号Ｙ1（ｕ）の中から、上述した電荷放出部の範囲を判定し、この判定した電荷放出部を含む情報信号を、増減度合算出部２８及び第二信号生成部２４へ出力する。
増減度合算出部２８は、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも前の信号と、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号との増減度合を算出し、この算出した増減度合を含む情報信号を、補間信号生成部２２へ出力する。
The charge discharge
The increase / decrease
ここで、本実施形態では、一例として、増減度合算出部２８の構成を、第一の傾きと第二の傾きを、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも前の信号と、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号との増減度合として算出する構成とする場合を説明する。この場合、第一の傾きは、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも前の信号から算出する傾きであり、第二の傾きは、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号から算出する傾きである。
Here, in the present embodiment, as an example, the configuration of the increase / decrease
また、本実施形態では、一例として、増減度合算出部２８の構成を、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号との増減度合として、前側増減度合と後側増減度合を算出する構成とする場合を説明する。ここで、前側増減度合は、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも前の信号の増減度合に基づく増減度合である。また、後側増減度合は、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号の増減度合に基づく増減度合である。
Further, in the present embodiment, as an example, the configuration of the increase / decrease
補間信号生成部２２は、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部の直前の信号と電荷放出部の直後の信号とを、電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる補間信号を生成する。ここで、補間信号の生成は、電荷放出部判定部２０が出力した情報信号が含む電荷放出部に基づき、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち、電荷放出部の直前の信号を用いて行う。これに加え、本実施形態では、補間信号を、増減度合算出部２８が算出した増減度合に基づいて生成する。
The interpolation
ここで、本実施形態では、上述したように、増減度合算出部２８の構成を、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号との増減度合として、前側増減度合と後側増減度合を算出する構成とする。このため、本実施形態では、一例として、補間信号生成部２２の構成を、前側増減度合と後側増減度合との平均を用いて、補間信号を生成する構成とする場合を説明する。
また、補間信号生成部２２は、生成した補間信号を含む情報信号を、第二信号生成部２４へ出力する。
Here, in the present embodiment, as described above, the configuration of the increase / decrease
In addition, the interpolation
第二信号生成部２４は、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部の直前の信号と、補間信号と、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部の直後の信号とを連続させた第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。本実施形態の第二信号生成部２４は、電荷放出部判定部２０及び補間信号生成部２２が出力した情報信号に基づいて、第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。
また、第二信号生成部２４は、生成した第二信号Ｙ2（ｕ）を含む情報信号を、心肺機能測定部２６へ出力する。
心肺機能測定部２６は、第二信号生成部２４が出力した情報信号が含む第二信号Ｙ2（ｕ）に基づき、被測定者の心肺機能を測定する。
Second
The
The cardiopulmonary
（ディジタル回路６が行う具体的な処理）
以下、図７を参照しつつ、図８から図１０を用いて、ディジタル回路６が行う処理について、詳細に説明する。
なお、以下の説明では、上述した第一実施形態と同様、簡略化のために、ＡＤコンバータ１６がディジタル変換した第一信号Ｙ1（ｕ）の総データ数をＵ個とする。同様に、ディジタル出力部１４が出力した電荷放出状態Ｘ（ｕ）が「ＯＮ」であり、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部と判定した部分で連続するデータ数を、Ｍ個とする。また、Ｕ個のデータのうち、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部と判定した部分の前で連続するデータ数を、Ｋ個とする。さらに、Ｕ個のデータのうち、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部と判定した部分の後で連続するデータ数を、Ｎ個とする。
(Specific processing performed by the digital circuit 6)
Hereinafter, the processing performed by the
In the following description, as in the first embodiment described above, the total number of data of the first signal Y 1 (u) digitally converted by the
以上により、上述した第一実施形態と同様、第一信号Ｙ1（ｕ）の総データ数を、上述したＭ個＋Ｋ個＋Ｎ個の合計であるＵ個とする。この総データ数（Ｕ個）は、上述した第一実施形態と同様、第一信号Ｙ1（ｕ）のデータとして、確実に得られている個数として扱う。
したがって、以下の説明は、上述した第一実施形態と同様、第一信号Ｙ1（ｕ）及び電荷放出状態Ｘ（ｕ）として、共に、Ｕ個のデータが記憶領域１８に保存されていることを前提に行う。
As described above, as in the first embodiment described above, the total number of data of the first signal Y 1 (u) is set to U, which is the sum of the above-described M + K + N. The total number of data (U) is handled as the number of data that is reliably obtained as the data of the first signal Y 1 (u), as in the first embodiment.
