JP7217470B2 - 心拍信号検出装置、及び心拍信号検出プログラム - Google Patents
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Description
特許法第３０条第２項適用 令和１年６月６日の沖縄コンベンションセンターにおいて開催された第５８回日本生体医工学会大会及び第７回看護理工学会学術集会で発表
本発明は、心拍信号検出装置、及び心拍信号検出プログラムに関し、例えば、容量を用いて心拍信号を検出するものに関する。
人体の健康状態を把握するには日常的なバイタル測定（生体測定）が重要であり、その中でも脈波の確認は、病気の予兆、特に循環器系の異常を発見する手段として極めて有効である。
そのため、手軽に脈波の測定を行うバイタル測定装置は需要が多く、接触式のものや非侵襲・非接触のものが各種開発されている。
そのため、手軽に脈波の測定を行うバイタル測定装置は需要が多く、接触式のものや非侵襲・非接触のものが各種開発されている。
このような脈波測定技術として、特許文献１の「測定システム及び測定方法」がある。
この技術は、コンデンサやコイルなどを用いて共振回路を構成し、当該コンデンサと並列に接続したセンシング素子を人体の心臓付近に近づけるものである。
センシング素子と心臓領域の人体部分が静電容量的に結合するため、心臓の脈拍を共振周波数の変化として検出することができる。
この技術は、コンデンサやコイルなどを用いて共振回路を構成し、当該コンデンサと並列に接続したセンシング素子を人体の心臓付近に近づけるものである。
センシング素子と心臓領域の人体部分が静電容量的に結合するため、心臓の脈拍を共振周波数の変化として検出することができる。
しかし、従来技術では、心拍に加えて体動や呼吸の影響も検出してしまい、これらから心拍成分を取り出すことが困難であるという問題があった。
本発明は、心拍信号をより正確に検出することを目的とする。
（１）請求項１に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得手段と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得手段と、前記取得した心拍信号を出力する出力手段と、を具備し、前記第１のコンデンサの電極面積は、前記第２のコンデンサの電極面積よりも大きい、ことを特徴とする心拍信号検出装置を提供する。
（２）請求項２に記載の発明では、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を具備し、前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号と、を取得することを特徴とする請求項１に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（３）請求項３に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得手段と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得手段と、前記取得した心拍信号を出力する出力手段と、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を具備し、前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号とを取得し、前記第１の共振回路と、前記第２の共振回路は、それぞれ、駆動周波数と共振電圧の振幅を固定し、前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路を構成する第１のコイルに生じる電圧を第１の生体信号として取得し、前記第２の共振回路を構成する第２のコイルに生じる電圧を第２の生体信号として取得する、ことを特徴とする心拍信号検出装置を提供する。
（４）請求項４に記載の発明では、前記第１のコンデンサの電極面積は、前記第２のコンデンサの電極面積よりも大きいことを特徴とする請求項３に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（５）請求項５に記載の発明では、前記第１のコイルに生じる電圧と、前記第２のコイルに生じる電圧のうちの少なくとも一方の電圧値を調節する調節手段を具備し、前記心拍信号取得手段は、前記調節した電圧値を用いて前記差分を取得することを特徴とする請求項３又は請求項４に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（６）請求項６に記載の発明では、前記調節手段は、前記第２のコイルに生じる電圧の電圧値を増幅することを特徴とする請求項５に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（７）請求項７に記載の発明では、前記調節手段は、前記第２のコイルに生じる電圧を表すビットをシフトすることにより前記増幅を行うことを特徴とする請求項６に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（８）請求項８に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合した、第２のコンデンサの電極面積よりも大きい電極面積の第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する前記第２のコンデンサと、を用いた心拍信号検出装置で用いるコンピュータプログラムであって、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得機能と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得機能と、前記取得した心拍信号を出力する出力機能と、を具備したことを特徴とする心拍信号検出プログラムを提供する。
（９）請求項９に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を用いた心拍信号検出装置で用いるコンピュータプログラムであって、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得機能と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得機能と、前記取得した心拍信号を出力する出力機能と、を具備し、前記生体信号取得機能は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号とを取得し、前記第１の共振回路と、前記第２の共振回路は、それぞれ、駆動周波数と共振電圧の振幅を固定し、前記生体信号取得機能は、前記第１の共振回路を構成する第１のコイルに生じる電圧を第１の生体信号として取得し、前記第２の共振回路を構成する第２のコイルに生じる電圧を第２の生体信号として取得する、ことを特徴とする心拍信号検出プログラムを提供する。
