JP6732188B2

JP6732188B2 - 生体センサ

Info

Publication number: JP6732188B2
Application number: JP2016056513A
Authority: JP
Inventors: 健安達; 恭一尾野; 伊藤　昭彦; 昭彦伊藤; 哲也預幡
Original assignee: Akita University NUC
Current assignee: Akita University NUC
Priority date: 2016-03-22
Filing date: 2016-03-22
Publication date: 2020-07-29
Anticipated expiration: 2036-03-22
Also published as: JP2017169648A

Description

本発明は、生体胸部に装着する心電電極と圧電素子とを備えた生体センサに関するものであり、より詳細には、被検者の心電信号及び呼吸運動の信号を長時間モニタリングするための生体センサに関するものである。

鎮静状態下に生じる呼吸抑制は重篤な転帰をたどることがあるため呼吸監視が強く推奨されているが，従来の呼吸数モニタリングには、インピーダンス法やカブノメータ、気流音響信号測定法等の手法が用いられている。しかしながら、インピーダンス法は電極間のインピーダンス変化により呼吸運動を検出するため、呼吸数のモニタリングが比較的容易である一方、信頼性は低い。カプノメータは呼気中及び吸気中の二酸化炭素濃度を直接検出するため信頼性は高い反面、鼻カニュラやマスクなどの生体を拘束する装着が必要であり、且つ二酸化炭素の検出器が必要になる。気流音響信号により呼吸数を測定する装置は，快適性や信頼性が高いとされるものの高価である。

また、小型のパルスオキシメータで心拍数と血中飽和酸素濃度を監視し、前記血中飽和酸素濃度の低下により呼吸機能の不全を察知することも可能であるが、呼吸停止時から前記血中酸素飽和濃度が低下するまで数十秒の遅延があるため、迅速な処置が遅れてしまう危険性がある。これら従来の手法による呼吸監視には、信頼性、患者の忍容性、経済性のいずれかの点で限界があり、これらを克服した新しい呼吸監視モニタリングが望まれている。

また、鎮静状態下で心電図も監視するが、これらの装置を装着しながら上記呼吸監視を行うために監視装置をさらに追加しなければならず、手術中に使用した場合は十分な術野を確保するのが困難になってしまうことがあり、装置管理もより煩雑になってしまう問題もある。これらのことから、より小型で拘束感の複数の生体情報を高精度に測定可能な装置が望まれている。

従来から、測定対象の心拍数や呼吸数などの生体データを無拘束な状態で測定する装置としては特許文献１及び２に開示された装置が知られている。

特許文献１によると、振動伝達板を用いて生体表面の振動を前記振動伝達板に装備された圧電素子によって振動波形を検出し、前記振動波形をフィルタ回路によって呼吸運動、心拍及び心音に分離抽出することを可能としている。

また、特許文献２によると、一対の心電電極間と電磁コイルとを用い、心電波形と呼吸運動及び心拍数を計測可能としている。前記呼吸運動と前記心拍数は、前記電磁コイルに高周波信号を与え、前記電磁コイルと生体表面の距離の変化を強振周波数の変化としてとらえるものである。

特許４８９９１１７号特開２００１−２９９７１２号公報

しかしながら、特許文献１に記載の手法では、前記心音波形より心拍数を監視することは可能であるが、前記心音波形よりどのような心不全が発生したのか心疾患に関わる心音波の見方の知見がほとんどないため、心電図のように心音波から心疾患の種類を特定することは困難である。また、呼吸機能監視においては、呼吸運動以外の体動も測定してしまうため、呼吸運動を正確に測定できなくなる場合がある。

また、特許文献２に記載の手法では、腹部のような生体表面の変動の大きな部位にのみ呼吸運動の測定が制限され、胸部のように生体表面の変動が小さい部位には適用できない。また、生体表面−前記電磁コイル間の静電容量を計測しているため、電気メスの使用により生体の電位が大きく変動する場合には、ノイズの影響で呼吸運動と心拍数が正しく測定できなくなる場合がある。

本発明は、呼吸運動波形、呼吸音波形、心音波形及び心電波形を小型で簡素な構成で測定可能とする生体センサを提供することを課題とする。

前述した目的を達成するための本発明は、振動を電圧に変換する圧電素子と、生体が発する電気信号を検出する一対の心電電極と、前記生体が発する振動を前記圧電素子に伝達する振動伝達板と、を備え、前記圧電素子及び前記一対の心電電極は前記振動伝達板に設けられ、前記一対の心電電極の一方の面には導電性の粘着剤を備え、前記振動伝達板は、長手方向を有し、前記長手方向の両端部に前記一対の心電電極を係止する一対の係合機構を備え、前記圧電素子は、前記振動伝達板の前記長手方向の中央部に設けられ、前記一対の係合機構は、中央に孔が形成され、前記孔から放射状に複数のスリットが形成されている金属板であることを特徴とする生体センサである。