Accordingly, in the following description, U data is stored in the
図８は、ディジタル回路６が行う処理を示すタイムチャートであり、図９は、補間信号Ｙ22（ｍ）の詳細を示すグラフであり、図１０は、ディジタル回路６が行う処理を示すフローチャートである。
図１０中に示すように、ディジタル回路６が処理を開始（ＳＴＡＲＴ）すると、まず、ステップＳ２０において、記憶領域１８が、第一信号Ｙ1（ｕ）と電荷放出状態Ｘ（ｕ）を取得する。ステップＳ２０において、記憶領域１８が第一信号Ｙ1（ｕ）と電荷放出状態Ｘ（ｕ）を取得すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ２２へ移行する。
FIG. 8 is a time chart showing processing performed by the
As shown in FIG. 10, when the
ここで、第一信号Ｙ1（ｕ）は、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）と、電荷放出部Ｙ12（ｍ）と、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）からなる信号である。なお、第一信号Ｙ1（ｕ）は、図８中において、実線で示す線（Ｙ11（ｋ）からＹ12（ｍ）を経由してＹ13（ｎ）まで連続する線）に対応する。
第一信号Ｙ1（ｕ）の信号波形は、図８中に示すように、電荷放出状態Ｘ（ｕ）の状態が「ＯＦＦ」から「ＯＮ」となると、第一信号Ｙ1（ｕ）の信号強度が「０」レベルまで低下する波形となる。そして、電荷放出状態Ｘ（ｕ）の状態が「ＯＮ」から「ＯＦＦ」となると、第一信号Ｙ1（ｕ）の信号強度が「０」レベルから立ち上がる波形となる。すなわち、電荷放出部の信号強度は、常に「０」レベルである。
Here, the first signal Y 1 (u) includes a signal Y 11 (k) before the charge emission portion, a charge emission portion Y 12 (m), and a signal Y 13 (n after the charge emission portion. ). Note that the first signal Y 1 (u) corresponds to a line shown by a solid line in FIG. 8 (a line continuing from Y 11 (k) to Y 13 (n) via Y 12 (m)). .
The signal waveform of the first signal Y 1 (u), as shown in FIG. 8, the state of charge emitting state X (u) from "OFF" when it comes to "ON", the first signal Y 1 of (u) The signal intensity decreases to the “0” level. When the charge emission state X (u) changes from “ON” to “OFF”, the signal intensity of the first signal Y 1 (u) rises from the “0” level. In other words, the signal intensity of the charge emitting portion is always at “0” level.
このように、電荷放出状態Ｘ（ｕ）の状態が「ＯＦＦ」から「ＯＮ」となると、第一信号Ｙ1（ｕ）の信号強度が「０」レベルまで低下する。このため、電荷放出部（Ｙ12（ｍ））の前と後（Ｙ11（ｋ）とＹ13（ｎ））の間において、信号強度が大幅に低下して、第一信号Ｙ1（ｕ）が滑らかに連続する信号では無くなり、第一信号Ｙ1（ｕ）の振幅がずれることとなる。
ステップＳ２２では、電荷放出状態Ｘ（ｕ）として保存されているＵ個のデータ（上述した「ＯＮ」及び「ＯＦＦ」のデータ）に基づいて、第一信号Ｙ1（ｕ）のデータの中から、電荷放出部と電荷放出部ではない部分とを判別する。
Thus, when the state of the charge release state X (u) is changed from “OFF” to “ON”, the signal intensity of the first signal Y 1 (u) is reduced to the “0” level. For this reason, the signal intensity is significantly reduced before and after the charge emitting portion (Y 12 (m)) (Y 11 (k) and Y 13 (n)), and the first signal Y 1 (u ) Is not a smoothly continuous signal, and the amplitude of the first signal Y 1 (u) is shifted.
In step S22, from the data of the first signal Y 1 (u) based on the U data (“ON” and “OFF” data described above) stored as the charge release state X (u). Then, the charge discharging portion and the portion that is not the charge discharging portion are discriminated.