（２）請求項２に記載の発明では、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を具備し、前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号と、を取得することを特徴とする請求項１に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（３）請求項３に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得手段と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得手段と、前記取得した心拍信号を出力する出力手段と、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を具備し、前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号とを取得し、前記第１の共振回路と、前記第２の共振回路は、それぞれ、駆動周波数と共振電圧の振幅を固定し、前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路を構成する第１のコイルに生じる電圧を第１の生体信号として取得し、前記第２の共振回路を構成する第２のコイルに生じる電圧を第２の生体信号として取得する、ことを特徴とする心拍信号検出装置を提供する。
（４）請求項４に記載の発明では、前記第１のコンデンサの電極面積は、前記第２のコンデンサの電極面積よりも大きいことを特徴とする請求項３に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（５）請求項５に記載の発明では、前記第１のコイルに生じる電圧と、前記第２のコイルに生じる電圧のうちの少なくとも一方の電圧値を調節する調節手段を具備し、前記心拍信号取得手段は、前記調節した電圧値を用いて前記差分を取得することを特徴とする請求項３又は請求項４に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（６）請求項６に記載の発明では、前記調節手段は、前記第２のコイルに生じる電圧の電圧値を増幅することを特徴とする請求項５に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（７）請求項７に記載の発明では、前記調節手段は、前記第２のコイルに生じる電圧を表すビットをシフトすることにより前記増幅を行うことを特徴とする請求項６に記載の心拍信号検出装置を提供する。
（８）請求項８に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合した、第２のコンデンサの電極面積よりも大きい電極面積の第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する前記第２のコンデンサと、を用いた心拍信号検出装置で用いるコンピュータプログラムであって、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得機能と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得機能と、前記取得した心拍信号を出力する出力機能と、を具備したことを特徴とする心拍信号検出プログラムを提供する。
（９）請求項９に記載の発明では、体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を用いた心拍信号検出装置で用いるコンピュータプログラムであって、前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得機能と、前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得機能と、前記取得した心拍信号を出力する出力機能と、を具備し、前記生体信号取得機能は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号とを取得し、前記第１の共振回路と、前記第２の共振回路は、それぞれ、駆動周波数と共振電圧の振幅を固定し、前記生体信号取得機能は、前記第１の共振回路を構成する第１のコイルに生じる電圧を第１の生体信号として取得し、前記第２の共振回路を構成する第２のコイルに生じる電圧を第２の生体信号として取得する、ことを特徴とする心拍信号検出プログラムを提供する。
本発明によれば、呼吸成分との差分により、心拍信号をより正確に検出することができる。
（１）実施形態の概要
心拍信号検出装置１１（図２）は、心拍と呼吸による心拍呼吸信号を検出する共振回路１ａと、呼吸による呼吸信号を検出する共振回路１ｂを備えている。
共振回路１ａは、対象者１０の心臓の位置に装着する平板型のコンデンサ３ａ（図６）を備え、共振回路１ｂは、肺臓の位置に装着する平板型のコンデンサ３ｂを備えている。
心拍信号検出装置１１（図２）は、心拍と呼吸による心拍呼吸信号を検出する共振回路１ａと、呼吸による呼吸信号を検出する共振回路１ｂを備えている。
共振回路１ａは、対象者１０の心臓の位置に装着する平板型のコンデンサ３ａ（図６）を備え、共振回路１ｂは、肺臓の位置に装着する平板型のコンデンサ３ｂを備えている。
コンデンサ３ａは、コンデンサ３ｂよりも電極が大きく形成されており、コンデンサ３ｂよりも、より体内奥部を測定領域（図５（ａ）（ｂ）の斜線部）としている。
これにより、コンデンサ３ａは、心臓の心拍による拍動、及びその周囲の肺臓の呼吸による動きを静電容量の変化として検知し、コンデンサ３ｂは、肺臓の呼吸による動きを静電容量の変化として検知する。
これにより、コンデンサ３ａは、心臓の心拍による拍動、及びその周囲の肺臓の呼吸による動きを静電容量の変化として検知し、コンデンサ３ｂは、肺臓の呼吸による動きを静電容量の変化として検知する。
これら静電容量の変化は、共振周波数の変化として現れ、共振回路１ａ（図１（ａ））は、心拍と呼吸を合わせた心拍呼吸信号を、共振周波数の変化に起因するコイル５ａの電圧により検出し、共振回路１ｂ（図示せず）は、呼吸による呼吸信号をコイル５ｂの電圧により検出する。
信号処理装置１６（図２）は、心拍呼吸信号から呼吸信号を減算することにより、心拍呼吸信号に含まれる呼吸成分を取り除き、これによって両者の差分であるところの心拍信号を出力する。
信号処理装置１６（図２）は、心拍呼吸信号から呼吸信号を減算することにより、心拍呼吸信号に含まれる呼吸成分を取り除き、これによって両者の差分であるところの心拍信号を出力する。
心拍信号検出装置１１は、車両に搭載して運転者の体調をモニタリングすることができ、この場合、コンデンサ３ａ、３ｂを運転席やシートベルトに内蔵させると、運転者に負担をかけずにこれらを装着させることができる。
（２）実施形態の詳細
図１は、本実施の形態に係る共振回路１ａの動作原理を説明するための図である。