本発明の生体センサは、振動伝達板の両端に備えた一対の心電電極により心電波形を検出すると同時に、振動伝達板の略中央に備えた圧電素子により、一対の心電電極間の生体表面の振動を検出することが可能となる。検出された振動波形は、周波数帯により呼吸運動波形、心音波形、呼吸音波形に分離抽出することが可能となる。これにより、呼吸機能の監視においては、呼吸運動だけでなく呼吸音波形も監視できるため、二重の監視により信頼性の高い呼吸機能の監視が行われるようになる。心機能の監視においても、心電波形と心音波形の二重の監視を行えるようになるため、より信頼性の高い心機能の監視が行うことが可能である。また、心電電極がそれぞれ係合機構により容易に着脱することが可能であり、市販の心電パッドを流用することで、使用済みの心電電極を清掃・滅菌する手間無しに安価で衛生的に使用することが可能となる。

生体に貼り付けられる生体センサ１００を示す図生体センサ１００の斜視図生体センサ１００の分解斜視図振動伝達板１１の幅方向中心を通り、振動伝達板１１の幅方向に直交する切断面によって切断された生体センサ１００の断面図生体信号監視ユニット５１のハードウェア構成を示す図生体信号監視ユニット５１による処理の流れを示すフローチャート

以下図面に基づいて、本発明の実施形態を詳細に説明する。最初に、図１〜図４を参照しながら、本発明の実施形態に係る生体センサ１００を説明する。

図１及び図２に示すように、生体センサ１００は、振動を電圧に変換する円盤型の圧電素子２１と、長手方向（＝図１における紙面の上下方向）及び長手方向と直交する幅方向（＝図１における紙面の左右方向）を有し、生体が発する振動を圧電素子２１に伝達する可撓性及び絶縁性の振動伝達板１１と、振動伝達板１１の長手方向の両端部に設けられる一対の係合機構３１１、３２１と、一対の係合機構３１１、３２１によって係合され、生体が発する電気信号を検出する一対の心電電極３１、３２と、圧電素子２１の両面及び一対の心電電極３１、３２に電気的に接続される複数の導体パターンを束ねるフィルム電線４１と、を備える。圧電素子２１は、振動伝達板１１の長手方向の中央部に設けられる。

図１に示すように、生体センサ１００は、生体の胸部の体表に貼り付けられる。望ましくは、生体センサ１００は、生体の胸骨上の体表に貼り付けられる。呼吸運動では変形しないように思われる胸骨も、実際には呼吸運動によって僅かに変形している。振動伝達板１１は、胸骨の変形によって生じる振動を圧電素子２１に伝達する。言い換えると、圧電素子２１は、生体が発する振動に起因する振動伝達板１１の歪みを電圧に変換する。

胸骨上の体表は男女を問わず略平坦な形状であるため、板状の振動伝達板１１であっても確実に貼り付けることが可能である。また、生体の胸骨上の体表は、心臓及び気管に近い部位であるため、心音や呼吸音等に起因する生体の振動の信号を精度良く検出することができる。また、生体の胸部の体表に貼り付けられる生体センサ１００は、腹部を切開して行う手術であっても邪魔にならない。また、生体の胸部の体表に貼り付けられる生体センサ１００は、呼吸以外の腹部の運動（例えば、手術による腹部の変形や体位の変更などの物理的な皮膚の変形）を誤って検出しにくいため、呼吸機能の監視を阻害しない。

振動伝達板１１の大きさは、生体の胸骨の大きさ以内が望ましい。本発明の実施形態では、振動伝達板１１の長手方向の寸法は１１０ｍｍ、振動伝達板１１の幅方向の寸法は３０ｍｍである。これらの寸法は、一般成人向けであり、小児や新生児には、胸骨の大きさに合わせて、振動伝達板１１の長手方向の寸法を短くすることが望ましい。振動伝達板１１の長手方向の寸法が８０ｍｍ以上であれば、生体の信号の検出性能は良好である。

また、振動伝達板１１の材料としては、適度な復元性を有する弾性のプラスチックを用いる。振動伝達板１１の厚さは、胸郭呼吸運動に特徴的な０．５Ｈｚ以下の低周波帯、心音に特徴的な２０〜１００Ｈｚ近傍の周波数帯、及び呼吸音に特徴的である１００〜４００Ｈｚ近傍の周波数帯の全てを検出できる適度な厚さにする必要があり、０．３ｍｍ〜２．０ｍｍが望ましい。本発明の実施形態では、振動伝達板１１の材料はガラスエポキシ板と塩化ビニル樹脂（ＰＶＣ）の複合材料を用い、振動伝達板１１の厚さは１．０ｍｍである。

