WO2007094464A1

WO2007094464A1 - 心肺機能計測装置

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Publication number: WO2007094464A1
Application number: PCT/JP2007/052876
Authority: WO
Inventors: Zhongwei Jiang; Samjin Choi
Original assignee: Yamaguchi University NUC
Current assignee: Yamaguchi University NUC
Priority date: 2006-02-16
Filing date: 2007-02-16
Publication date: 2007-08-23
Anticipated expiration: 2008-08-16
Also published as: JP4998896B2; JPWO2007094464A1

Abstract

【課題】圧電フィルムセンサ及び／または導電性線維センサを用い長時間にわたって高精度の信号が得られる心肺機能計測装置とする。【解決手段】圧電フィルムセンサを用いるものとしては、電源、筋電、静電気などによるノイズをカットするローパスフィルタ、ベースライン変動と高周波ノイズを防ぐバンドパスフィルタ、飽和状態を解消するコンパレータ及びショート回路を含む回路構成とし、導電性線維センサを用いるものとしては、ローパスフィルタ、ベースライン変動と高周波ノイズを防ぐ第１のバンドパスフィルタ、電源ノイズをカットするノッチフィルタ、第２のバンドパスフィルタを含む回路構成とする。ベルトにより身に付けて用いる形態とすることもできる。

Description

明細書

心肺機能計測装置

技術分野

[oooi] 本発明は、心肺機能計測装置に関し、特に、圧電フィルムセンサ及び Zまたは導電性繊維センサを用い、長時間にわたって高精度の信号を得られるようにする信号処理回路及びアルゴリズムを備えた心肺機能計測装置に関する。

背景技術

[0002] 最近、飛行機、高速列車、長距離高速バス等で、運転者の操作ミスにより多くの事故が発生している。これらの事故の多くは、運転者の高い精神的ストレスや居眠り運転がその原因とされ、そのうちいくつかは睡眠時無呼吸症候群によるものと診断されている。また、幼児の突然死、睡眠時無呼吸症候群は、大部分が睡眠中もしくは無意識の状態で発生して!/、る。

[0003] これらの病気に対しては、医者が診察する際に患者が健康状態にある力否かを同定する助けとなる正確で継続的な観察手法が切望されている。また、このような健康状態にある力否かを同定するための手法は、医療技術の発達によって人間の寿命が延びると、う状況にぉ、て、家庭での健康管理に対する新たな要求ともなって、る。

[0004] 特許文献 1には、第 1のポリマー圧電体フィルムを 2枚の電気伝導性布帛で挟んで構成された第 1の生体電極と、第 2のポリマー圧電体フィルムを 2枚の電気伝導性布帛で挟んで構成された第 2の生体電極と、圧力変動と生体電気とを計測するようにした電気信号線を有する生体信号計測センサ力の信号を受ける圧力変動計測部、生体電気計測部、生体信号処理部を備えた生体信号計測装置につ!ヽて記載されている。

特許文献 1：特開 2003 - 284697号公報

[0005] し力しながら、このような生体信号計測センサを人体に付けてデータを採集する際に、センサ回路に絶対のアースが取れないこと、体温や生体微弱電流によって圧電フィルムセンサに電荷が溜まっていくことによる出力電圧の上昇、さらに体の動きや筋電などによりノイズが発生する。 [0006] 一方、電気伝導性布帛を電極として心拍情報の計測、心電図作成などを行う場合には 3電極が用いられることが普通であるが、装着性などを考慮して特許文献 1では 2電極法を用いている。しかも、電気伝導性布帛によるセンサが参照電極をとつていないため、採集した信号が微弱であると同時に、人体の影響 (例えば、体温や静電気など）によるノイズが生じる。

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0007] 前述したように、圧電体フィルムと電気伝導性布帛とで構成された圧力変動計測センサ、電気伝導性布帛で構成された生体電気センサにより得られた信号を処理する従来の計測装置において、採集した信号が微弱であり、センサ回路に絶対のアース

、う事情や、体温や静電気など人体からの影響で圧電フィルムセンサに電荷が溜まっていくことによる出力電圧の上昇、さらに体の動きゃ筋電などによりノィズが発生することが避けられないため、計測精度を高めることができないものであつた。そのため、圧力変動、生体電気を計測するセンサからの信号を処理する計測装置において発生するノイズを抑制し、長時間にわたって高精度の計測信号を得られるようにすることが求められて、た。