心拍信号検出装置１１（図２）は、対象者１０の心臓の心拍による動きと肺臓の呼吸による動きが重なった信号（以下、心拍呼吸信号と呼ぶ）を検出する共振回路１ａと、対象者１０の肺臓の呼吸による動きから得られる信号（以下、呼吸信号）を検出する共振回路１ｂを備えており、図１は、これらのうちの共振回路１ａの構成を示している。
図１は、本実施の形態に係る共振回路１ａの動作原理を説明するための図である。
心拍信号検出装置１１（図２）は、対象者１０の心臓の心拍による動きと肺臓の呼吸による動きが重なった信号（以下、心拍呼吸信号と呼ぶ）を検出する共振回路１ａと、対象者１０の肺臓の呼吸による動きから得られる信号（以下、呼吸信号）を検出する共振回路１ｂを備えており、図１は、これらのうちの共振回路１ａの構成を示している。
以下、心拍呼吸信号用の構成要素にはコンデンサ３ａなどとａを付し、呼吸信号用の構成要素にはコンデンサ３ｂなどとｂを付して表すことにし、両者を特に区別しない場合は、単にコンデンサ３など添え字を付さずに表すことにする。
共振回路１ａは、発信器６ａ、抵抗２ａ、コンデンサ３ａ、コイル５ａを直列に接続したＲＬＣ直列回路を用いて構成されている。
コンデンサ３ａは、平板型コンデンサであって、誘電体板３３ａの両面に電極３１ａ、３２ａを配置して形成されている。電極３４ａについては後ほど図４を用いて説明する。
電極３１ａは、対象者１０の体表面と対面する側に形成されており、電極３２ａは、これと対向する側に形成されている。
コンデンサ３ａは、平板型コンデンサであって、誘電体板３３ａの両面に電極３１ａ、３２ａを配置して形成されている。電極３４ａについては後ほど図４を用いて説明する。
電極３１ａは、対象者１０の体表面と対面する側に形成されており、電極３２ａは、これと対向する側に形成されている。
発信器６ａは、共振回路１ａに電力を供給する交流電源であり、一方の電源端子は、抵抗２ａの一方の端子に接続し、他方の電源端子は接地すると共に、コイル５ａの一方の端子に接続している。
抵抗２ａの他方の端子は、コンデンサ３ａの電極３１ａに接続しており、コイル５ａの他方の端子は電極３２ａと接続している。
抵抗２ａの他方の端子は、コンデンサ３ａの電極３１ａに接続しており、コイル５ａの他方の端子は電極３２ａと接続している。
ここで、コンデンサ３ａの静電容量をＲ、コイル５ａのインダクタンスをＬとすると、共振回路１ａの共振周波数ｆｒは、式（１）に示したように、１をＬＣの平方根と２πで除した値で表され、本実施の形態では、共振周波数ｆｒが１００［ＫＨｚ］程度になるように設定されている。
心拍や呼吸による信号は微弱であるが、共振現象を利用することにより、これらを拡大して検出することができる。
心拍や呼吸による信号は微弱であるが、共振現象を利用することにより、これらを拡大して検出することができる。
このように構成した共振回路１ａのコンデンサ３ａを対象者１０の胸部に装着し、発信器６ａを始動すると、コンデンサ３ａが交流電流により駆動させる。
すると、コンデンサ３ａは、体内の臓器（心臓、肺臓、動脈を流れる血流など）と静電容量的に結合（カップリング）し、（結合している誘電体の形状が変化するため）静電容量がこれら臓器の動きに合わせて変化する。
これによって共振回路１ａの共振周波数が変動するため、これら臓器の動きを共振周波数の変化によって検出することができる。
すると、コンデンサ３ａは、体内の臓器（心臓、肺臓、動脈を流れる血流など）と静電容量的に結合（カップリング）し、（結合している誘電体の形状が変化するため）静電容量がこれら臓器の動きに合わせて変化する。
これによって共振回路１ａの共振周波数が変動するため、これら臓器の動きを共振周波数の変化によって検出することができる。
特許文献１の従来技術では、コンデンサと並列接続した電極板を胸部に配置するのに対し、心拍信号検出装置１１では、上記のように平板型コンデンサを胸部に配置する。
平板型コンデンサを体外に設置して体内の動きを検出できる現象は、本願発明者らが今回新たに発見した現象であり、カップリングが生じる詳しい原理や人体を含めた等価回路は現在鋭意解明しているところである。
平板型コンデンサを体外に設置して体内の動きを検出できる現象は、本願発明者らが今回新たに発見した現象であり、カップリングが生じる詳しい原理や人体を含めた等価回路は現在鋭意解明しているところである。
なお、交流は服や間隙を介しても導通するため、対象者１０が服を着衣した状態でコンデンサ３ａを装着することができる。
この場合、実験に用いたコンデンサ３ａでは、電極３１ａがむき出し状態となっているため、衣類が電極３１ａと人体を隔てる誘電体として機能している。
この場合、実験に用いたコンデンサ３ａでは、電極３１ａがむき出し状態となっているため、衣類が電極３１ａと人体を隔てる誘電体として機能している。
一般に使用されている心拍・呼吸検出システムは、電極などを肌に直接貼り付けなければならず、対象者１０に与える負担が大きいが、コンデンサ３ａは、着衣したままその上からあてがえばよく、対象者１０に与える精神的・肉体的な負担を大幅に軽減することができる。
コンデンサ３ａの静電容量の変化は、特許文献１の従来技術のように共振周波数の変化から検出することもできるが、心拍信号検出装置１１は、コイル５ａに生じる電圧Ｖｆの時間変化によりこれを検出する。コイル５ａの一方の端子が接地されているため、Ｖｆは、他方の端子の電位でもある。
図１（ｂ）は、共振回路１ａの周波数特性を表している。縦軸は電圧の振幅を［Ｖ］で表しており、横軸は周波数を［Ｈｚ］で表している。ここで、共振回路１ａの周波数特性を表す曲線を共振曲線と呼ぶことにする。
共振曲線は、共振周波数を中心とする釣り鐘型をしており、コンデンサ３ａの静電容量が変化しなければ一定である。
共振回路１ａの場合は、心臓・肺臓の心肺活動に伴い静電容量が変化するため、これに対応して、ある時点では、例えば曲線２１のようになり、他の時点では、例えば曲線２２のように刻々と変化する。
共振回路１ａの場合は、心臓・肺臓の心肺活動に伴い静電容量が変化するため、これに対応して、ある時点では、例えば曲線２１のようになり、他の時点では、例えば曲線２２のように刻々と変化する。
このように、共振曲線は、心肺活動により変化する、その時々の共振周波数を中心とした釣り鐘型の形状を成しており、共振周波数の変化（即ち、心肺活動に伴う静電容量の変化）に従って、共振点・幅・高さが動的に変化する。
このように時々刻々と変化する共振曲線に対し、心拍信号検出装置１１は、共振回路１ａの共振周波数近傍で発信器６ａの駆動周波数と出力電圧の振幅を固定する。
このように電圧と振幅を固定したいわば定点観測を行うと、心肺活動が共振振幅の電位差２３として観測される。
このように電圧と振幅を固定したいわば定点観測を行うと、心肺活動が共振振幅の電位差２３として観測される。
例えば、発信器６ａの駆動周波数を破線２５の位置に固定した場合、曲線２１で振幅は電圧２７となり、曲線２２では電圧２８となる。この電位差２３は、コンデンサ３ａの静電容量の変化、即ち心臓と肺臓の動きに対応したものである。
