JPH1014889A

JPH1014889A - 生体信号検出装置

Info

Publication number: JPH1014889A
Application number: JP8174723A
Authority: JP
Inventors: Takuo Shimada; 拓生嶋田; Shiro Takeshita; 志郎竹下; Yoshiyuki Kawai; 美幸河合
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Holdings Corp
Priority date: 1996-07-04
Filing date: 1996-07-04
Publication date: 1998-01-20
Anticipated expiration: 2016-07-04
Also published as: JP3564878B2

Abstract

(57)【要約】【課題】本発明は体重、心拍数、呼吸数、体動などの
生体信号を無侵襲・無拘束に検出する装置に関するもの
であり、生体には無意識のまま自動的に精度よく検出で
きる装置を提供することである。【解決手段】共用化した電極１９を用いた一体型セン
サシート１６に接続された生体振動に基づく動的信号を
検出する体動測定手段２１と、生体１５の体圧に基づく
静的信号を検出する体圧測定手段２２とを設け、両者の
出力を合成することで、体重、心拍、呼吸、活動量、生
命状態等の生体信号を誤判定なく高精度に得ることがで
きる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は体重、心拍数、呼吸
数、体動などの生体信号を無侵襲・無拘束に検出または
表示・記録・報知する装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来のこの種の生体信号検出装置は、例
えば特開昭６２−１６４４３５号公報に記載されている
ものが一般的であった。この装置は図１９に示されてい
るように、ベッド１上にＦＥＴ２を用いて構成したピア
ス型発振回路３のホットライン側に電極４が接続され、
またアースライン側に電極４と直交した電極５が接続さ
れるもので、水晶振動子６を用いた発振回路における付
加的な容量による発振周波数の変化を検出する構成とな
っている。さらに生体の変移に基づく周波数の変化の包
絡線を検出・検波器７で抽出した後、フィルタ８でノイ
ズ等の不要な周波数信号を除去し、記録装置９に記録し
たり、生体の動きが停止した時に警報を発生するもので
あった。

【０００３】他の従来例としては、特開昭６３−２３８
５０２号公報に記載されているようなものがある。この
装置は図２０に示されているように感圧導電ゴム１０の
両面に電極１１、１２を配設し、電極１１、電極１２を
静電容量測定装置１３および抵抗測定装置１４に接続す
るものであった。つまりこれは感圧導電ゴム１０が可変
コンデンサと可変抵抗からなる素子であるとみなしたも
のである。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら従来の生
体信号検出装置では、生体に近接する電極構成や検出方
式にまつわる様々な課題を有していた。

【０００５】電極間に生じた静電容量の変化しか検出し
てないので、直流ないし直流に近い低周波信号が生体の
動きに基づくものかどうか判別しにくい。

【０００６】また出力信号が温湿度環境に非常に左右さ
れやすい。また電極３、４がリード線の形状なので、寝
具上で簡単に位置ずれを起こしてしまい、静電容量の変
化から生体の動きを再現性よく検出できない。

【０００７】また寝具の折り目や電極の交差点で、断線
しやすく、商用電源を用いている場合、万一生体と接触
すると感電する危険性がある。

【０００８】また電極３、４の機械的強度を持たせよう
とすれば、リード線径を相当太くしなければいけない
が、そうするとベッド上の就寝者（生体）の寝心地感を
損なうばかりか、電極交差点に集中して体圧がかかり、
床ずれを起こす危険性がある。

【０００９】また現在ベッド上に生体が存在しているの
かいないのかがはっきりしない。特にベッド上から生体
が離れた場合とベッド上で生体が死亡した場合との見分
けがつかない。

【００１０】また体重を検出することができない。また
電極の配置構成が複雑なので、量産化時に性能ばらつき
が生じやすい。

【００１１】電極は等間隔で離散的にしか配置されてな
いので、寝姿勢により信号検出性能に差が生じる。

【００１２】出力信号の基線が動揺しやすく使用前に必
ず信号レベルの初期化を必要とするという課題を有して
いた。

【００１３】あるいは電極がリード線の場合、アンテナ
となって外来電磁波ノイズを非常に受けやすいという課
題を有していた。位置ずれも起こしやすく、生体以外の
外来振動ノイズの影響を受けやすいという課題も有して
いた。

【００１４】生体信号を検出するセンサ構成のうち、一
般に静電容量型センサは温度特性が悪く、直流に近い低
周波域で信号が変動する。また感圧特性を持つ導電ゴム
やカーボンの感圧型センサは、クリープ特性などを有
し、応答速度が遅い。つまり絶対圧の測定精度が悪く、
動的な高周波信号を捉えることが出来ない。感圧型セン
サとしてひずみ抵抗素子を用いる方法もあるが、設置条
件や温度などの環境によって出力信号が大きく左右され
る。結果的にこれまで生体信号センサは、使用者自らが
測定開始の都度ゼロ点調節やゲイン調節をするか、セン
サの設置環境を安定させるための保護装置を別途設ける
か、オンオフスイッチとしてのみ使うなどの制約を受け
るという課題を有していた。

【００１５】体圧によって再現性よく安定した抵抗値を
出力させようと思うと低インピーダンスな導電体を用い
なければならない。抵抗要素とコンデンサ要素の並列接
続を考えた場合、その合成インピーダンスは抵抗値が小
さい場合はほとんど抵抗値そのものになってしまうの
で、同じ素子で静電容量素子を併用しても、体動の測定
は精度よく測定できないことになる。

【００１６】

【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
するために、第１の電極と生体間に形成される第１の静
電容量と、第２の電極と前記生体間に形成される第２の
静電容量との直列接続静電容量に基づき生体の振動信号
を測定する体動測定手段と、第１または第２の電極と第
３の電極により生体の自重に伴う体圧信号を測定する体
圧測定手段とを備え、さらに体動測定手段および体圧測
定手段の出力によって生体の体重、心拍数、呼吸数、活
動量、生命状態などの特徴量を算出する算出手段を備え
たものである。