さらに、ステップＳ２２では、電荷放出部よりも前のデータであるＫ個のデータを、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）として生成する。同様に、電荷放出部よりも後のデータであるＮ個のデータを、第一信号Ｙ1（ｕ）のうち電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）として生成する。ステップＳ２２において、電荷放出部と電荷放出部ではない部分とを判別して、Ｋ個のデータを信号Ｙ11（ｋ）として生成し、Ｎ個のデータを信号Ｙ13（ｎ）として生成すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ２４へ移行する。
Further, in step S22, K pieces of data that are data before the charge emission portion are generated as signals Y 11 (k) before the charge emission portion of the first signal Y 1 (u). Similarly, N pieces of data that are data after the charge emission portion are generated as a signal Y 13 (n) after the charge emission portion in the first signal Y 1 (u). In step S22, the charge emitting portion and the portion that is not the charge emitting portion are discriminated, and K data is generated as a signal Y 11 (k) and N data is generated as a signal Y 13 (n). The processing performed by the
ステップＳ２４では、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）の増減度合（前側増減度合）と、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）の増減度合（後側増減度合）を算出する。
ここで、本実施形態では、上述したように、電荷放出部よりも前の信号から算出する第一の傾きと、電荷放出部よりも後の信号から算出する第二の傾きを、増減度合として算出する。
したがって、本実施形態では、前側増減度合を、第一の傾きから算出し、後側増減度合を、第二の傾きから算出する。なお、第一の傾きを算出する際には、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）の最初と最後のデータを用いる。同様に、第二の傾きを算出する際には、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）の最初と最後のデータを用いる。
In step S24, the degree of increase / decrease of the signal Y 11 (k) before the charge emission part (front side increase / decrease degree) and the degree of increase / decrease of the signal Y 13 (n) after the charge emission part (rear side increase / decrease degree) are determined. calculate.
Here, in the present embodiment, as described above, the first slope calculated from the signal before the charge emitting portion and the second slope calculated from the signal after the charge emitting portion are used as the degree of increase / decrease. calculate.
Therefore, in this embodiment, the front side increase / decrease degree is calculated from the first slope, and the rear side increase / decrease degree is calculated from the second slope. Note that when calculating the first inclination, the first and last data of the signal Y 11 (k) before the charge emitting portion are used. Similarly, when calculating the second slope, the first and last data of the signal Y 13 (n) after the charge emitting portion are used.
すなわち、第一の傾きＳａを、以下の式（１）に示す値とし、第二の傾きＳｂを、以下の式（２）に示す値とする。
Ｓａ＝[Ｙ11（Ｋ）−Ｙ11（１）]／（Ｋ−１） … （１）
Ｓｂ＝[Ｙ13（Ｎ）−Ｙ13（１）]／（Ｎ−１） … （２）
ここで、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）の最後のデータとは、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）のうち、電荷放出部Ｙ12（ｍ）の直前の値であり、上述したＫ個のデータである。ステップＳ２４において、第一の傾きＳａ及び第二の傾きＳｂを算出すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ２６へ移行する。
That is, the first inclination Sa is set to a value shown in the following expression (1), and the second inclination Sb is set to a value shown in the following expression (2).
Sa = [Y 11 (K) −Y 11 (1)] / (K−1) (1)
Sb = [Y 13 (N) −Y 13 (1)] / (N−1) (2)
Here, the last data than the charge-emitting section before the signal Y 11 (k), of the previous signal Y 11 (k) than the charge-emitting region, the charge-emitting portion Y 12 of the immediately preceding (m) Value, which is the K data described above. When the first inclination Sa and the second inclination Sb are calculated in step S24, the processing performed by the
ステップＳ２６では、ステップＳ２４で算出した第一の傾きＳａ及び第二の傾きＳｂを用いて、Ｍ個のデータを持つ補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する。
ここで、本実施形態では、上述したように、補間信号生成部２２の構成を、前側増減度合と後側増減度合との平均を用いて、補間信号を生成する構成とする。したがって、ステップＳ２６では、図９中に示すように、第一の傾きＳａと第二の傾きＳｂとの平均の傾きであるＳｃを算出し、この算出した平均の傾きＳｃを用いて、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する。なお、平均の傾きＳｃは、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）と、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）の、両信号の特性を反映する値である。
In step S26, an interpolation signal Y 22 (m) having M data is generated using the first gradient Sa and the second gradient Sb calculated in step S24.