このように共振回路１ａでは、電圧の振幅が心臓・肺臓の運動に従って変化するため、コイル５ａに生じる電圧Ｖｆを観測することにより、心肺活動を電気信号として検出することができる。
このように共振回路１ａでは、電圧の振幅が心臓・肺臓の運動に従って変化するため、コイル５ａに生じる電圧Ｖｆを観測することにより、心肺活動を電気信号として検出することができる。
なお、共振回路１ａは、１００［ＫＨｚ］程度で共振するように設計してあるが、駆動周波数をこの近傍で変化させ、心拍呼吸信号が最もよく現れる周波数を手動、又は自動でスキャンして選ぶように構成することもできる。共振回路１ｂについても同様である。
このように、心拍信号検出装置１１は、共振周波数の変化ではなく、コイル５ａの電圧を測定するため、周波数の調節を精密に行う必要は無く、駆動周波数が共振周波数の付近であればよい。
これによって、電気回路の構成が簡単になるうえ、個人ごとに駆動周波数を調節する必要も無く、体格に個人差のある複数の対象者１０の測定に対してロバスト（頑強）となる。
これによって、電気回路の構成が簡単になるうえ、個人ごとに駆動周波数を調節する必要も無く、体格に個人差のある複数の対象者１０の測定に対してロバスト（頑強）となる。
更に、周波数を検出する場合は、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）などの複雑なデジタル信号処理を要し、装置が大がかりで高価になるうえ、処理時間による遅延も生じる。
これに対し、心拍信号検出装置１１は、コイル５ａの電圧の変化を計測するので、電圧値を厳密に検出するためのキャリブレーションなども必要なく、後述の簡素なアナログ回路を用いて遅延無く検出処理を行うことができる。
これに対し、心拍信号検出装置１１は、コイル５ａの電圧の変化を計測するので、電圧値を厳密に検出するためのキャリブレーションなども必要なく、後述の簡素なアナログ回路を用いて遅延無く検出処理を行うことができる。
加えて、デジタル信号処理では、パルス状の信号は積分処理などによって均されて検出されない場合があるが、心拍信号検出装置１１では、アナログ回路と後述の簡単なデジタル処理により、これらも検出することができる。
このように、心拍信号検出装置１１は、対象者１０の体格の個人差に対してロバストであるうえ、回路構成が簡単で製造コストが安いため、大量生産して車両に搭載するのに適している。
以上、共振回路１ａについて説明したが、共振回路１ｂの構成も同様である。
このように、心拍信号検出装置１１は、対象者１０の体格の個人差に対してロバストであるうえ、回路構成が簡単で製造コストが安いため、大量生産して車両に搭載するのに適している。
以上、共振回路１ａについて説明したが、共振回路１ｂの構成も同様である。
図２は、心拍信号検出装置１１の構成を説明するための図である。
心拍信号検出装置１１は、脈波による心拍信号を検出する装置であり、心拍呼吸信号を検出する共振回路１ａ、半波整流部１２ａ、ＨＰＦ１３ａ、ＬＰＦ１４ａ、増幅回路１５ａ、及び、呼吸信号を検出する共振回路１ｂ、半波整流部１２ｂ、ＨＰＦ１３ｂ、ＬＰＦ１４ｂ、増幅回路１５ｂ、更に、心拍呼吸信号と呼吸信号を差分処理することにより心拍信号を検出する信号処理装置１６から構成されている。
心拍信号検出装置１１は、脈波による心拍信号を検出する装置であり、心拍呼吸信号を検出する共振回路１ａ、半波整流部１２ａ、ＨＰＦ１３ａ、ＬＰＦ１４ａ、増幅回路１５ａ、及び、呼吸信号を検出する共振回路１ｂ、半波整流部１２ｂ、ＨＰＦ１３ｂ、ＬＰＦ１４ｂ、増幅回路１５ｂ、更に、心拍呼吸信号と呼吸信号を差分処理することにより心拍信号を検出する信号処理装置１６から構成されている。
心拍信号をデジタル処理にてフィルタリングすると、積分計算を行う関係から、不整脈などの、瞬間的に発生するパルス状の信号が均されて消えてしまうため、これを防止するために、共振回路１～増幅回路１５を、アナログ回路にて構成した。
半波整流部１２は、共振回路１の出力を半波整流する。ＨＰＦ１３、ＬＰＦ１４は、それぞれ、ハイパスフィルタとローパスフィルタである。増幅回路１５ａは、信号を増幅する増幅回路である。
なお、このような測定では通常ＨＰＦ１３とＬＰＦ１４を使用するが、心拍信号検出装置１１の場合、これらが無くても測定できることが判明した。従って、本実施形態では、図２に点線で囲った通常ＨＰＦ１３とＬＰＦ１４を省略している。これにより回路の簡素化・低コスト化を図ることができる。
また、発信器６ａと発信器６ｂの駆動周波数が同じ場合は、共振回路１ａと共振回路１ｂで一台の発信器６を共用してもよい。
また、発信器６ａと発信器６ｂの駆動周波数が同じ場合は、共振回路１ａと共振回路１ｂで一台の発信器６を共用してもよい。
信号処理装置１６は、共振回路１ａが検出した心拍呼吸信号と共振回路１ｂが検出した呼吸信号との差分を計算することにより心拍信号をデジタル処理にて計算する。
なお、呼吸信号は、心拍呼吸信号に比べて微弱であるため、信号処理装置１６は、心拍呼吸信号から呼吸成分が消去されるように、呼吸信号を増幅してから減算処理を行う。
この増幅は、実数ｎを乗じてｎ倍することによって行ったが（ｎは実験によって求めた）、ビットシフト演算にて行うとより高速に行うことができる。
なお、呼吸信号は、心拍呼吸信号に比べて微弱であるため、信号処理装置１６は、心拍呼吸信号から呼吸成分が消去されるように、呼吸信号を増幅してから減算処理を行う。
この増幅は、実数ｎを乗じてｎ倍することによって行ったが（ｎは実験によって求めた）、ビットシフト演算にて行うとより高速に行うことができる。
また、本実施の形態では、呼吸信号の信号レベルを調節したが、心拍呼吸信号、あるいは、心拍呼吸信号と呼吸信号の両方の信号レベルを調節してもよい。
更に、呼吸信号の増幅を信号処理装置１６でデジタル処理にて行うのではなく、増幅回路１５ｂでアナログ的に増幅してもよい。これを行うとデジタル処理が減り、より高速に処理することができる。また、差分回路をアナログ回路にて構成することも可能である。
更に、呼吸信号の増幅を信号処理装置１６でデジタル処理にて行うのではなく、増幅回路１５ｂでアナログ的に増幅してもよい。これを行うとデジタル処理が減り、より高速に処理することができる。また、差分回路をアナログ回路にて構成することも可能である。
先に述べたように、デジタル処理では、積分によって信号が均されてしまう場合があるが、信号処理装置１６の場合は、単に呼吸信号を増幅して心拍呼吸信号から減算するだけなので、積分を含む複雑なデジタル処理が必要なく、遅延無くリアルタイムでパルス状の信号を含む全ての心拍信号を出力することができる。
図３は、信号処理装置１６のハードウェア的な構成を説明するための図である。
信号処理装置１６は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）４１、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）４２、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）４３、インターフェース４４、入力装置４５、出力装置４６、記憶装置４７などがバスラインで接続して構成されている。