図３及び図４に示すように、振動伝達板１１は、圧電素子２１が載置される基板１１１と、基板１１１と接着される被覆板１１２と、を有する。基板１１１には、一対の係合機構３１１、３２１と銅箔の導体パターン１５（１５１、１５２、１５３、１５４、２１１）が形成されている。圧電素子２１の両面は、導体パターン１５１、１５２、２１１を介してフィルム電線４１に電気的に接続されている。一対の心電電極３１、３２は、導体パターン１５３及び１５４を介してフィルム電線４１に電気的に接続されている。フィルム電線４１は、後述する生体信号測定装置１に電気的に接続されている。

被覆板１１２は、圧電素子２１、一対の係合機構３１１、３２１及び導体パターン１５１、１５２、１５３、１５４、２１１を挟んで基板１１１と圧着される。被覆板１１２には、振動伝達板１１に形成されている一対の係合機構３１１、３２１と対向する位置に円形状の孔が形成されている。

圧電素子２１が生体の振動を効率良く電気信号に変換するため、基板１１１及び被覆板１１２は隙間なく密着させることが望ましい。本発明の実施形態では、被覆板１１２を加熱して柔らかくし、圧電素子２１の形状に変形密着させて圧着する。このため、被覆板１１２の材料には、熱可塑性を有するプラスチックが望ましく、例えば、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、塩化ビニル樹脂（ＰＶＣ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ポリエチレンテフタレート（ＰＥＴ）、アクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ポリカーボネート（ＰＣ）または、ポリアミド（ＰＡ）が望ましい。本発明の実施形態では、被覆板１１２の材料として、安価で加工性に優れる厚さ０．５ｍｍの塩化ビニル樹脂（ＰＶＣ）を用いる。熱可塑性を有するプラスチックは、加熱（ポリマー分子のガラス転移点以上）の際に製造時の圧延方向に収縮する性質があるため、被覆板１１２を加熱して圧着する前にアニール処理しておくことが望ましい。

本発明の実施形態では、基板１１１の材料は、０．３ｍｍのガラスエポキシプリント回路基板（ＰＣＢ）である。基板１１１には、厚さ１８μｍの銅箔を張り付けてエッチング処理を行うことによって、部品間を接続する導体パターン１５１、１５２、１５３、１５４、２１１を予め形成しておく。これによって、振動伝達板１１を熱圧着によって成形する際、基板１１１上に載置される圧電素子２１及び一対の係合機構３１１、３２１と、導体パターン１５１、１５２、１５３、１５４、２１１との接続部が、各々の部品の熱膨張率の差異により、加熱―冷却過程において局所的な応力の集中による断裂等の不具合の発生を最小限に抑えることが可能となる。

本発明の実施形態では、基板１１１及び被覆板１１２の熱圧着における接着剤として厚さ５０μｍのホットメルトシート１０３を用いる。ホットメルトシート１０３の材料は、概ね８０℃以上で溶融状態となり、高い接着性と可撓性を有するポリエステル系が望ましい。熱圧着時の温度は９０〜１２０℃で１〜３分間の加熱により、通常の使用範囲で剥離することなく確実に圧着することが可能となる。基板１１１と被覆板１１２との熱膨張率の差異により、冷却過程において反りを生じるが、僅かに反る方向と逆の形状にした状態で冷却し、成型することで、冷却後に振動伝達板１１を平坦な形状にすることができる。

心電電極３１、３２の体表と対向する面には、生体センサ１００を体表に貼り付けるために、粘着剤として、分極電圧が低く安定した銀−塩化銀電極と密着性の高い導電性粘着ゲル３１５、３２５が塗布されており、体表から微弱な心筋の起電圧を伝達する。導電性粘着ゲル３１５、３２５が塗布される心電電極３１、３２の面を生体の胸部の胸骨直上の表皮に直接貼り付けることで、心電波形と生体表面の振動波形を単一の生体センサ１００によって同時に検出可能となる。粘着剤は、導電性粘着ゲル３１５、３２５に限らず、導電性粘着シールでも良い。