Here, in the present embodiment, as described above, the configuration of the interpolation
図９中に示すように、平均の傾きＳｃを用いて生成した補間信号Ｙ22（ｍ）は、時間の経過に伴って信号強度が増加する信号である。なお、図９中に示すように、第一の傾きＳａを用いて生成した補間信号Ｙ22（ｍ）と、第二の傾きＳｂを用いて生成した補間信号Ｙ22（ｍ）も、平均の傾きＳｃを用いて生成した補間信号Ｙ22（ｍ）と同様、時間の経過に伴って信号強度が増加する信号である。
したがって、本実施形態の心肺機能測定装置１であれば、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１と比較して、時間の経過に伴う信号強度の増加度合いが大きい補間信号Ｙ22（ｍ）を生成することが可能となる（図３参照）。
As shown in FIG. 9, the interpolated signal Y 22 (m) generated using the average gradient Sc is a signal whose signal intensity increases with time. Incidentally, as shown in FIG. 9, the interpolation signal Y 22 generated using the first slope Sa (m), the interpolation signal generated by using the second inclination Sb Y 22 (m) also, the average of Similar to the interpolation signal Y 22 (m) generated using the slope Sc, the signal intensity increases with time.
Therefore, in the cardiopulmonary
ステップＳ２６において、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成すると、ディジタル回路６が行う処理は、ステップＳ２８へ移行する。
ステップＳ２８では、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）のうち電荷放出部Ｙ12（ｍ）の直後のデータを生成しているＮ個のデータに、補間信号Ｙ22（ｍ）のうち最後尾のデータを生成しているＭ個のデータを加算する。これにより、第二信号Ｙ2（ｕ）のうち、補間信号Ｙ22（ｍ）よりも後の信号Ｙ23（ｎ）を生成する。
さらに、ステップＳ２８では、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）に、補間信号Ｙ22（ｍ）と、補間信号Ｙ22（ｍ）よりも後の信号Ｙ23（ｎ）を順番に連続させて、第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。すなわち、第二信号Ｙ2（ｕ）の総データ数を、第一信号Ｙ1（ｕ）と同様、上述したＭ個＋Ｋ個＋Ｎ個の合計であるＵ個とする。
When the interpolation signal Y 22 (m) is generated in step S26, the processing performed by the
In step S28, the interpolation signal Y 22 (m) is added to the N pieces of data generated immediately after the charge discharge portion Y 12 (m) among the signals Y 13 (n) after the charge discharge portion. Of these, M pieces of data generating the last data are added. Thereby, the signal Y 23 (n) after the interpolation signal Y 22 (m) is generated in the second signal Y 2 (u).
Further, in step S28, the interpolation signal Y 22 (m) and the signal Y 23 (n) after the interpolation signal Y 22 (m) are sequentially applied to the signal Y 11 (k) before the charge emission unit. The second signal Y 2 (u) is generated continuously. That is, the total number of data of the second signal Y 2 (u) is set to U which is the sum of the above-mentioned M + K + N, similarly to the first signal Y 1 (u).
ここで、本実施形態の心肺機能測定装置１では、ステップＳ２６において、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１よりも、時間の経過に伴う信号強度の増加度合いが大きい補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する（図３参照）。これにより、本実施形態の心肺機能測定装置１では、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１と比較して、時間の経過に伴って信号強度が増加する第二信号Ｙ2（ｕ）を生成することが可能となる（図３参照）。
Here, in the cardiopulmonary
以上により、ステップＳ２８では、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）と、補間信号Ｙ22（ｍ）と、電荷放出部よりも後の信号Ｙ13（ｎ）の合計Ｕ個（Ｕ＝Ｋ＋Ｍ＋Ｎ）のデータを用いて、信号強度が滑らかに連続する第二信号Ｙ2（ｕ）を生成する。ステップＳ２８において、第二信号Ｙ2（ｕ）を生成すると、ディジタル回路６が行う処理は終了（ＥＮＤ）する。
ここで、第二信号Ｙ2（ｕ）は、図８中において、実線で示す信号Ｙ11（ｋ）と、点線で示す補間信号Ｙ22（ｍ）と、一点鎖線で示す信号Ｙ23（ｎ）を順番に連続する線に対応する。
As described above, in step S28, a total of U signals U 11 (U) of the signal Y 11 (k) before the charge discharging portion, the interpolation signal Y 22 (m), and the signal Y 13 (n) after the charge discharging portion. = K + M + N) is used to generate the second signal Y 2 (u) in which the signal intensity is smoothly continuous. In step S28, when the second signal Y 2 (u) is generated, the processing performed by the
Here, in FIG. 8, the second signal Y 2 (u) is a signal Y 11 (k) indicated by a solid line, an interpolation signal Y 22 (m) indicated by a dotted line, and a signal Y 23 (n) indicated by a dashed line. ) Corresponds to consecutive lines in order.