信号処理装置１６は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）４１、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）４２、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）４３、インターフェース４４、入力装置４５、出力装置４６、記憶装置４７などがバスラインで接続して構成されている。
ＣＰＵ４１は、例えば、記憶装置４７が記憶する心拍信号検出プログラムに従って動作し、共振回路１～増幅回路１５を制御したり、検出された心拍呼吸信号と呼吸信号から脈拍信号を演算したりなどする。
ＲＯＭ４２は、読み取り専用メモリであって、信号処理装置１６が動作する際の基本的なプログラムやパラメータなどを記憶している。
ＲＡＭ４３は、読み書きが可能なメモリであって、ＣＰＵ４１が、心拍呼吸信号や呼吸信号を処理して心拍信号を計算する際のワーキングメモリを提供する。
ＲＡＭ４３は、読み書きが可能なメモリであって、ＣＰＵ４１が、心拍呼吸信号や呼吸信号を処理して心拍信号を計算する際のワーキングメモリを提供する。
インターフェース４４は、信号処理装置１６と増幅回路１５ａ、１５ｂを接続するインターフェースである。
入力装置４５は、例えば、タッチパネルやキーボード、あるいはマウスといった入力装置を備えており、信号処理装置１６を操作する際に使用される。
出力装置４６は、ディスプレイやスピーカなどを備えており、心拍信号を表示したり、操作音を出力したりする。
入力装置４５は、例えば、タッチパネルやキーボード、あるいはマウスといった入力装置を備えており、信号処理装置１６を操作する際に使用される。
出力装置４６は、ディスプレイやスピーカなどを備えており、心拍信号を表示したり、操作音を出力したりする。
記憶装置４７は、半導体装置やハードディスクなどの大容量の記憶媒体を用いて構成されており、ＯＳ（Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）のほか、心拍信号検出プログラムや検出した脈拍データなどを記憶している。
図４は、コンデンサ３の構成を説明するための図である。
図４（ａ）～（ｃ）は、コンデンサ３ａを示した図であり、（ａ）は人体側の反対側の面（人体と対向しない側の面）を、（ｃ）は人体側の面（人体と対向する側の面）を表しており、（ｂ）は、断面を表している。
図４（ｂ）に示したように、コンデンサ３ａは、一辺が１０［ｃｍ］程度で厚さが１［ｍｍ］程度の正方形状のガラスエポキシ樹脂やベークライトなどでできた誘電体板３３ａを基板とし、人体側の反対側の面に銅薄膜による電極３２ａが形成され、人体の側の面に銅薄膜による電極３１ａと電極３４ａが形成されている。
図４（ａ）～（ｃ）は、コンデンサ３ａを示した図であり、（ａ）は人体側の反対側の面（人体と対向しない側の面）を、（ｃ）は人体側の面（人体と対向する側の面）を表しており、（ｂ）は、断面を表している。
図４（ｂ）に示したように、コンデンサ３ａは、一辺が１０［ｃｍ］程度で厚さが１［ｍｍ］程度の正方形状のガラスエポキシ樹脂やベークライトなどでできた誘電体板３３ａを基板とし、人体側の反対側の面に銅薄膜による電極３２ａが形成され、人体の側の面に銅薄膜による電極３１ａと電極３４ａが形成されている。
図４（ａ）に示したように、電極３２ａは、一辺が８［ｃｍ］程度の正方形状を有しており、誘電体板３３ａの中心に配置されている。電極３２ａの周囲の外側は、誘電体板３３ａが露出している。
一方、電極３１ａは、電極３２ａと同じサイズ、形状を有しており、電極３２ａと対応する位置に形成されている。更に、電極３１ａの周囲には、幅１［ｃｍ］程度の電極３４ａが、誘電体板３３ａが露出した面を隔てて環状に形成されている。
一方、電極３１ａは、電極３２ａと同じサイズ、形状を有しており、電極３２ａと対応する位置に形成されている。更に、電極３１ａの周囲には、幅１［ｃｍ］程度の電極３４ａが、誘電体板３３ａが露出した面を隔てて環状に形成されている。
電極３２ａと電極３１ａは、それぞれ、コイル５ａと抵抗２ａに接続し、電極３４ａは、接地する。なお、電極３２ａに抵抗２ａを接続し、電極３１ａにコイル５ａを接続してもよい。
このように、電極３１ａと電極３２ａを同じ形状に形成し、電極３４ａを接地すると良好な結果が得られるのは、本願発明者が試行錯誤して見いだしたものである。
このように、電極３１ａと電極３２ａを同じ形状に形成し、電極３４ａを接地すると良好な結果が得られるのは、本願発明者が試行錯誤して見いだしたものである。
図４（ｄ）～（ｆ）は、コンデンサ３ｂを示した図であり、（ｄ）は人体側の反対側の面（人体と対向しない側の面）を、（ｆ）は人体側の面を表しており、（ｅ）は、断面を表している。
コンデンサ３ｂは、コンデンサ３ａと同じ部材を用いて構成されている。コンデンサ３ｂの各部材の厚さはコンデンサ３ａと同じであるが、各部材の面積は、２５％に縮小されており、一辺の長さは５［ｃｍ］程度である。
以上、コンデンサ３の形状について説明したが、外形を円形状や心臓に合わせた楕円形状に構成することも可能である。更に、板面を湾曲させるなど立体的な形状を持たせることも可能である。
例えば心臓の大きさＱを基準にして、コンデンサ３ａをＱ以上の大きさに形成し、一方、コンデンサ３ｂをＱよりも小さく形成する。
コンデンサ３ｂは、コンデンサ３ａと同じ部材を用いて構成されている。コンデンサ３ｂの各部材の厚さはコンデンサ３ａと同じであるが、各部材の面積は、２５％に縮小されており、一辺の長さは５［ｃｍ］程度である。
以上、コンデンサ３の形状について説明したが、外形を円形状や心臓に合わせた楕円形状に構成することも可能である。更に、板面を湾曲させるなど立体的な形状を持たせることも可能である。
例えば心臓の大きさＱを基準にして、コンデンサ３ａをＱ以上の大きさに形成し、一方、コンデンサ３ｂをＱよりも小さく形成する。
図５は、コンデンサ３の電極面積の大きさによる測定領域の違いを説明するための図である。
本願発明者の実験によると、電極の面積が大きいほど体の奥部を測定領域とすることができることがわかった。
図５（ａ）は、コンデンサ３ａの測定領域を示している。
コンデンサ３ａは、体外から心臓を覆う程度の大きさに設定されており、斜線で模式的に示したように、体の深部の心臓に至る領域まで測定領域として、心臓と、その周囲の肺臓の動きを検知する。
本願発明者の実験によると、電極の面積が大きいほど体の奥部を測定領域とすることができることがわかった。
図５（ａ）は、コンデンサ３ａの測定領域を示している。
コンデンサ３ａは、体外から心臓を覆う程度の大きさに設定されており、斜線で模式的に示したように、体の深部の心臓に至る領域まで測定領域として、心臓と、その周囲の肺臓の動きを検知する。
図５（ｂ）は、コンデンサ３ｂの測定領域を示している。
コンデンサ３ｂは、電極面積がコンデンサ３ａよりも小さいため、斜線で模式的に示したように、体の浅い部分を測定領域とし、肺臓の動きを検知する。