【００１７】上記発明によれば、共用化した電極を用い
た一体型センサによって、生体振動に基づく動的信号を
静電容量や発生電荷の変化で捉え、同時に生体の自重つ
まり体圧に基づく静的信号を抵抗値や電圧値のレベルと
して捉えることになる。共用化した第１または第２の電
極は信号の基準電圧点（または面）であり、回路構成の
簡素化が図れるとともに外来電磁波・振動ノイズを受け
にくくなる。この生体信号検出装置では、生体の体動と
体圧を同時に測定しているので、不在時に生体信号を算
出するといった誤判定をなくすことができる。体圧測定
手段と体動測定手段の片方からだけでは精度よく得られ
なかった体重、心拍、呼吸、活動量、生命状態等各種の
生体信号を高精度に得ることができる。また寝具やカー
ペット、浴槽、便座など生体が接する生活用品に組み込
むことで生体自身に何ら違和感を与えることなく健康状
態の判定を行える。設置環境に対する制約が少ないの
で、新築住宅のみならず既築住宅の設備に後から簡単に
取り付けることも可能である。

【００１８】

【発明の実施の形態】本発明は、第１の電極と生体間に
形成される第１の静電容量と、第２の電極と生体間に形
成される第２の静電容量との直列接続静電容量に基づき
生体の振動信号を測定する体動測定手段と、第１または
第２の電極と第３の電極間の間に感圧素子より生体の自
重に伴う体圧信号を測定する体圧測定手段とを備え、さ
らに体動測定手段および体圧測定手段の出力によって生
体の特徴量を算出する算出手段を備えたものである。

【００１９】そして同一の電極を用いて、生体の体動お
よび体圧を測定しているので、構成の簡素化が図れると
ともに外来電磁波ノイズを受けにくくなる。また不在時
に生体信号を算出するといった誤判定をなくすことがで
きる。体圧測定手段と体動測定手段の両者の出力から生
体の健康状態を判定するので、片方からだけでは精度よ
く得られなかった体重、心拍、呼吸、活動量、生命状態
等各種の特徴量を高精度に得ることができる。

【００２０】また第１の電極と第２の電極の間に圧電体
を形成し、生体の振動によって発生した電荷を測定する
体動測定手段と、第１または第２の電極と第３の電極の
間の感圧素子により生体の自重に伴う体圧信号を測定す
る体圧測定手段とを備え、さらに体動測定手段および体
圧測定手段の出力によって生体の特徴量を算出する算出
手段を備えたものである。

【００２１】そして圧電体に加えられたひずみに対応し
た電荷を測定することで生体が発生する振動レベルを定
量的に検出できる。圧電体は高インピーダンス材料であ
り、生体への悪影響は一切ない。万一圧電体が生体に触
れても、感電等の恐れはない。当然、生体にとって無拘
束、無意識的な測定が可能である。

【００２２】また第１、第２、第３の電極は少なくとも
３層の導電層と各導電層に接続され、第１の導電層と第
２の導電層間または第２の導電層と第３の導電層間に生
体の体動または体圧を測定するための第１または第２検
知媒体層を形成したものである。

【００２３】そして体動を測定するための電極と体圧を
測定するための第１または第２の電極が面状体の導電層
に接続されているので外来電磁波ノイズの影響を受けに
くくなる。各導電層上のどの位置も等電圧なので生体が
導電層上のどこにいても検出性能は同じである。検知媒
体層は面状なので生体の動きによる位置ずれは起きにく
く、断線や故障の危険性も少ない。生体に違和感を与え
ることもない。さらに電極の配置構成が単純なので、量
産化時に性能ばらつきが生じにくい。

【００２４】また第１の検知媒体層は生体の体動を測定
し、第２の検知媒体層は生体の体圧を測定し、第１、第
２の検知媒体層を密着させ、第１の検知媒体層の両側面
に接続された電極の一方と第２の検知媒体層の両側面に
接続された電極の一方を共通化したものである。

【００２５】そして構造がより簡単になり、同じ位置の
生体の体動と体圧を同時に検出することができる。

【００２６】また第１、第２導電層および検知媒体層は
それぞれ可撓性を有し、一体成形した面状体のセンサシ
ートを構成してなるものである。

【００２７】そしてこのセンサシートは可撓性を有して
いるので、寝具やカーペット、浴槽、便座など生体が接
する生活用品に容易に組み込むことが可能である。そし
て生体自身に何ら違和感を与えることなく無意識のうち
に健康状態の判定を行える。加工もしやすく、設置環境
に対する制約が少ないので、新築住宅のみならず既築住
宅の設備に後から簡単に取り付けることができる。特に
測定対象となる生体が、寝たきり高齢者、痴呆高齢者、
身体障害者あるいは乳幼児やペット動物などの場合に
も、その生体の自然な生活動作を何ら邪魔することなく
長期間の生体信号検出が連続的に実施できる。

【００２８】またセンサシートは、複数の通気孔を有す
ることを特徴とするものである。そして通気孔を有する
ことで、センサシートを寝具などに埋設した場合でも生
体の発汗・呼吸などの代謝を妨げることはない。

【００２９】また通気孔の内側に防水膜を密着させたこ
とを特徴とするものである。そして防水膜を構成するこ
とによって、通気孔からセンサシート内部に水分が浸透
し、体動や体圧の検出感度が経時劣化しにくくなり、高
寿命化を図ることができる。

【００３０】また複数の体圧測定手段の出力に応じて当
該体動測定手段の出力を合成する合成手段を備えたもの
である。

【００３１】これによりセンサシート上に生体が乗って
いるエリアの出力信号だけを生体の体動信号として抽出
し、合成するので不要な振動信号が除去される。つまり
Ｓ／Ｎ比が飛躍的に向上する。