（作用）
次に、図７から図１０を参照しつつ、図１１を用いて、本実施形態の心肺機能測定装置１が行なう作用について説明する。
図１１は、本実施形態の心肺機能測定装置１の動作例を示すタイムチャートである。なお、図１１中に示す各種の要素は、上述した第一実施形態と同様であるため、その説明を省略する。
図１１のタイムチャートは、上述した第一実施形態と同様、車両の走行時、における、第一信号Ｙ1（ｕ）及び第二信号Ｙ2（ｕ）の電圧の経時的な変化を示している。
(Function)
Next, the operation performed by the cardiopulmonary
FIG. 11 is a time chart showing an operation example of the cardiopulmonary
The time chart of FIG. 11 shows changes over time in the voltages of the first signal Y 1 (u) and the second signal Y 2 (u) when the vehicle is running, as in the first embodiment described above. Yes.
また、第一信号Ｙ1（ｕ）及び第二信号Ｙ2（ｕ）の検出方法と構成は、上述した第一実施形態と同様であるため、その説明を省略する。また、図１１中における第一信号Ｙ1（ｕ）及び第二信号Ｙ2（ｕ）の示し方も、上述した第一実施形態と同様であるため、その説明を省略する。
図１１中に示すように、第二信号Ｙ2（ｕ）の最大振幅Ａ２は、上述した第一実施形態と同様、第一信号Ｙ1（ｕ）の最大振幅Ａ１よりも大きい値となる。
In addition, the detection method and configuration of the first signal Y 1 (u) and the second signal Y 2 (u) are the same as those in the first embodiment described above, and thus the description thereof is omitted. Moreover, since the way of showing the first signal Y 1 (u) and the second signal Y 2 (u) in FIG. 11 is the same as that in the first embodiment described above, the description thereof is omitted.
As shown in FIG. 11, the maximum amplitude A2 of the second signal Y 2 (u) is larger than the maximum amplitude A1 of the first signal Y 1 (u), as in the first embodiment described above.
ここで、本実施形態の心肺機能測定装置１であれば、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１よりも、時間の経過に伴う信号強度の増加度合いが大きい補間信号Ｙ22（ｍ）を生成することが可能である。これにより、本実施形態の心肺機能測定装置１では、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１と比較して、時間の経過に伴って信号強度が増加する第二信号Ｙ2（ｕ）を生成することが可能となる。
Here, in the cardiopulmonary
したがって、本実施形態の心肺機能測定装置１であれば、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１よりも、第二信号Ｙ2（ｕ）の最大振幅Ａ２を拡大することが可能となる（図５参照）。これにより、本実施形態の心肺機能測定装置１であれば、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１よりも高い分解能を得ることが可能となり、より詳細な信号の振幅を計測することが可能となる。
Therefore, with the cardiopulmonary
以上により、ＡＤコンバータ１６は、第一信号検出手段に対応する。また、電荷放出部判定部２０及びステップＳ２２は、電荷放出部判定手段に対応する。また、増減度合算出部２８及びステップＳ２４は、増減度合算出手段に対応する。同様に、補間信号生成部２２及びステップＳ２６は、補間信号生成手段に対応する。また、第二信号生成部２４及びステップＳ２８は、第二信号生成手段に対応する。また、心肺機能測定部２６は、心肺機能測定手段に対応する。
As described above, the
（第二実施形態の効果）
本実施形態の心肺機能測定装置１であれば、上述した第一実施形態の効果に加え、以下に記載する効果を奏することが可能となる。
（１）増減度合算出部２８が、電荷放出部よりも前の信号と電荷放出部よりも後の信号との増減度合を算出し、補間信号生成部２２が、増減度合算出部２８が算出した増減度合に基づいて、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する。
このため、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１よりも、時間の経過に伴う信号強度の増加度合いが大きい補間信号Ｙ22（ｍ）を生成することが可能となる。
その結果、上述した第一実施形態の心肺機能測定装置１と比較して、時間の経過に伴って信号強度が増加する第二信号Ｙ2（ｕ）を生成することが可能となる。これにより、比較的簡易かつ正確に、電荷を放出する動作の前後で発生する信号強度の振幅の誤りを、容易に抑制することが可能となる。
(Effect of the second embodiment)
If it is the cardiopulmonary
(1) The increase / decrease
For this reason, it is possible to generate the interpolation signal Y 22 (m) in which the degree of increase in signal intensity with the passage of time is greater than in the cardiopulmonary