コンデンサ３ｂは、電極面積がコンデンサ３ａよりも小さいため、斜線で模式的に示したように、体の浅い部分を測定領域とし、肺臓の動きを検知する。
図６は、コンデンサ３の装着例を示した図である。
今回行った実験では、図に示したように、対象者１０の前側で衣服の上から、心臓の位置にコンデンサ３ａを設置し、心臓からずらした肺臓の位置（例えば図６に示すように、対象者１０の右側の肺の位置）にコンデンサ３ｂを設置した。
今回行った実験では、図に示したように、対象者１０の前側で衣服の上から、心臓の位置にコンデンサ３ａを設置し、心臓からずらした肺臓の位置（例えば図６に示すように、対象者１０の右側の肺の位置）にコンデンサ３ｂを設置した。
図７は、実験結果を説明するための図である。
図７（ａ）は、コンデンサ３ａによる心拍呼吸信号５１を示している。
なお、対象者１０は、通常の心電図モニターによる心電図の測定も比較のために同時に行っており、これによる心電図５０も図示してある。
横軸は時間軸を秒単位で表しており、心拍呼吸信号と心電図に対して共通である。左側の縦軸は、心拍呼吸信号を、右側の縦軸は心電図の値をそれぞれ［ｍＶ］単位で表している。図７（ｂ）（ｃ）も同様である。
図７（ａ）は、コンデンサ３ａによる心拍呼吸信号５１を示している。
なお、対象者１０は、通常の心電図モニターによる心電図の測定も比較のために同時に行っており、これによる心電図５０も図示してある。
横軸は時間軸を秒単位で表しており、心拍呼吸信号と心電図に対して共通である。左側の縦軸は、心拍呼吸信号を、右側の縦軸は心電図の値をそれぞれ［ｍＶ］単位で表している。図７（ｂ）（ｃ）も同様である。
図７（ａ）に示したように、心拍呼吸信号５１では、心電図５０のＲ波と対応するように見える部分と、Ｒ波と対応していない部分が混在している。
ここで、Ｒ波とは、心電図で急峻に立ち上がっているパルス状の波（例えば、Ｒ波５５）であり、この他Ｓ波など心電波形の特徴的な部分に名称が付与されている。
心電図の解析では、隣接するＲ波の間隔、即ち、Ｒ－Ｒ間隔の測定が最も重要である。
ここで、Ｒ波とは、心電図で急峻に立ち上がっているパルス状の波（例えば、Ｒ波５５）であり、この他Ｓ波など心電波形の特徴的な部分に名称が付与されている。
心電図の解析では、隣接するＲ波の間隔、即ち、Ｒ－Ｒ間隔の測定が最も重要である。
図７（ｂ）は、コンデンサ３ｂによる呼吸信号５２を示している。
心拍のような部分も若干見られるが、呼吸成分が優勢であるため、心拍呼吸信号よりも不明瞭となっている。
図７（ｃ）は、心拍呼吸信号と呼吸信号の差分により生成した心拍信号５３を示している。
図に示したように、心拍信号５３では、きれいにＲ波５５、５５のピーク５６、５６、・・・が検出され、Ｒ－Ｒ間隔が正確に検出されている。
心拍のような部分も若干見られるが、呼吸成分が優勢であるため、心拍呼吸信号よりも不明瞭となっている。
図７（ｃ）は、心拍呼吸信号と呼吸信号の差分により生成した心拍信号５３を示している。
図に示したように、心拍信号５３では、きれいにＲ波５５、５５のピーク５６、５６、・・・が検出され、Ｒ－Ｒ間隔が正確に検出されている。
図８は、信号処理装置１６が行う心拍検出処理を説明するためのフローチャートである。
以下の処理は、ＣＰＵ４１が記憶装置４７に記憶した脈拍信号検出プログラムに従って行うものである。なお、対象者１０は、コンデンサ３ａ、３ｂを装着しているものとする。
以下の処理は、ＣＰＵ４１が記憶装置４７に記憶した脈拍信号検出プログラムに従って行うものである。なお、対象者１０は、コンデンサ３ａ、３ｂを装着しているものとする。
まず、ＣＰＵ４１は、インターフェース４４を経由して共振回路１ａ、１ｂと通信し、発信器６ａ、６ｂを始動させて共振回路１ａ、１ｂを駆動する（ステップ５）。
これにより、共振回路１ａは心拍呼吸信号の検出を、共振回路１ｂは呼吸信号の検出を開始する。
これらの信号は、それぞれ、半波整流部１２ａ～増幅回路１５ａ、半波整流部１２ｂ～増幅回路１５ｂでアナログ処理された後、インターフェース４４を介して信号処理装置１６に入力される。
これにより、共振回路１ａは心拍呼吸信号の検出を、共振回路１ｂは呼吸信号の検出を開始する。
これらの信号は、それぞれ、半波整流部１２ａ～増幅回路１５ａ、半波整流部１２ｂ～増幅回路１５ｂでアナログ処理された後、インターフェース４４を介して信号処理装置１６に入力される。
ＣＰＵ４１は、インターフェース４４を介して入力される心拍呼吸信号と呼吸信号を所定のサンプリングレートにてサンプリングしてデジタルデータに変換し、ＲＡＭ４３に記憶する（ステップ１０、ステップ１５）。
なお、この際に、ＣＰＵ４１は、デジタル化した心拍呼吸信号と呼吸信号に検出時刻を付与し、同時刻に検出された心拍呼吸信号と呼吸信号を時系列的に対応付けできるようにする。
なお、この際に、ＣＰＵ４１は、デジタル化した心拍呼吸信号と呼吸信号に検出時刻を付与し、同時刻に検出された心拍呼吸信号と呼吸信号を時系列的に対応付けできるようにする。
次に、ＣＰＵ４１は、ＲＡＭ４３に記憶した呼吸信号を増幅し、増幅後の呼吸信号をＲＡＭ４３に記憶する（ステップ２０）。
次に、ＣＰＵ４１は、時系列で対応する心拍呼吸信号と、増幅後の呼吸信号をＲＡＭ４３から読み出し、これらの差分を計算してＲＡＭ４３に記憶する（ステップ２５）。
なお、心拍信号が正常に検出できる程度であるなら、検出時刻の対応付けが多少前後してもよい。
次に、ＣＰＵ４１は、時系列で対応する心拍呼吸信号と、増幅後の呼吸信号をＲＡＭ４３から読み出し、これらの差分を計算してＲＡＭ４３に記憶する（ステップ２５）。
なお、心拍信号が正常に検出できる程度であるなら、検出時刻の対応付けが多少前後してもよい。
次に、ＣＰＵ４１は、ＲＡＭ４３に記憶した差分を心拍信号として出力装置４６に出力する（ステップ３０）。
ＣＰＵ４１は、測定を継続する場合は（ステップ３５；Ｙ）、ステップ１０に戻り、測定を終了する場合は（ステップ３５；Ｎ）、共振回路１ａ、１ｂを停止させた後、処理を終了する。
ＣＰＵ４１は、測定を継続する場合は（ステップ３５；Ｙ）、ステップ１０に戻り、測定を終了する場合は（ステップ３５；Ｎ）、共振回路１ａ、１ｂを停止させた後、処理を終了する。
図９は、コンデンサ３ａの変形例を説明するための図である。
本変形例に係るコンデンサ３ａは、電極３２ａの外側に誘電体（図の場合は空間）を介して電極３２ａと同程度の大きさの電極３５ａを有しており、電極３５ａは、接地されている。他の構成は、実施形態のコンデンサ３ａと同じである。コンデンサ３ｂも同様に図示しない電極３５ｂを備えている。
このように構成することにより、コンデンサ３に対する外部からの電磁ノイズの影響を低減することができる。
本変形例に係るコンデンサ３ａは、電極３２ａの外側に誘電体（図の場合は空間）を介して電極３２ａと同程度の大きさの電極３５ａを有しており、電極３５ａは、接地されている。他の構成は、実施形態のコンデンサ３ａと同じである。コンデンサ３ｂも同様に図示しない電極３５ｂを備えている。