【００３２】また第１の導電層と第２の導電層間には圧
力によって厚みが変化する弾性絶縁層を備えたものであ
る。

【００３３】そして生体が第１および第２の導電層上に
乗ると、安静状態でも発生する生体振動によって弾性絶
縁層の厚みが時間変化する。第１および第２の導電層の
面積や弾性絶縁層の比誘電率は一定なので、第１の導電
層と第２の導電層間で測定できる静電容量は生体の体動
に対応した値となる。

【００３４】また第２の導電層と第３の導電層間は圧力
によって電気的に接続する多孔つき弾性絶縁層を備えた
ものである。

【００３５】そして生体が第２および第３の導電層上に
乗ると、第２の導電層と第３の導電層間の抵抗値は低イ
ンピーダンス（導通）となる。逆に生体が第２および第
３の導電層上から離れると、第２の導電層と第３の導電
層間の抵抗値は高インピーダンス（断線）となる。これ
により生体の自重に見合う圧力がかかっているかどうか
で体圧の有無を判定できる。

【００３６】また第２の導電層と第３の導電層間は導電
ゴム、導電カーボンなど圧力によって抵抗値が変化する
感圧抵抗層を備えたものである。

【００３７】そして感圧抵抗層により生体の体圧は２値
化されたオンオフ信号ではなく、体重に対応した連続値
として得ることができる。

【００３８】また体圧測定手段の出力信号または出力変
化速度が所定値以下の場合、体動測定手段の出力を初期
化する体動信号校正手段を備えたものである。

【００３９】そして体動信号校正手段により、生体が不
在の場合でも経時変化や温湿度環境によって変動する体
動測定手段の出力が安定し、より精度よく生体の体動信
号を測定できる。

【００４０】また体圧測定手段の出力信号が所定値以下
の継続時間を計時するタイマー手段と、タイマー手段に
より継続時間が所定時間以上経過した場合、体圧測定手
段の出力を初期化する体圧信号校正手段を備えたもので
ある。

【００４１】そして体圧信号校正手段により、あらかじ
め生体が不在の場合にも存在する残差圧力分を自動的に
差し引いておくことで生体の真の体圧信号を測定でき
る。

【００４２】また体動測定手段および体圧測定手段の出
力信号を周波数領域で合成する信号合成手段と、信号合
成手段の出力から体重、心拍数、呼吸数、活動量などの
生体信号を算出する算出手段を備えたものである。

【００４３】そこで所定周波数以上で高精度な出力特性
を持つ体動測定手段の出力と、直流または直流に近い低
周波域で高精度な出力特性を持つ体圧測定手段の出力を
周波数領域で合成することによって生体信号の算出誤差
を低減することができる。

【００４４】また信号合成手段は、所定周波数における
体圧測定手段のパワー値に基づき体動測定手段の出力信
号のパワースペクトルを補正あるいは所定周波数におけ
る体動測定手段のパワー値に基づき体圧測定手段のパワ
ースペクトルを補正するものである。

【００４５】そこで生体の活動や心拍動、呼吸運動など
生体振動の加速度（または変位、速度）レベルが各周波
数ごとのパワー値として精度よく検出できる。

【００４６】以下本発明の第１の実施例について図面を
用いて説明する。（実施例１）図１は本発明の実施例１の生体信号検出装
置のブロック図である。また図２は同装置の外観図であ
る。図３は同装置の要部断面図である。図４は同装置の
センサ入力回路図である。

【００４７】図１において１５は生体であり、１６は生
体１５が接するセンサシート、１７は信号処理装置であ
る。センサシート１６には第１の電極１８、第２の電極
１９、第３の電極２０が取りつけられている。生体１５
がこのセンサシート１６の上に乗った場合、生体１５と
第１の電極１８との間に静電容量Ｃ00が形成されまた生
体１５と第２の電極との間に静電容量Ｃ01が形成され
る。つまり第１の電極１８と第２の電極１９との間には
生体１５の存在に伴う合成静電容量Ｃ0が発生する。さ
らに生体１５が存在しなくても第１の電極１８と第２の
電極１９との間に静電容量Ｃ02が形成されている場合、
合成静電容量Ｃ0は、

【００４８】

【数１】

【００４９】となる。また第２の電極１９と第３の電極
２０との間に感圧スイッチＳＷ0を埋設し、生体１５が
このセンサシート１６上に乗ればＯＮ、離れればＯＦＦ
するように構成してある。信号処理装置１７は、体動測
定手段２１、体圧測定手段２２および算出手段２３から
なる。センサシート１６に接続された第１の電極１８お
よび第２の電極１９は体動測定手段２１に接続され、第
２の電極１９と第３の電極２０は体圧測定手段２２に接
続されている。体動測定手段２１は静電容量Ｃ0の時間
変化から生体１５の振動信号を測定し、体圧測定手段２
２は生体１５の体圧有無を判定する。体動測定手段２１
および体圧測定手段２２は、算出手段２３に接続されて
いる。算出手段２３は、体圧測定手段２２の出力からセ
ンサシート１６上に体圧があると判定した場合、体動測
定手段２１の出力に基づく振動加速度の実効値を生体１
５の活動量として算出するものである。