課題を解決するための手段

[0008] 本発明は前述した課題を解決すべくなしたものであり、請求項 1に係る発明は、ポリマー圧電体フィルムを 2枚の薄層状の生体電極で挟んで構成された圧電フィルムセンサと、該圧電フィルムセンサで取得された信号を処理する信号処理回路とからなり、前記信号処理理回路は前記圧電フィルムセンサで取得された圧力変動を示す信号に対し低周波ノイズをカットするローノスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットするバンドパスフィルタと、前記圧電フィルムセンサにおける飽和状態を解消するように接続されたコンパレータ回路及びショート回路とを含んで構成されていることを特徴とする圧電フイルムセンサを用いた心肺機能計測装置である。

[0009] 請求項 1に係る発明を引用する請求項 2に係る発明は、前記ローパスフィルタの力ットオフ周波数を 500Hz以下、前記バンドパスフィルタのカットオフ周波数を 0. 01H zから 30Hzとしたことを特徴とする圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置である。

[0010] 請求項 1または請求項 2のいずれか 1項に係る発明を引用する請求項 3に係る発明は、前記圧電フィルムセンサで取得される圧力変動を示す信号は呼吸信号と心拍信号であることを特徴とする圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置である。

[0011] 請求項 3に係る発明を引用する請求項 4に係る発明は、前記圧電フィルムセンサで取得された信号をベースライン変動に影響する低周波数と呼吸信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、ローパスフィルタにより呼吸信号を抽出し、時間遅れ補償を行い、ゼロクロース点を算出し、吸気間隔及び呼気間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置である。

[0012] 請求項 3に係る発明を引用する請求項 5に係る発明は、前記圧電フィルムセンサで取得された信号を呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、バンドパスフィルタにより心拍信号を抽出し、ピークを検出しゃすくするためにローパスフィルタに通し、ピーク間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、圧電フィルムセンサで得られた信号力心拍情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置である。

[0013] また、請求項 6に係る発明は、 2枚の導電性繊維からなる生体電極で構成される導電性線維センサと、該導電性線維センサで取得された信号を処理する信号処理回路とからなり、前記信号処理回路は前記導電性線維センサで取得された生体電気を示す信号に対し低周波ノイズをカットするローノスフィルタと、該ローパスフィルタを通つた後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットする第 1のバンドパスフィルタと、電源のノイズをカットするノッチフィルタと、第 2のバンドパスフィルタとを含んで構成されてヽることを特徴とする導電性線維センサを用いた心肺機能計測装置である。

[0014] 請求項 6に係る発明を引用する請求項 7に係る発明は、前記ローパスフィルタの力ットオフ周波数を 500Hz以下、前記第 1のバンドパスフィルタのカットオフ周波数を 0 . 01Hz力ら 150Hz、前記第 2のバンドパスフィルタのカットオフ周波数を 0. 01Hz力ら 120Hzとしたことを特徴とする導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置である。

[0015] 請求項 6または請求項 7のいずれか 1項に係る発明を引用する請求項 8に係る発明は、前記導電性線維センサで取得される生体電気を示す信号は心電信号と心拍信号であることを特徴とする導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置である。

[0016] 請求項 8に係る発明を引用する請求項 9に係る発明は、導電性繊維センで取得された信号を呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、電源ノイズを取り除くノッチフィルタを通し、ノンドパスフィルタにより心拍信号を抽出し、ピークを検出しやすくするためにローパスフィルタを通し、ピーク間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、導電性線維センサで得られた信号力心拍情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置である。

[0017] 請求項 10に係る発明は、ポリマー圧電体フィルムを 2枚の薄層状の生体電極で挟んで構成された圧電フィルムセンサと、該圧電フィルムセンサで取得された信号を収集し処理する圧電フィルムセンサ用信号収集回路と、 2枚の導電性繊維からなる生体電極で構成される導電性線維センサと、該導電性線維センサで取得された信号を収集し処理する導電性線維センサ用信号収集回路とを備えてなり、前記圧電フィルムセンサ用信号収集回路は低周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットするバンドパスフィルタと、前記圧電フィルムセンサにおける飽和状態を解消するように接続されたコンパレータ回及びショート回路とを含んで構成され、前記導電性線維センサ用信号収集回路は低周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノィズをカットする第 1のバンドパスフィルタと、電源のノイズをカットするノッチフィルタと、第 2のバンドパスフィルタとを含んで構成されていることを特徴とする併用型の心肺機能計測装置である。