このように構成することにより、コンデンサ３に対する外部からの電磁ノイズの影響を低減することができる。
図１０は、心拍信号検出装置１１の車両搭載例を説明するための図である。
図１０（ａ）の例では、シートベルトにコンデンサ３ｂを配設し、座席の背もたれにコンデンサ３ａを配設（内蔵）する。
コンデンサ３ｂの配設場所は、シートベルトを装着する際に、シートベルトが対象者１０の胸部に当接する付近とし、コンデンサ３ａの配設箇所は、対象者１０がシートに着座した際に心臓部分が位置する付近の背もたれ部分とする。
図１０（ａ）の例では、シートベルトにコンデンサ３ｂを配設し、座席の背もたれにコンデンサ３ａを配設（内蔵）する。
コンデンサ３ｂの配設場所は、シートベルトを装着する際に、シートベルトが対象者１０の胸部に当接する付近とし、コンデンサ３ａの配設箇所は、対象者１０がシートに着座した際に心臓部分が位置する付近の背もたれ部分とする。
心拍信号検出装置１１を駆動すると、対象者１０が着衣している衣服、シートベルトの素材、背もたれの部材などを介してコンデンサ３と対象者１０の内蔵が静電容量結合し、心拍呼吸信号と呼吸信号を検出することができる。
このようにコンデンサ３ａ、３ｂを配備することにより、対象者１０は、着座してシートベルトを着用するだけで、なんら意識せずともコンデンサ３ａ、３ｂを装着することができ、運転期間にわたって長期的な検出を行うことができる。
コンデンサ３の電極や誘電体を導電性の樹脂などの柔軟な素材で構成すると、より快適に装着することができる。
コンデンサ３の電極や誘電体を導電性の樹脂などの柔軟な素材で構成すると、より快適に装着することができる。
図１０（ｂ）の例は、シートベルトにコンデンサ３ａを内蔵し、座席の背もたれにコンデンサ３ｂを内蔵する例を表している。
３点式のシートベルトは、ちょうど心臓あたりを覆うので、コンデンサ３ａをシートベルトに収まる程度の大きさに小型化すると対象者１０の心臓領域を良好にモニタリングすることができる。
また、コンデンサ３ｂは、心臓からずれた肺臓の付近に設置すると効果的である。
更に、図１０（ａ）、（ｂ）の場合において、ハンドルに接地用の電極を取り付け、ユーザがハンドルを握ることによりユーザの身体が接地するように構成すると、人体に外部から作用する電磁ノイズを除去でき、心拍信号の検出精度が向上する。
３点式のシートベルトは、ちょうど心臓あたりを覆うので、コンデンサ３ａをシートベルトに収まる程度の大きさに小型化すると対象者１０の心臓領域を良好にモニタリングすることができる。
また、コンデンサ３ｂは、心臓からずれた肺臓の付近に設置すると効果的である。
更に、図１０（ａ）、（ｂ）の場合において、ハンドルに接地用の電極を取り付け、ユーザがハンドルを握ることによりユーザの身体が接地するように構成すると、人体に外部から作用する電磁ノイズを除去でき、心拍信号の検出精度が向上する。
信号処理装置１６に関しては、車両に搭載してもよいし、あるいは、サーバ装置に設置することも可能である。
信号処理装置１６をサーバ装置で実現する場合、心拍信号検出装置１１は、心拍信号検出装置１１の代わりに、インターネットなどの通信ネットワークと接続する送受信装置を備え、共振回路１ａ～増幅回路１５ａによって検出した心拍呼吸信号と、共振回路１ｂ～増幅回路１５ｂによって検出した呼吸信号をサーバ装置に送信する。
信号処理装置１６をサーバ装置で実現する場合、心拍信号検出装置１１は、心拍信号検出装置１１の代わりに、インターネットなどの通信ネットワークと接続する送受信装置を備え、共振回路１ａ～増幅回路１５ａによって検出した心拍呼吸信号と、共振回路１ｂ～増幅回路１５ｂによって検出した呼吸信号をサーバ装置に送信する。
サーバ装置は、説明した実施形態、変形例の心拍信号検出装置１１と同様にして、これから心拍信号を算出する。
このような構成は、例えば、タクシーや観光バスの事業所にモニタリング装置を設け、運転手の健康状態を監視するのに利用することができる。
また、サーバ装置では、心拍信号のみならず、呼吸信号によって運転者の呼吸状態をも監視することができる。
心拍や呼吸は簡易に健康状態を確認できる指標であるが、心拍信号と呼吸信号によって運転者の異常をいち早く検知することができる。
更には、鉄道の運転手や航空機のパイロットなどの他の業種に展開することも可能である。
このような構成は、例えば、タクシーや観光バスの事業所にモニタリング装置を設け、運転手の健康状態を監視するのに利用することができる。
また、サーバ装置では、心拍信号のみならず、呼吸信号によって運転者の呼吸状態をも監視することができる。
心拍や呼吸は簡易に健康状態を確認できる指標であるが、心拍信号と呼吸信号によって運転者の異常をいち早く検知することができる。
更には、鉄道の運転手や航空機のパイロットなどの他の業種に展開することも可能である。
以上に説明した実施の形態により、次のような効果を得ることができる。
（１）平行平板型コンデンサを装着して対象者１０の脈拍を測定することができる。
（２）衣服を介して脈拍を測定できるため、対象者１０に精神的・肉体的な負担を与えずに、長期的な測定を行うことができる。
（３）コンデンサなどの容量性電極で検出できる信号は微弱であるものの、共振回路を用いて共振させることにより、微少な変化を増幅して検出することができる。
（４）呼吸成分と心拍成分が混在した心拍呼吸信号と、呼吸成分が支配的な呼吸信号の差分を取ることにより、心拍成分を効率よく取得することができる。
（５）車載して運転者の健康状態を監視することができる。
（６）車両構造を考慮してコンデンサをシートベルトやシートに組み込むことにより、センサ配置と形状を適切化することができる。
（１）平行平板型コンデンサを装着して対象者１０の脈拍を測定することができる。
（２）衣服を介して脈拍を測定できるため、対象者１０に精神的・肉体的な負担を与えずに、長期的な測定を行うことができる。
（３）コンデンサなどの容量性電極で検出できる信号は微弱であるものの、共振回路を用いて共振させることにより、微少な変化を増幅して検出することができる。
（４）呼吸成分と心拍成分が混在した心拍呼吸信号と、呼吸成分が支配的な呼吸信号の差分を取ることにより、心拍成分を効率よく取得することができる。
（５）車載して運転者の健康状態を監視することができる。
（６）車両構造を考慮してコンデンサをシートベルトやシートに組み込むことにより、センサ配置と形状を適切化することができる。
１ 共振回路
２ 抵抗
３ コンデンサ
５ コイル
６ 発信器
１０ 対象者
１１ 心拍信号検出装置
１２ 半波整流部
１３ ＨＰＦ
１４ ＬＰＦ
１５ 増幅回路
１６ 信号処理装置
２１、２２ 曲線
２３ 電位差
２７、２８ 電圧
３１、３２、３４、３５ 電極
３３ 誘電体板３３
４１ ＣＰＵ
４２ ＲＯＭ
４３ ＲＡＭ
４４ インターフェース
４５ 入力装置
４６ 出力装置
４７ 記憶装置
５０ 心電図
５１ 心拍呼吸信号
５２ 呼吸信号
５３ 心拍信号
５５ Ｒ波
５６ ピーク
２ 抵抗
３ コンデンサ
５ コイル
６ 発信器
１０ 対象者
１１ 心拍信号検出装置
１２ 半波整流部
１３ ＨＰＦ
１４ ＬＰＦ