【００５０】図２、図３を用いてセンサシート１６の構
成を説明する。第１の電極１８、第２の電極１９、第３
の電極２０はそれぞれ第１の導電層２４、第２の導電層
２６、第３の導電層２８に接続されている。第１の導電
層２４と第２の導電層２６の間には誘電性を有するゴ
ム、ウレタンなどの弾性絶縁層２５が挿入されている。
また第２の導電層２６と第３の導電層２８の間には絶縁
スペーサー２７がドット状に配置されている。絶縁スペ
ーサー２７が配置されてない箇所は空隙部を形成してい
る。第２の導電層２６と第３の導電層２８の間は、例え
ば１０００［Ｎ／m²]以上といった所定圧力がかかって
いないときは電気的に絶縁されているが、所定圧力がか
かっているときは電気的に導通する感圧スイッチ構成で
ある。センサシート１６中の第１の導電層２４、弾性絶
縁層２５、第２の導電層２６、絶縁スペーサー２７、第
３の導電層２８は一体に形成され可撓性を有している。
また厚みは２mm程度であり、寝具等の下にこのセンサシ
ート１６を敷いておくだけで、生体１５に何ら悪影響を
与えることなく無意識のまま生体信号を検出することが
できる。また既存のいろいろなタイプのベッドに後から
取りつけることも可能である。

【００５１】次に図４を用いて信号処理装置１７の中に
あるセンサシート１６の入力回路構成を説明する。体動
測定手段２１と体圧測定手段２２の共通電極である第２
の電極１９には基準電圧としてＥ0を供給している。体
動測定手段２１にはオペアンプＯＰ1、固定抵抗器Ｒ1、
コンデンサＣ1が設けられている。生体１５の体動によ
り合成静電容量Ｃ0（ｔ）が変化すると、第１の電極１
８と第２の電極１９間に発生する電荷Ｑ（ｔ）は、

【００５２】

【数２】

【００５３】という時間関数となるので流れる電流Ｉ
（ｔ）は、

【００５４】

【数３】

【００５５】ここでＶ1（ｔ）はオペアンプＯＰ1の出力
電圧である。ゆえに、

【００５６】

【数４】

【００５７】であるが、Ｒ1が非常に大きければ、左辺
第２項は無視できるので、

【００５８】

【数５】

【００５９】のように変形できる。つまり静電容量Ｃ0
（ｔ）に比例した電圧出力Ｖ1（ｔ）を得ることにな
る。このオペアンプＯＰ1には、増幅部２１ａ、Ａ／Ｄ
変換部２１ｂが接続されており、電圧出力Ｖ1（ｔ）の
信号を増幅部２１ａでアナログ増幅後、Ａ／Ｄ変換部２
１ｂでデジタル値に変換される。一方体圧測定手段２２
において、第２の電極１９と第３の電極２０間には体圧
の有無によってオンオフする感圧スイッチはＳＷ0が、
固定抵抗器Ｒ2と直列接続されている。つまり第２の電
極１９は常時Ｅ0［Ｖ］であるのに対し第３の電極２０
は感圧スイッチＳＷ0オンでほぼＥ0［Ｖ］に、感圧スイ
ッチＳＷ1オフでほぼ０［Ｖ］になる。これを固定抵抗
器Ｒ3とＲ4で分割された比較電圧Ｅ0・Ｒ4／（Ｒ3＋Ｒ
4）と比較して第３の電極２０における電圧の方が高け
ればロー、低ければハイとなるようにコンパレーターＯ
Ｐ2が接続されている。コンパレーターＯＰ2の出力は計
数部２２ａ、体圧有無判定部２２ｃに接続され、所定時
間分のハイまたはローの総数で体圧の有無を判定する。
クロック２２ｂは計数部２２ａおよびＡ／Ｄ変換部２１
ｂに接続され、例えば１０mｓごとに発生するパルスに
よって体圧信号の計数および体動信号のＡ／Ｄ変換を同
時に行う基準クロックを生成している。

【００６０】尚、ここでは説明簡単化のため基準電圧Ｅ
0や入力信号に重畳するノイズを除去したり、インピー
ダンス変換や閾値変換により入力信号を安定化する回路
構成は図示しなかった。静電容量Ｃ0（ｔ）を測定する
には従来例のように発振回路を構成して測定しても構わ
ない。生体１５の存在する時の静電容量Ｃ0（ｔ）の変
化を測定するために体圧のない時のＣ0の値を保持して
おき、体圧がある時の静電容量Ｃ0（ｔ）との偏差だけ
を差動増幅する構成を備えてもよい。また基準電圧Ｅ0
を交流電圧源としてもよい。直流に近い低周波信号を検
出しないよう、ハイパスフィルターを構成したり、直流
分をカットして交流信号だけを増幅する構成を備えても
よい。さらに第１の導電層２４、弾性絶縁層２５、第２
の導電層２６、絶縁スペーサー２７、第３の導電層２８
をフィルム状シートとして説明したが、例えばこれを可
撓性の同軸ケーブル状に一体成形し、検出したい領域に
配置しても構わない。

【００６１】（実施例２）図５は、本発明の実施例２の
生体信号検出装置の要部断面図である。図６は同装置の
センサ入力回路図である。実施例１と同じ機能を有する
構成要素は同一番号を付与し、説明を省略する。図５に
おいて実施例１と異なる点は、第２の導電層２６と第３
の導電層２８の間に絶縁スペーサー２７ではなく導電性
ゴムなどの均一の厚みを持った感圧抵抗層２９が挿入さ
れている点にある。図６において感圧抵抗層２９は体圧
によって抵抗値が連続的に変化する可変抵抗Ｒ0で表せ
る。第３の電極２０には、

【００６２】

【数６】

【００６３】なる体圧に応じた電圧Ｖ2が生じている。
２２ｄは第２のＡ／Ｄ変換部であり、クロック２２ｂで
与えられる１０mｓごとのパルスによってアナログ電圧
信号をデジタル化する。

【００６４】尚、生体１５の体圧を測定するのに、感圧
抵抗層２９の代わりに可撓性を持った空気袋を設けこの
空気の圧力をダイヤフラム式の圧力センサで測定しても
よい。

【００６５】（実施例３）図７は、本発明の実施例３の
生体信号検出装置の要部断面図である。図７において実
施例２と異なる点は、センサシート１６上面をＰＥＴフ
ィルム等の防水材３０でコーティングしていることと、
第２の電極２６や第３の電極２８をセンサシート１６全
体に敷き詰めるのではなく両端部に配置したことにあ
る。