[0018] 請求項 1, 2, 3, 6, 7, 8, 10のいずれ力 1項に係る発明を引用する請求項 11に係る発明は、心肺機能の計測を行えるように身体に装着するための装着手段を備えてなることを特徴とする心肺機能計測装置である。

発明の効果

[0019] 本発明によれば、圧電フィルムセンサ及び Zまたは導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置にぉ、て、圧電フィルムセンサで取得された信号に対してはローバスフィルタ、バンドパスフィルタによりノイズをカットするとともにコンパレータ及びショート回路によりセンサにおける飽和状態を解消し、また、導電性線維センサで取得された信号に対してはローパスフィルタ、第 1及び第 2のバンドパスフィルタ、ノッチフィルタによりノイズをカットするようにしたので、長時間にわたって高精度の信号を得ることができ、また一般の者が睡眠中等日常生活において利用可能な形態の心肺機能計測装置とすることができる。

発明の実施に最良の形態

[0020] 本発明による心肺機能計測にぉ、ては、生体センサとして、呼吸と心拍などの生体信号を取得する圧電フィルムセンサを用いる形態、心電図と心拍情報を計測するための導電性繊維センサを用いる形態、圧電フィルムセンサ及び導電性線維センサを用いる形態がある。

[0021] そこでまず、圧電フィルムセンサを用いた圧電フィルムセンサ型心肺機能計測装置につヽて説明する。図 1に圧電フィルムセンサ型心肺機能計測装置の構成を示す。圧電フィルムセンサ 1は、圧電体であるポリフッ化ビ-リデン（PVDF)フィルムを挟む第 1の薄層状の生体電極及び第 2の薄層状の生体電極で構成されたものであり、各電極からの信号は、 RCローパスフィルタ 2, 3を通り、アンプ 4で増幅されバンドパスフィルタ 5を経て出力され、また並列的にショート回路 6、コンパレータ 7が設けられている。圧電フィルムセンサ型心肺機能検出装置は、図 1のような圧電フィルムセンサ 1、 RCローパスフィルタ 2、アンプ 4、バンドパスフィルタ 5、ショート回路 6、コンパレータ 7 力なる圧電フィルムセンサ型ユニットを含んで構成される。

[0022] 図 2に、 RCローパスフィルタの一例を示す力生体信号計測時に必ず発生する高周波数ノイズをカットして力アンプで増幅するために設けるもので、より高品質の信号を得ることが出来る。前記 RCローパスフィルタのカットオフ周波数は 500Hz以下でよい。 [0023] ショート回路 6及びコンパレータ 7は、長時間の計測をするときに圧電フィルムセンサに溜まっている電荷を放電させ、センサのオーバーフローを防ぐためのものである。バンドパスフィルタ 5は、より高質な呼吸信号と心拍信号を出力するために設けられるものである。呼吸と心拍信号を採集することを例に取れば、バンドパスフィルタの力ットオフ周波数は 0. 01〜30Hzでよい。また、前記バンドパスフィルタの次数は 2次以上が好ましい。

[0024] 図 3に圧電フィルムセンサで得られた信号力抽出された呼吸情報を示す。図 3 (a) は圧電フィルムセンサ力得られた本来の信号を示し、呼吸情報及び心拍情報を同時に含んでいる。図 3 (b)は、後述する図 5に示すアルゴリズムにより抽出された結果として得られた信号を示す。比較のために、図 3 (c)には市販の呼吸曲線記録センサから得られた信号を示す。いずれのグラフも横軸は時間である。なお、図 3 (b)中、隣接の白丸の時間黒丸の時間 =吸気の時間間隔、隣接の黒丸の時間白丸の時間 =呼気の時間間隔である。

[0025] 図 4に圧電フィルムセンサで得られた信号力抽出された心拍情報を示す。図 4 (a) は圧電フィルムセンサ力得られた本来の信号を示し、図 3 (a)と同様に呼吸情報及び心拍情報を同時に含んでいる。図 4 (b)は、後述するアルゴリズムにより抽出された結果として得られた信号を示す。比較のために、図 4 (c)には 3電極型 ECG (心電図： Electrocardiogram)から得られた信号を示す。なお、図 4 (b)中、白丸間の時間間隔は心拍 R— R間隔である。