１５ 増幅回路
１６ 信号処理装置
２１、２２ 曲線
２３ 電位差
２７、２８ 電圧
３１、３２、３４、３５ 電極
３３ 誘電体板３３
４１ ＣＰＵ
４２ ＲＯＭ
４３ ＲＡＭ
４４ インターフェース
４５ 入力装置
４６ 出力装置
４７ 記憶装置
５０ 心電図
５１ 心拍呼吸信号
５２ 呼吸信号
５３ 心拍信号
５５ Ｒ波
５６ ピーク
Claims (9)
- 体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、
前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、
前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得手段と、
前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得手段と、
前記取得した心拍信号を出力する出力手段と、
を具備し、
前記第１のコンデンサの電極面積は、前記第２のコンデンサの電極面積よりも大きい、
ことを特徴とする心拍信号検出装置。 - 前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、
前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、
を具備し、
前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号と、を取得することを特徴とする請求項１に記載の心拍信号検出装置。 - 体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、
前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、
前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得手段と、
前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得手段と、
前記取得した心拍信号を出力する出力手段と、
前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、
前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、
を具備し、
前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号とを取得し、
前記第１の共振回路と、前記第２の共振回路は、それぞれ、駆動周波数と共振電圧の振幅を固定し、
前記生体信号取得手段は、前記第１の共振回路を構成する第１のコイルに生じる電圧を第１の生体信号として取得し、前記第２の共振回路を構成する第２のコイルに生じる電圧を第２の生体信号として取得する、
ことを特徴とする心拍信号検出装置。 - 前記第１のコンデンサの電極面積は、前記第２のコンデンサの電極面積よりも大きいことを特徴とする請求項３に記載の心拍信号検出装置。
- 前記第１のコイルに生じる電圧と、前記第２のコイルに生じる電圧のうちの少なくとも一方の電圧値を調節する調節手段を具備し、
前記心拍信号取得手段は、前記調節した電圧値を用いて前記差分を取得することを特徴とする請求項３又は請求項４に記載の心拍信号検出装置。 - 前記調節手段は、前記第２のコイルに生じる電圧の電圧値を増幅することを特徴とする請求項５に記載の心拍信号検出装置。
- 前記調節手段は、前記第２のコイルに生じる電圧を表すビットをシフトすることにより前記増幅を行うことを特徴とする請求項６に記載の心拍信号検出装置。
- 体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合した、第２のコンデンサの電極面積よりも大きい電極面積の第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する前記第２のコンデンサと、を用いた心拍信号検出装置で用いるコンピュータプログラムであって、
前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得機能と、
前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得機能と、
前記取得した心拍信号を出力する出力機能と、
を具備したことを特徴とする心拍信号検出プログラム。 - 体外部の心臓部位に配置され、前記体外部から心臓領域に至る臓器と静電容量結合する第１のコンデンサと、前記体外部の肺臓部位に配置され、前記体外部から肺臓領域に至る臓器と静電容量結合する第２のコンデンサと、前記第１のコンデンサを用いた第１の共振回路と、前記第２のコンデンサを用いた第２の共振回路と、を用いた心拍信号検出装置で用いるコンピュータプログラムであって、
前記静電容量結合した第１のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第１の生体信号と、前記静電容量結合した第２のコンデンサの容量の時間的な変化に基づく第２の生体信号と、を取得する生体信号取得機能と、
前記取得した第１の生体信号と、当該第１の生体信号と同期する前記第２の生体信号の差分を用いて心拍信号を取得する心拍信号取得機能と、
前記取得した心拍信号を出力する出力機能と、
を具備し、
前記生体信号取得機能は、前記第１の共振回路と前記第２の共振回路の共振状態の変化を用いて、それぞれ前記第１の生体信号と、前記第２の生体信号とを取得し、
前記第１の共振回路と、前記第２の共振回路は、それぞれ、駆動周波数と共振電圧の振幅を固定し、
前記生体信号取得機能は、前記第１の共振回路を構成する第１のコイルに生じる電圧を第１の生体信号として取得し、前記第２の共振回路を構成する第２のコイルに生じる電圧を第２の生体信号として取得する、
ことを特徴とする心拍信号検出プログラム。
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| JP2019203335A JP7217470B2 (ja) | 2019-11-08 | 2019-11-08 | 心拍信号検出装置、及び心拍信号検出プログラム |
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| JP2019203335A JP7217470B2 (ja) | 2019-11-08 | 2019-11-08 | 心拍信号検出装置、及び心拍信号検出プログラム |
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-
2020
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Patent Citations (4)
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