【００６６】これによりセンサシート１６の腐食等によ
る性能劣化がなくなるとともに構成の簡素化が図れる。

【００６７】（実施例４）図８は、本発明の実施例４の
生体信号検出装置の要部断面図である。図８において実
施例３と異なる点は、センサシート１６全体をＰＥＴフ
ィルム等の防水材３０でコーティングしていることと、
多数の通気孔３１を設けたことにある。これによりセン
サシート１６両側面の通気が図れるとともに各導電層の
腐食がなくなる。センサシート１６を寝具などに埋設し
た場合でも生体１５の発汗・呼吸などの代謝を妨げるこ
とはない。

【００６８】（実施例５）図９は、本発明の実施例５の
生体信号検出装置の要部構造図である。図１０は同装置
のブロック図である。図９において実施例４と異なる点
は、センサシート１６中に２次元アレイ状に独立配置し
た１８枚のエリア別センサシート（１６ａ、１６ｂ、１
６ｃ、・・・）を設けたことにある。ここで第２の電極
１９（１９ａ、１９ｂ、１９ｃ）は全て等しい基準電圧
Ｅ0に接続してある。各エリア別センサシートの感圧抵
抗層２９の出力は等価的に可変抵抗Ｒ0（Ｒ01、Ｒ02、
Ｒ03、・・・）で表せるがこの出力に応じ各体圧スイッ
チ３２（３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、・・・）で所定圧力
以上が検出できれば、体動を測定するための合成静電容
量Ｃ0（Ｃ01、Ｃ02、Ｃ03、・・・）の出力信号を取り
出す第１の電極１８（１８ａ、１８ｂ、１８ｃ、・・
・）を接続し、そうでなければ接続しない構成である。
各体圧スイッチ３２（３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、・・
・）の出力は体重測定手段３３で加算され、生体１５の
体重に相当するデジタル値として算出手段２３に伝えら
れる。一方、第１の電極１８（１８ａ、１８ｂ、１８
ｃ、・・・）のうち体圧スイッチ３２によって接続され
たもののみ体動測定手段２１に並列接続されて入力され
る。つまり体動測定手段２１に接続される静電容量Ｃ0a
ctは、

【００６９】

【数７】

【００７０】

【数８】

【００７１】で表せる。生体１５がセンサシート１６に
乗っても寝姿勢や寝位置により、個々のエリア別センサ
シート（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、・・・）全て均等に
体圧や体動が加わる訳ではない。また生体１５の形状自
体にも凹凸があり、一般に体圧がかかっているエリアか
ら体動が有効に検出できる。なぜなら体圧がかかってい
ないエリアは生体１５とセンサシート１６の距離が離れ
ているので、体動による静電容量の変化もわずかであ
る。体動測定手段２１で生体１５の体動をするのに全て
の第１の電極を接続してしまうと、元々の合成静電容量
Ｃ0が大きいために同じ体動でもＣ0の変化の比率が相対
的に小さくなる。これに対し、体圧がかかっているエリ
アのみの合成静電容量Ｃactの変化を体動として検出す
れば体動信号の分解能ひいてはＳ／Ｎ比を向上させるこ
とができる。

【００７２】尚、ここでは縦６行横３列としたが、空間
分解能はこれに限るものではない。また１次元配列にし
ても構わない。

【００７３】（実施例６）図１１は、本発明の実施例６
の生体信号検出装置のブロック図である。図１２は圧電
体の出力周波数特性図である。図１１において実施例５
と異なる点は、第１の導電層２４と第２の導電層２６の
間に誘電性を有するゴム、ウレタンなどの弾性絶縁層２
５が挿入されているのではなく、ポリフッ化ビニリデン
などのフィルム状の圧電体層が挿入されている点にあ
る。圧電体層は加えられた歪みに応じ電気的分極（電
荷）を発生する素子で、機械振動といった動的運動を測
定するために用いられる。図１１が図１０と異なるのは
第１の電極１８（１８ａ、１８ｂ、１８ｃ、・・・）と
第２の電極１９（１９ａ、１９ｂ、１９ｃ、・・・）の
間にコンデンサではなく圧電体層を等価的に示した振動
発振子Ｘ01、Ｘ02、Ｘ03、・・・を備えた点と、体圧の
かかっているエリアの圧電体層の出力を合成後、信号増
幅する増幅手段３４を備えた点にある。増幅手段３４は
出力インピーダンスが高い圧電体の信号を有効に取り出
すためＦＥＴでインピーダンス変換し、また増幅後の出
力電圧が飽和しないように自動増幅率制御（ＡＧＣ）機
構を備え、常に最適なダイナミックレンジが得られるよ
うになっている。圧電体は一定温度以下では安定した出
力特性を持つが、図１２に示すように材質、形状、検出
回路の入力インピーダンスなどの影響で直流に近い低周
波成分の出力ゲインが低下する微分型の特性を持った素
子である。尚、増幅手段３４には微小振動検出に有利な
チャージアンプを用いてもよい。

【００７４】上記構成により体圧のかかってないエリア
に生じた外来の振動ノイズ（例えば自動車、電車あるい
は無感地震、風など）を除外することができるので体動
信号のＳ／Ｎ比を向上させることができる。

【００７５】（実施例７）図１３は、本発明の実施例７
の生体信号検出装置のブロック図である。図１４は感圧
抵抗層２９の抵抗値と体圧、増幅率を示すグラフであ
る。図１３において実施例６と異なる点は、各エリアご
とに体圧の大きさを測定する体圧測定手段３５ａ、３５
ｂ、３５ｃ、・・・を設け、各エリアごとの体圧の大き
さに応じ連続的に増幅率を変える増幅手段３６ａ、３６
ｂ、３６ｃ、・・・を設けている点である。感圧抵抗層
２９の抵抗値Ｒ0i［Ω］（ｉ＝１〜１８）は素子の特性
に応じ、図１４（ａ）のように体圧Ｐi［Ｎ／m²］に変
換され、さらに図１４（ｂ）のように増幅率Ｇiに非線
形変換される。さらに各増幅手段３６ａ、３６ｂ、３６
ｃ、・・・には絶対値化手段３７ａ、３７ｂ、３７ｃ、
・・・が接続される。体動測定手段には絶対値化された
信号が加算される。