[0026] 図 5に、図 3 (a)に示す如き圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出するアルゴリズムを示す。圧電フィルムセンサで得られた信号はセンサ信号 x (n)として出力され (ステップ 1)、次に、ウェーブレット（wavelet) ·フィルタなど、ベースライン変動に影響する低周波数と呼吸信号に必要のない高周波成分を有効に取り除くためのソフトウェアフィルタ（0. 01〜4Hz)を通す (ステップ 2)。次に、デジタルローパスフィルタ (0. 3Hz)を利用して呼吸信号を抽出する (ステップ 3)。その後時間遅れ補償 (ステップ 4)を行った後、ゼロクロース点を算出する (ステップ 5)。その結果は先に図 3 (b)に示したとおりである。得られたゼロクロース点の間隔を測定することで、吸気間隔及び呼気間隔が算出できる (ステップ 6)。 [0027] このように圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出できるようにする心肺機能計測装置は、ステップ 1〜6の処理を行うための信号処理回路を備えるものとすればよぐそのための専用回路を備える形態としてもよいが、そのためのソフトゥエアを有するコンピュータにより信号処理を行う形態としてもよい。

[0028] 図 6に、図 4 (a)に示す如き圧電フィルムセンサで得られた信号から心拍情報を抽出するアルゴリズムを示す。圧電フィルムセンサで得られた信号はセンサ信号 x (n)として出力され (ステップ 1)、次に、ウェーブレット'フィルタなど、呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分を有効に取り除くためのソフトウェアフィルタ（8〜1 20Hz)を通す (ステップ 2)。次に、デジタルバンドパスフィルタ（13〜25Hz)を利用して、心拍情報を抽出する (ステップ 3)。そしてピーク値を検出しやすくするためにステツプ 3で得られたデータの絶対値を取った後口一パスフィルタ（5Hz)を通し (ステツプ 4)、ピーク値を検出する (ステップ 5)。得られたピーク値間の間隔が心拍 R— R間隔である（ステップ 6)。

[0029] このように圧電フィルムセンサで得られた信号から心拍情報を抽出できるようにする心肺機能計測装置は、ステップ 1〜6の処理を行うための信号処理回路を備えるものとすればよぐそのための専用回路を備える形態としてもよいが、そのためのソフトゥエアを有するコンピュータにより信号処理を行う形態としてもよい。

[0030] 次に、導電性繊維センサ型心肺機能計測装置にっ、て説明する。図 7に導電性繊維センサ型心肺機能計測装置の構成を示す。導電性繊維センサ 11は導電性繊維からなる第 1の生体電極及び第 2の生体電極で構成され、各電極からの信号は電源や筋電、静電気などによるノイズ信号を除去する RCローパスフィルタ 12, 13を通り、アンプ 14で増幅され、ベースライン変動と高周波数ノイズを防ぐための第 1のバンドパスフィルタ 15を通り、電源のノイズをカットするノッチフィルタ 16を経て、さらに第 2 のバンドパスフィルタ 17を経て出力される。前記 RCローパスフィルタ 12, 13のカットオフ周波数は 500Hz以下でよい。また、前記バンドパスフィルタ 15, 17の次数はいずれも 2次以上が好ましい。そして、前記第 1のバンドパスフィルタ 15は、 0. 01-15 OHz、前記第 2のバンドパスフィルタ 17は、 0. 01〜120Hzのカットオフ周波数とすることが好ましい。 60Hzまたは 50Hzの交流ノイズはノッチフィルタ 16を用いて除去される。導電性繊維センサ 11から適切な出力信号を得るためには、前記第 1のバンドパスフィルタ 15、ノッチフィルタ 16、前記第 2のバンドパスフィルタ 17というように、この順序で配置したものとすることが重要である。導電性線維センサ型心肺機能検出装置は、図 7のような導電性線維センサ 11、 RCローパスフィルタ 12, 13、アンプ 14、第 1のバンドパスフィルタ 15、ノッチフィルタ 16、第 2のバンドパスフィルタ 17からなる導電性線維センサ型ユニットを含んで構成される。

[0031] 図 8に、導電性繊維センサ型心肺機能計測装置力抽出された心拍情報を示す。

左側のグラフは正常に信号が得られた場合であり、右側のグラフは筋肉ノイズが入つた場合である。最上段は導電繊維センサ型心肺機能計測装置で得られた本来の信号を示し、中段は抽出された心拍情報を示す。比較のために、下段には市販の 3電極型 ECGで得られた信号を示す。