As a result, it is possible to generate the second signal Y 2 (u) whose signal intensity increases with the passage of time as compared with the cardiopulmonary
（２）増減度合算出部２８が、電荷放出部よりも前の信号から算出する第一の傾きＳａと、電荷放出部よりも後の信号から算出する第二の傾きＳｂを、増減度合として算出する。
その結果、補間信号生成部２２が生成する補間信号Ｙ22（ｍ）の正確性を向上させることが可能となる。
（３）増減度合算出部２８が、電荷放出部よりも前の信号の増減度合に基づく前側増減度合と、電荷放出部よりも後の信号の増減度合に基づく後側増減度合を算出する。これに加え、補間信号生成部２２が、前側増減度合と後側増減度合との平均を用いて、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する。
その結果、前側増減度合と後側増減度合との平均を用いずに補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する場合よりも、補間信号生成部２２が生成する補間信号Ｙ22（ｍ）の正確性を向上させることが可能となる。
(2) The increase / decrease
As a result, the accuracy of the interpolation signal Y 22 (m) generated by the
(3) The increase / decrease
As a result, the accuracy of the interpolation signal Y 22 (m) generated by the interpolation
（変形例）
（１）本実施形態の心肺機能測定装置１では、増減度合算出部２８が、前側増減度合と後側増減度合を算出し、補間信号生成部２２が、前側増減度合と後側増減度合との平均を用いて、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する。しかしながら、補間信号生成部２２の構成は、これに限定するものではない。すなわち、補間信号生成部２２の構成を、例えば、図１２及び図１３中に示すように、前側増減度合（第一の傾きＳａ）と後側増減度合（第二の傾きＳｂ）とを電荷放出部で接続して、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する構成としてもよい。なお、図１２は、本実施形態の変形例における、ディジタル回路６が行う処理を示すタイムチャートである。また、図１３は、本実施形態の変形例における、補間信号Ｙ22（ｍ）の詳細を示すグラフである。
この場合、前側増減度合と後側増減度合とを電荷放出部で接続せずに補間信号Ｙ22（ｍ）を生成する場合よりも、補間信号生成部２２が生成する補間信号Ｙ22（ｍ）の正確性を向上させることが可能となる。
(Modification)
(1) In the cardiopulmonary
In this case, the interpolation signal Y 22 than when generating the interpolated signal Y 22 (m) and a front decreasing rate and the rear decreasing rate without connecting the charge discharge portion, the interpolation
（２）本実施形態の心肺機能測定装置１では、増減度合算出部２８が、電荷放出部よりも前の信号から算出する第一の傾きＳａと、電荷放出部よりも後の信号から算出する第二の傾きＳｂを、増減度合として算出する。しかしながら、増減度合算出部２８の構成は、これに限定するものではない。すなわち、増減度合算出部２８の構成を、第一の傾きＳａの多項式近似式と、第二の傾きＳｂの多項式近似式を、増減度合として算出する構成としてもよい。すなわち、増減度合算出部２８の構成は、第一の傾きＳａ、第一の傾きＳａの多項式近似式、第二の傾きＳｂ及び第二の傾きＳｂの多項式近似式のうち少なくとも一つを、増減度合として算出する構成であればよい。
(2) In the cardiopulmonary
（３）本実施形態の心肺機能測定装置１では、第一の傾きＳａを算出する際に、電荷放出部よりも前の信号Ｙ11（ｋ）の最初と最後のデータを用いたが、これに限定するものではない。すなわち、第一の傾きＳａを算出する際に、例えば、信号Ｙ11（ｋ）の最後のデータと、最後のデータよりも前の近傍のデータを用いてもよい。同様に、第二の傾きを算出する際に、信号Ｙ13（ｎ）の最初のデータと、最初のデータよりも後の近傍のデータを用いてもよい。
(3) In the cardiopulmonary
（４）本実施形態の心肺機能測定装置１では、第一の傾きＳａと第二の傾きＳｂとの平均の傾きであるＳｃを算出し、この算出した平均の傾きＳｃを用いて、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成したが、これに限定するものではない。すなわち、例えば、第一の傾きＳａまたは第二の傾きＳｂのみを用いて、補間信号Ｙ22（ｍ）を生成してもよい。
また、測定方法についても、自宅のパソコン等の受信手段にソフトウェアをインストールして、計測する装置に、計測した信号をパソコンに送信する信号送信手段を有するように構成することも可能である。
(4) In the cardiopulmonary
As for the measuring method, software can be installed in a receiving means such as a personal computer at home, and the measuring device can be configured to have a signal transmitting means for transmitting the measured signal to the personal computer.