【００７６】上記構成により全てのエリアの圧電体層か
らの信号は、実施例５のように所定体圧以上なら接続、
未満なら断線というのではなく、体圧に応じたなめらか
で連続的な体圧の関数としてエリアごとに重みづけされ
ているので、生体１５がほんの少し移動しただけで出力
信号が不連続に大きく変化してしまう不都合がなくな
る。

【００７７】また各エリアごとの体動信号を一旦絶対値
化してから合成しているので、信号を大きくすることが
できる。生体１５が安静にしている場合、心拍動、血流
などによる周期的な生体振動が生体表面から生じている
が、生体部位別に時間差つまり位相ずれがあり、単純に
合成すると信号同士が打ち消しあう場合があるがこのよ
うな絶対値化手段３７ａ、３７ｂ、３７ｃ、・・・を設
けることで得られる信号のＳ／Ｎ比を大きく保つことが
できる。

【００７８】（実施例８）図１５は、本発明の実施例８
の生体信号検出装置のブロック図である。図１５が実施
例１と異なる点は、体圧測定手段２２の出力が体動信号
校正手段３８とタイマー手段３９に接続され、さらにタ
イマー手段３９が体圧信号校正手段４０を介して体圧測
定手段２２にあるいは体動信号校正３８が体動測定手段
２１に接続されている点である。体動信号校正手段３８
は、例えば体圧測定手段２２からの出力が１０００［Ｎ
／m²］以下であれば生体１５が存在しないと見なし、体
動測定手段２１からの出力が最も小さくなるようにバイ
アスをかけてゼロ点調整する。同様にタイマー手段３９
では、例えば体圧測定手段２２からの出力が１０００
［Ｎ／m²］以下であれば生体１５が存在しないと見な
し、同一体圧の継続時間を計時する。この状態が例えば
１０分間継続すれば、体圧信号校正手段４０によって体
圧測定手段２２の出力が０．０［Ｎ／m²］になるように
バイアスをかけてゼロ点調節する。タイマー手段３９
は、１０分間以内に体圧の値が変動すれば、計時をクリ
アするし、体圧が１０００［Ｎ／m²］以上では計時自体
を禁止する構成である。体圧測定手段２２のセンサ感度
にも依存するが、生体１５は生命活動をしている限り完
全に静止しているとは考えられない。よって体圧測定手
段２２の出力をゼロ点調整する体圧信号校正手段４０を
設けることで、はじめからセンサシート１６上に乗って
いた敷き布団、枕などの不要物の重量をキャンセルする
ことができる。感圧抵抗素子のクリープ特性などにより
同一重量でも出力抵抗値が異なっている場合でも、体圧
信号を不在状態から在状態に変化した時の差として確実
に捉えることができる。これは生体１５の体重などを精
度よく測定するのに好都合である。また体動測定手段２
１の出力をゼロ点調整する体動信号校正手段３８を設け
ることで、生体１５が存在しないのに継続的に発生して
いる暗振動や温湿度環境の変化等によって生じる基線の
同様を自動的に打ち消すことができる。これにより生体
１５が不在から在に変わった瞬間から生体１５の体動信
号だけを有効に検出してくることが可能になる。

【００７９】（実施例９）図１６は、本発明の実施例９
の生体信号検出装置のブロック図である。図１７は生体
１５がセンサシート１６上に安静仰臥位でいる場合に得
られるパワースペクトル、図１８は体動測定手段２１と
体圧測定手段２２の合成比を示した図である。図１６が
実施例１と異なる点は、体動測定手段２１の出力が第１
の周波数変換手段４１で周波数軸上のパワースペクトル
として、また体圧測定手段２２の出力が第２の周波数変
換手段４２で周波数軸上のパワースペクトルとして表現
され、両者がパワースペクトル合成手段４３で１つのパ
ワースペクトルとして合成される点である。パワースペ
クトル合成手段４３は心拍数算出手段４４、呼吸数算出
手段４５、活動量算出手段４６に接続され、さらに体圧
測定手段２２に接続された体重測定手段３３とともに表
示手段４７に接続されている。表示手段４７では現在の
生体１５の心拍数、呼吸数、活動量、体重を表示・蓄積
する。第１の周波数変換手段４１や第２の周波数変換手
段４２からは図１７に示すようなパワースペクトルのグ
ラフを得ることができるが、直流または低周波で高精度
な信号を得られる第１の周波数変換手段４１のパワース
ペクトルと所定周波数より高周波域で高精度な信号を得
られる第２の周波数変換手段４２のパワースペクトルは
図１８に示すような合成比で１つのパワースペクトルに
まとめる構成である。図１７において０．２Hz近傍のピ
ークｆrespは呼吸周波数、１Hz近傍のピークｆhrは心拍
周波数を示している。また活動量は０．１Hzから１０Hz
におけるパワー積算値（面積）で定義するものとする。
心拍数算出手段４４や呼吸数算出手段４５で心拍数や呼
吸数を算出するには、それぞれ所定周波数帯（例えば心
拍数は０．５Hz〜２．０Hz、呼吸数は０．０５Hz〜０．
４Hz）におけるピーク点を発見することで心拍数や呼吸
数に換算する。さらに表示手段４７には異常報知手段４
８が接続されている。生体１５の体圧がある状態で、生
命活動が停止または活動量が所定レベル以下になった場
合や、心拍数や呼吸数が所定範囲を逸脱した場合に警報
音を発して緊急事態を報知する構成である。異常報知手
段４８はタイマーと組み合わせ長期的なトレンド変化か
ら体調や健康状態の異変を判定し、警告を発するように
してもよい。心拍数や呼吸数の値だけでなく、心拍動や
呼吸運動の強さを当該ピーク周波数点におけるパワー値
として蓄積・表示してもよい。また心拍数、呼吸数の算
出に関して、心拍動や呼吸運動に伴う波形は理想的な正
弦波ではないため基本周波数の高調波が立つことが多
い。誤算出を防ぐためにさらにケプストラム変換して、
基本波だけを抽出してもよいしピーク点の候補の中から
２倍周波数点を削除する方法を用いてもよい。ここで第
１の周波数変換手段４１ないし第２の周波数変換手段４
２は、例えばサンプリング周波数２００Hzでサンプリン
グされた１分間分の時系列信号を５秒毎に順次ずらしな
がら周波数変換するものである。安静状態の時は、心拍
数や呼吸数が２倍以上や１／２以下に急変することは考
えにくいので心拍数や呼吸数の算出周波数帯（可動範
囲）を前回の算出結果に基づいて、適応的に規定しても
よい。比較的急峻なパルス状のＲ波成分を含む心拍動と
呼吸運動を分離するためにはあらかじめフィルターをか
けておいてもよい。周波数軸状で合成した後に時間軸状
に戻してから心拍数や呼吸数、活動量などを算出しても
よい。