[0032] 図 9に、導電性線維センサで得られた信号カゝら心拍情報を抽出するアルゴリズムを示す。導電性線維センサで得られた信号がセンサ信号 x(n)として出力され (ステップ 1)、次に、ウェーブレット'フィルタなど、呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分を有効に取り除くためのソフトウェアフィルタ（0. 03〜 125Hz)を通す (ステップ 2)。次に、ノッチフィルタを用いて電源ノイズ（60Hzまたは 50Hz)を取り除く（ステツプ 3)。次に、デジタルバンドパスフィルタ（13〜25Hz)を利用して、心拍情報を抽出する (ステップ 4)。そしてピーク値を検出しやすくするためにステップ 4で得られたデータの絶対値を取った後口一パスフィルタ（5Hz)を通し (ステップ 5)、ピーク値を検出する (ステップ 6)。得られたピーク値間の間隔が心拍 R—R間隔である (ステップ 7)。

[0033] この導電性線維センサで得られた信号カゝら心拍情報を抽出できるようにする心肺機能計測装置は、ステップ 1〜7の処理を行うための信号処理回路を備えるものとすればよぐそのための専用回路を備える形態としてもよいが、そのためのソフトウェアを有するコンピュータにより信号処理を行う形態としてもよい。

[0034] 次に、圧電フィルムセンサ及び導電性繊維センサを組み合わせた併用型の心肺機能計測装置について説明する。導電性繊維センサは、圧電フィルムセンサに比べ、心電 '心拍信号の計測に適している。しかし、普通の睡眠状況と日常生活下で用いた場合、導電性繊維センサが体とうまく接触できない状況は頻繁に発生することが考えられる。その場合、導電性繊維センサ力心電 '心拍信号を計測することができなくなる。

[0035] 一方、圧電フィルムセンサは、センサ自信が体と接触しなくても、呼吸や心拍による体動が該圧電フィルムセンサに伸び縮みを与えれば、圧電フィルムセンサ力その信号を検出することは可能である。しかし、圧電フィルムセンサの信号からよりも導電性繊維センサの信号力もの方が心拍情報をより正確に抽出できる。したがって、より精度の高!ヽ心肺機能計測装置とする場合には、導電性繊維センサと圧電フィルムセンサとの両方を備えるのがよぐこのような両方のセンサを備える併用型の心肺機能計測装置では、両センサを同時に使用し互いに補間することでより高性能の心肺機能計測装置を実現できる。

[0036] 図 10に導電性線維センサと圧電フィルムセンサとを備える併用型の心肺機能計測装置の構成を示しており、この心肺機能計測装置においては、導電性繊維センサ 21 からの信号を先に述べた導電性線維センサ型ユニットを含んで構成される導電繊維センサ信号収集回路 23を通して収集し、 AZD変換後マイコン 25で処理する。同時に圧電フィルムセンサ 22からの信号も先に述べた圧電フィルムセンサ型ユニットを含んで構成される圧電フィルムセンサ信号収集回路 24を通して収集し、 AZD変換後マイコン 25で処理する。さらに、収集された信号、あるいはそれを処理して得られたデータを例えば USB26で接続されたコンピュータ 27に給送しデータの表示 '保存' 解析を行う。

[0037] 導電性繊維センサと圧電フィルムセンサとの両方を備えた心肺機能計測装置の形態として、これをベルトタイプ等、身体に装着可能な装置形態とすることが考えられる。図 11にベルトタイプの心肺機能計測装置 31の構成の例を示す。ベルトタイプの心肺機能計測装置 31は 2枚の導電性繊維シート 34, 35と圧電フィルムセンサ 36とをクッシヨン材または可撓性板材に取り付けて構成されるセンサヘッド 32にベルト 33が取り付けられ、ウェストの周りに着用されるようにしてある。センサヘッド 32は例えば 90 mmの幅、 185. 5mmの長さで、 2枚の導電性繊維シート 34, 35は心拍情報を抽出するため ECGを測定するために用いられる。また、圧電フィルムセンサ 36は腹部の上下動から呼吸のサイクルを測定すると共に心拍も測定する。

[0038] 図 12に、導電性繊維センサの出力波形と心拍信号を示す。図中 (a)は導電性繊維センサが体と接触不良か乾燥している場合に測定された波形で、（b)は図 9のァルゴリズムを適用して抽出した心拍信号であり、うまく抽出できな力つたことが分かる。