一対の係合機構３１１、３２１は、それぞれ、ドーナツ状の金属板の中央に円形状の孔が形成され、この孔に対し放射状に複数のスリットが形成される挿入口を有する。心電電極３１、３２の基板１１１と対向する面には、円筒形状の突起部３１３、３２３が形成されている。突起部３１３、３２３には、側面を一周する溝が形成されている。それぞれの係合機構３１１、３２１の挿入口に心電電極３１、３２の突起部３１３、３２３を挿入することによって、係合機構３１１、３２１に心電電極３１、３２を係止する。係合機構３１１、３２１の挿入口はスリットによって板バネとなり、突起部３１３、３２３の溝に嵌まる。従って、心電電極３１、３２の突起部３１３、３２３は、通常の使用において係合部位がずれることなく確実に係止されるため、心電電極３１、３２の心電図信号が接触不良なく伝導するとともに、体表の振動が振動伝達板１１を介して圧電素子２１に伝達される。

心電電極３１、３２の心電パッド３１４、３２４は、粘着性の導電性粘着ゲル３１５、３２５によって体表Ｓと接触しているものの、体表Ｓの振動は導電性粘着ゲル３１５、３２５を介して多少減衰する。しかしながら、本発明の実施形態では、後述する様々な生体信号を検出するために必要な周波数範囲「０．１〜１ｋＨｚ」においては、高いシグナル／ノイズ比（＝Ｓ／Ｎ比）を有するため、生体信号を高精度に検出することが可能である。

図５及び図６は、生体センサ１００を用いた生体信号監視ユニット５１のハードウェア構成と処理の流れを示している。圧電素子２１及び一対の心電電極３１、３２によって電気信号に変換された生体信号は、それぞれ生体信号検知部５２１において増幅し、ＡＤ変換部５２２でデジタル変換される。デジタル化した心電データは、演算部５３でフィルタリング処理され、表示部５５で心電波形５５１を表示する。体表の振動信号も同様にＡＤ変換部５２２でデジタル変換され、演算部５３で周波数帯によるバンドパスフィルタリングを行い、呼吸運動波形５５３、心音波形５５２及び呼吸音波形５５４に分離・抽出し、それぞれ表示部５５で表示する。また、演算部５３では、心電波形５５１、呼吸運動波形５５３、心音波形５５２及び呼吸音波形５５４の正常／異常判定も行い、異常が発生した場合には、表示部５５に警告を表示する。制御部５４では、生体信号監視ユニット５１の表示部５５の各種生体信号波形の表示設定、又は、正常／異常判定の設定変更を行う。

心電波形５５１、呼吸運動波形５５３、心音波形５５２、及び呼吸音波形５５４は、正常／異常判定の履歴と共に時系列データとして記録される。時系列データは、送信部５６により有線ＬＡＮ、又は、無線ＬＡＮ、又は無線通信であるＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）通信にてパソコンやタブレット端末に直接送信可能であり、パソコンやタブレット端末を経由してクラウドサーバーに送信し、遠隔地で監視することも可能である。

１００生体センサ
１０３ホットメルトシール
１１振動伝達板
１１１基板
１１２被覆板
１５導体パターン
１５１圧電素子カソード用導体パターン
１５２圧電素子アノード用導体パターン
１５３心電電極導体パターン（頭部側）
１５４心電電極導体パターン（腹部側）
２１１導体パターン（ジャンパー）
２１圧電素子
３１心電電極（頭部側）
３１１係合電極板（頭部側）
３１３心電電極係合部（頭部側）
３１４電極パッド（頭部側）
３１５導電性粘着ゲル（頭部側）
３２心電電極（腹部側）
３２１係合電極板（腹部側）
３２３心電電極係合部（腹部側）
３２４電極パッド（腹部側）
３２５導電性粘着ゲル（腹部側）
４１フィルム電線
５１生体信号監視ユニット
５２生体信号処理部
５２１生体信号検出部
５２２ＡＤ変換部
５３演算部
５４制御部
５５表示部
５５１心電波形
５５２心音波形
５５３呼吸運動波形
５５４呼吸音波形
５６送信部
５７記憶部
Ｓ体表（皮膚）

Claims

振動を電圧に変換する圧電素子と、
生体が発する電気信号を検出する一対の心電電極と、
前記生体が発する振動を前記圧電素子に伝達する振動伝達板と、
を備え、
前記圧電素子及び前記一対の心電電極は前記振動伝達板に設けられ、
前記一対の心電電極の一方の面には導電性の粘着剤を備え、
前記振動伝達板は、長手方向を有し、前記長手方向の両端部に前記一対の心電電極を係止する一対の係合機構を備え、
前記圧電素子は、前記振動伝達板の前記長手方向の中央部に設けられ、
前記一対の係合機構は、中央に孔が形成され、前記孔から放射状に複数のスリットが形成されている金属板である
ことを特徴とする生体センサ。