【００８０】また２つのパワースペクトラムを合成する
には特定周波数例えば１Hzにおけるパワー値の平均値を
基準点とし、それ以上の周波数帯は第１の周波数変換手
段４１のパワースペクトル、それ未満の周波数帯は第２
の周波数変換手段４２のパワースペクトルを元にスライ
ドあるいは線形変換によって合成してもよい。

【００８１】これにより同一のセンサシート１６に内蔵
された２種類のセンサの利点を活かしあった生体信号検
出が可能になり、温湿度環境や暗振動、電磁波などの外
来ノイズに対する影響を低減することができる。

【００８２】

【発明の効果】以上の説明から明らかなように本発明の
生体信号検出装置によれば、次の効果が得られる。

【００８３】（１）体動測定と体圧測定のための電極を
共用化しているので、構成の簡素化が図れるとともに外
来電磁波・振動ノイズを受けにくくなる。また２種類の
センサ出力結果から生体信号を検出しているので不在時
に生体信号を算出するといった誤判定をなくし、体重、
心拍、呼吸、活動量、生命状態等各種の生体信号を高精
度に得ることができる。

【００８４】（２）体動測定に圧電体を用いているので
生体への悪影響は一切なく、無意識的な測定が可能であ
る。万一圧電体が生体に触れても、感電等の恐れはな
い。当然、生体にとって無拘束、無意識的な測定が可能
である。

【００８５】（３）各電極が面状体の導電層に接続され
ているので、生体が導電層上のどこにいても検出性能は
同じである。生体の動きによる位置ずれは起きにくく、
故障の危険性も少ない。電極の配置構成が単純なので、
量産化時に性能ばらつきが生じにくい。

【００８６】（４）導電層なしで２種類の検知媒体層を
密着させて検出しているので、構造がより簡単になり、
同じ位置の生体の体動と体圧を同時に検出することがで
きる。

【００８７】（５）可撓性のセンサシートを設けたの
で、寝具やカーペット、浴槽、便座など生体が接する生
活用品に容易に組み込むことが可能である。加工もしや
すく、設置環境に対する制約が少ないので、新築住宅の
みならず既築住宅の設備に後から簡単に取り付けること
ができる。特に測定対象となる生体が、寝たきり高齢
者、痴呆高齢者、身体障害者あるいは乳幼児やペット動
物などの場合にも、その生体の自然な生活動作を何ら邪
魔することなく長期間の生体信号検出が連続的に実施で
きる。

【００８８】（６）複数の通気孔を有するので、センサ
シートを寝具などに埋設した場合でも生体の発汗・呼吸
などの代謝を妨げることはない。

【００８９】（７）防水膜を設けたので、検出感度が経
時劣化しにくくなり、高寿命化を図ることができる。

【００９０】（８）複数のセンサシートを設け、生体が
存在するエリアの有効な生体信号を選択的に取り出せる
ので、不要な振動信号が除去され、Ｓ／Ｎ比が飛躍的に
向上する。

【００９１】（９）弾性絶縁体により、生体の体動に対
応した静電容量を得ることができる。

【００９２】（１０）多孔つき弾性絶縁体により、生体
の自重に見合う体圧の有無を判定できる。

【００９３】（１１）感圧抵抗層により、生体の体圧は
体重に対応した連続値として得ることができる。

【００９４】（１２）体動信号校正手段により、経時変
化や温湿度環境に対しても精度よく測定できる。

【００９５】（１３）体圧信号校正手段により、生体の
真の体圧信号を測定できる。（１４）体動測定手段の出力と体圧測定手段の出力を周
波数領域で合成することにより、生体信号の算出誤差を
低減することができる。

【００９６】（１５）体動測定手段のパワースペクトル
および体圧測定手段のパワースペクトルを補正すること
により、生体の周期的振動が各周波数ごとのパワー値と
して精度よく検出できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施例１の生体信号検出装置のブロッ
ク図