１ 心肺機能測定装置
２ 圧電フィルムセンサ
４ アナログ回路
６ ディジタル回路
８ 増幅回路
１０ フィルター回路
１２ アナログスイッチ
１４ ディジタル出力部
１６ ＡＤコンバータ（第一信号検出手段）
１８ 記憶領域
２０ 電荷放出部判定部（電荷放出部判定手段、送信手段及び受信手段）
２２ 補間信号生成部（補間信号生成手段）
２４ 第二信号生成部（第二信号生成手段）
２６ 心肺機能測定部（心肺機能測定手段）
２８ 増減度合算出部（増減度合算出手段）
Ｖ 車両
ＳＷ 操作子
ＰＳ 電荷放出用パルス信号
Ｙ1（ｕ） 第一信号
Ｘ（ｕ） 電荷放出状態
Ｙ2（ｕ） 第二信号
Ａ１ 第一信号Ｙ1（ｕ）の最大振幅
Ａ２ 第二信号Ｙ2（ｕ）の最大振幅
DESCRIPTION OF
18
22 Interpolation signal generator (interpolation signal generator)
24 Second signal generator (second signal generator)
26 Cardiopulmonary function measuring unit (cardiopulmonary function measuring means)
28 Increase / decrease degree calculation unit (change degree calculation means)
V Vehicle SW Operator PS Charge discharge pulse signal Y 1 (u) First signal X (u) Charge release state Y 2 (u) Second signal A1 Maximum amplitude of first signal Y 1 (u) A2 Second signal Maximum amplitude of Y 2 (u)
Claims (9)
前記圧電フィルムセンサからの信号を第一信号として検出する第一信号検出手段と、
前記第一信号検出手段が検出した前記第一信号のうち、少なくとも前記圧電フィルムセンサに蓄積した電荷を放出する部分を含む信号である電荷放出部の範囲を判定する電荷放出部判定手段と、
前記第一信号検出手段が検出した前記第一信号のうち、前記電荷放出部判定手段が判定した前記電荷放出部の直前の信号と電荷放出部の直後の信号とを、前記電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる補間信号を生成する補間信号生成手段と、
前記電荷放出部判定手段が判定した前記電荷放出部以降の信号を前記補間信号生成手段が生成した補間信号に置き換えて、前記直前の信号と前記補間信号と前記直後の信号とを連続させた第二信号を生成する第二信号生成手段と、
前記第二信号生成手段が生成した第二信号に基づいて前記被測定者の心肺機能を測定する心肺機能測定手段と、を備えることを特徴とする心肺機能測定装置。 A cardiopulmonary function measuring device that measures the cardiopulmonary function of the subject based on a signal from a piezoelectric film sensor that the subject contacts,
First signal detection means for detecting a signal from the piezoelectric film sensor as a first signal;
A charge discharger determining unit that determines a range of a charge discharger that is a signal including at least a portion that discharges the charge accumulated in the piezoelectric film sensor among the first signal detected by the first signal detector;
Among the first signals detected by the first signal detection means, a signal immediately before the charge emission part and a signal immediately after the charge emission part determined by the charge emission part determination means are signals in the charge emission part. Interpolation signal generating means for generating an interpolation signal to be continued without reflecting a change in intensity;
The signal after the charge emission unit determined by the charge emission unit determination unit is replaced with the interpolation signal generated by the interpolation signal generation unit, and the immediately preceding signal, the interpolation signal, and the immediately following signal are made continuous. Second signal generating means for generating two signals;
And a cardiopulmonary function measuring unit for measuring the cardiopulmonary function of the subject based on the second signal generated by the second signal generating unit.