【図２】同実施例の生体信号検出装置の外観図

【図３】同実施例の生体信号検出装置の要部断面図

【図４】同実施例の生体信号検出装置のセンサ入力回路
図

【図５】本発明の実施例２の生体信号検出装置の要部断
面図

【図６】同実施例の生体信号検出装置のセンサ入力回路
図

【図７】本発明の実施例３の生体信号検出装置の要部断
面図

【図８】本発明の実施例４の生体信号検出装置の要部断
面図

【図９】本発明の実施例５の生体信号検出装置の要部構
造図

【図１０】同実施例の生体信号検出装置のブロック図

【図１１】本発明の実施例６の生体信号検出装置のブロ
ック図

【図１２】同実施例の圧電体の出力周波数特性図

【図１３】本発明の実施例７の生体信号検出装置のブロ
ック図

【図１４】（ａ）同実施例において感圧抵抗層２９の抵
抗値と体圧を示すグラフ（ｂ）同実施例において感圧抵抗層２９の増幅率と体圧
を示すグラフ

【図１５】本発明の実施例８の生体信号検出装置のブロ
ック図

【図１６】本発明の実施例９の生体信号検出装置のブロ
ック図

【図１７】同実施例の生体信号のパワースペクトルを示
す図

【図１８】体動測定手段２１と体圧測定手段２２の合成
比を示した図

【図１９】従来の静電容量型の生体信号検出装置を示す
図

【図２０】従来の静電容量型と感圧型を併用した他の生
体信号検出装置を示す図

【符号の説明】

１５生体１６センサシート１７信号処理装置１８第１の電極１９第２の電極２０第３の電極２１体動測定手段２２体圧測定手段２３算出手段２４第１の導電層２５弾性絶縁層２６第２の導電層２７絶縁スペーサー２８第３の導電層２９感圧抵抗層３０防水材３１通気孔３２体圧スイッチ３３体重測定手段３５体圧測定手段３８体動信号校正手段３９タイマー手段４０体圧信号校正手段４１第１の周波数変換手段４２第２の周波数変換手段４３パワースペクトル合成手段４４心拍数算出手段４５呼吸数算出手段４６活動量算出手段

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号庁内整理番号ＦＩ技術表示箇所Ａ６１Ｂ 5/11 0277−2ＪＡ６１Ｂ 5/10 ３１０Ｚ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】第１の電極と生体間に形成される第１の静
電容量と、第２の電極と前記生体間に形成される第２の
静電容量との直列接続静電容量に基づき前記生体の振動
信号を測定する体動測定手段と、前記第１または第２の
電極と第３の電極の間の感圧素子により前記生体の自重
に伴う体圧を測定する体圧測定手段とを備え、さらに前
記体動測定手段および前記体圧測定手段の出力によって
前記生体の特徴量を算出する算出手段を備えた生体信号
検出装置。
【請求項２】第１の電極と第２の電極の間に圧電体を形
成し、生体の振動によって発生した電荷を測定する体動
測定手段と、前記第１または第２の電極と第３の電極の
間の感圧素子により前記生体の自重に伴う体圧信号を測
定する体圧測定手段とを備え、さらに前記体動測定手段
および前記体圧測定手段の出力によって前記生体の特徴
量を算出する算出手段を備えた生体信号検出装置。
【請求項３】第１、第２、第３の電極は少なくとも３層
の導電層と前記各導電層に接続され、第１の導電層と第
２の導電層間または第２の導電層と第３の導電層間に生
体の体動または体圧を測定するための第１または第２検
知媒体層を形成した請求項１または２記載の生体信号検
出装置。
【請求項４】第１の検知媒体層は生体の体動を測定し、
第２の検知媒体層は前記生体の体圧を測定し、第１、第
２の検知媒体層を密着させ、前記第１の検知媒体層の両
側面に接続された電極の一方と前記第２の検知媒体層の
両側面に接続された電極の一方を共通化した請求項３記
載の生体信号検出装置。
【請求項５】第１、第２導電層および検知媒体層はそれ
ぞれ可撓性を有し、一体成形した面状体のセンサシート
を構成してなる請求項３または４記載の生体信号検出装
置。
【請求項６】センサシートは複数の通気孔を有すること
を特徴とする請求項５記載の生体信号検出装置。
【請求項７】通気孔の内側に防水膜を密着させたことを
特徴とする請求項６記載の生体信号検出装置。
【請求項８】複数の体圧測定手段の出力に応じて当該体
動測定手段の出力を合成する合成手段を備えた請求項５
記載の生体信号検出装置。
【請求項９】第１の導電層と第２の導電層間には圧力に
よって厚みが変化する弾性絶縁層を備えた請求項３記載
の生体信号検出装置。
【請求項１０】第２の導電層と第３の導電層間は圧力に
よって電気的に接続する多孔つき弾性絶縁層を備えた請
求項３記載の生体信号検出装置。
【請求項１１】第２の導電層と第３の導電層間は導電ゴ
ム、導電カーボンなど圧力によって抵抗値が変化する感
圧抵抗層を備えた請求項３記載の生体信号検出装置。
【請求項１２】体圧測定手段の出力信号または出力変化
速度が所定値以下の場合、体動測定手段の出力を初期化
する体動信号校正手段を備えた請求項１ないし１１のい
ずれか１項記載の生体信号検出装置。
【請求項１３】体圧測定手段の出力信号が所定値以下の
継続時間を計時するタイマー手段と、前記タイマー手段
により前記継続時間が所定時間以上経過した場合、前記
体圧測定手段の出力を初期化する体圧信号校正手段を備
えた請求項１ないし１２のいずれか１項記載の生体信号
検出装置。
【請求項１４】体動測定手段および体圧測定手段の出力
信号を周波数領域で合成する信号合成手段と、前記信号
合成手段の出力特長量を算出する算出手段を備えた請求
項１ないし１３のいずれか１項記載の生体信号検出装
置。
【請求項１５】信号合成手段は所定周波数における体圧
測定手段のパワー値に基づき体動測定手段の出力信号の
パワースペクトルを補正あるいは所定周波数における体
動測定手段のパワー値に基づき体圧測定手段のパワース
ペクトルを補正することを特徴とする請求項１4記載の
生体信号検出装置。