前記補間信号生成手段は、前記増減度合算出手段が算出した増減度合に基づいて前記補間信号を生成することを特徴とする請求項１に記載した心肺機能測定装置。 Of the first signal detected by the first signal detection means, the degree of increase / decrease between the signal before the charge emission part and the signal after the charge emission part among the first signal detected by the first signal detection means An increase / decrease degree calculating means for calculating
2. The cardiopulmonary function measuring apparatus according to claim 1, wherein the interpolation signal generating means generates the interpolation signal based on the increase / decrease degree calculated by the increase / decrease degree calculating means.
前記補間信号生成手段は、前記前側増減度合と前記後側増減度合との平均を用いて前記補間信号を生成することを特徴とする請求項２または請求項３に記載した心肺機能測定装置。 The increase / decrease degree calculation means detects the front side increase / decrease degree based on the increase / decrease degree of the signal before the charge release portion of the first signal detected by the first signal detection means, and the first signal detection means detects A back side increase / decrease degree based on a degree of increase / decrease of the signal after the charge emitting portion of the first signal,
The cardiopulmonary function measuring device according to claim 2 or 3, wherein the interpolation signal generating means generates the interpolation signal by using an average of the front side increase / decrease degree and the rear side increase / decrease degree.
前記補間信号生成手段は、前記前側増減度合と前記後側増減度合とを前記電荷放出部で接続して前記補間信号を生成することを特徴とする請求項２または請求項３に記載した心肺機能測定装置。 The increase / decrease degree calculation means detects the front side increase / decrease degree based on the increase / decrease degree of the signal before the charge release portion of the first signal detected by the first signal detection means, and the first signal detection means detects A back side increase / decrease degree based on a degree of increase / decrease of the signal after the charge emitting portion of the first signal,
4. The cardiopulmonary function according to claim 2, wherein the interpolation signal generating unit generates the interpolation signal by connecting the front side increase / decrease degree and the rear side increase / decrease degree by the charge discharging unit. 5. measuring device.
前記送信手段は、前記圧電フィルムセンサからの信号を第一信号として検出して送信し、
前記受信手段は、前記送信手段から送信された第一信号を受信し、
前記第一信号のうち、少なくとも前記圧電フィルムセンサに蓄積した電荷を放出する部分を含む信号である電荷放出部の範囲を判定し、
前記第一信号のうち、前記電荷放出部の直前の信号と電荷放出部の直後の信号とを、前記電荷放出部における信号強度の変化を反映せずに連続させる補間信号を生成し、
前記電荷放出部以降の信号を前記補間信号に置き換えて、前記直前の信号と前記補間信号と前記直後の信号とを連続させた第二信号を生成し、
前記第二信号に基づいて前記被測定者の心肺機能を測定することを特徴とする心肺機能測定方法。 A cardiopulmonary system that measures the cardiopulmonary function of the subject based on transmitting means for detecting and transmitting a signal from the piezoelectric film sensor that the subject contacts, and receiving means for receiving and processing the transmitted signal A function measuring method,
The transmission means detects and transmits a signal from the piezoelectric film sensor as a first signal,
The receiving means receives the first signal transmitted from the transmitting means;
Of the first signal, determine a range of a charge discharge portion that is a signal including a portion that discharges at least the charge accumulated in the piezoelectric film sensor,
Among the first signals, generate an interpolation signal that makes a signal immediately before the charge emission portion and a signal immediately after the charge emission portion continue without reflecting a change in signal intensity in the charge emission portion,
Replacing the signal after the charge discharge portion with the interpolation signal, generating a second signal in which the immediately preceding signal, the interpolation signal, and the immediately following signal are continuous,
A cardiopulmonary function measuring method, wherein the cardiopulmonary function of the subject is measured based on the second signal.
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