[0039] 図 13に、図 12に示した導電性繊維センサの測定時と同時刻における圧電フィルムセンサの出力信号と抽出した心拍信号を示す。図中（c)は圧電フィルムセンサ力の出力信号、（d)は図 6のアルゴリズムを適用して得られた心拍信号であり、心拍情報力 Sうまく抽出されたことが分かる。

[0040] 導電性繊維センサを用いる際は、常時皮膚に接触しており、皮膚が湿っていることが必要である。実際、皮膚が乾燥してくると重要なノイズが発生する。図 12に示した例では、 R—R間隔は正確に測定できないことは明らかである。

[0041] これに対して、前記導電性繊維センサを用いた測定と同時期に圧電フィルムセンサ力得られる出力信号を図 13 (c)に示す。図 13 (d)には図 6のアルゴリズムにより抽出した心拍信号を示す。導電性繊維センサを用いた測定ではできないが、圧電フィルムセンサ力も得られる出力信号から R—R間隔は計算できることは明らかである。それゆえ、導電性繊維センサと圧電フィルムセンサを同時に使用し、互いに補間することで、より高性能の心肺機能センサを実現できる。

[0042] 上述したように、圧電フィルムセンサ及びその信号処理アルゴリズムは有効に呼吸情報の抽出を行うことができるものであり、心拍情報の抽出にも高い潜在力を有するものである。しかしながら、圧電フィルムセンサはいつも有効ではないかもしれない。例えば体の動きで前記ベルトセンサがずれたり、動くことで、睡眠中に一定時間その機能を失ってしまうかも知れな、。

[0043] 図 14には、圧電フィルムセンサがうまく動作せず、導電性繊維センサがうまく動作した場合の結果を示す。（a)は圧電フィルムセンサからの出力信号である力信号が非常に小さぐ（b)に図 6のアルゴリズムにより抽出した心拍信号を示すが、心拍情報あるいは呼吸情報の抽出が困難である。し力しながら、この時間帯では、（c)に示すように導電性繊維センサは正常に機能しているようであり、心拍信号が抽出できていることは明白である。それゆえ、導電性繊維センサと圧電フィルムセンサを同時に使用し、互いに補間することで、より高性能の心肺機能センサを実現できる。

図面の簡単な説明

[0044] [図 1]本発明の 1つの形態としての圧電フィルムセンサ型心肺機能計測装置の構成を示す図である。

[図 2]RCローパスフィルタの一例を示す図である。

[図 3]圧電フィルムセンサ力得られた信号力抽出された呼吸情報を示す図である

[図 4]圧電フィルムセンサ力得られた信号力抽出された心拍情報を示す図である

[図 5]圧電フィルムセンサ信号から呼吸情報を抽出するアルゴリズムを示す図である。

[図 6]圧電フィルムセンサ信号力も心拍情報を抽出するアルゴリズムを示す図である。

[図 7]本発明の他の形態としての導電性繊維センサ型心肺機能計測装置の構成を示す図である。

[図 8]導電性繊維センサカゝら心拍情報を抽出した 2つの場合を示す図であり、

左欄は正常に信号が得られた場合、右欄は筋肉のノイズが入った場合をそれぞれ示す。

[図 9]導電性繊維センサ信号カゝら心拍情報を抽出するアルゴリズムである。

[図 10]本発明のさらに他の形態としての導電性繊維センサと圧電フィルムセンサとの両方を備える併用型の心肺機能計測装置の構成を示す図である。

[図 11]本発明による心肺機能計測装置をベルトタイプとした構成を示す図である。

[図 12]導電性繊維センサの出力信号と心拍信号を示す図である。

[図 13]圧電フィルムセンサの出力信号と抽出した心拍信号を示す図である。

[図 14]圧電フィルムセンサがうまく動作せず、導電性繊維センサがうまく動作した場合の結果を示す図である。

符号の説明

[0045] 1 圧電フィルムセンサ

2 RCローパスフィルタ RCローパスフィルタ

アンプ

RCローノスフイノレタ

ショート回路

コンノレータ

導電性繊維センサ

RCローパスフィルタ

アンプ

第 1のバンドパスフィルタノッチフィルタ

第 2のバンドパスフィルタ導電性繊維センサ

圧電フィルムセンサ

導電性繊維センサ用信号収集回路圧電フィルムセンサ用信号収集回路マイコン

ベルトセンサ

センサヘッド

ベノレト

5 導電性繊維シート

圧電フィルムセンサ

Claims

請求の範囲

[1] ポリマー圧電体フィルムを 2枚の薄層状の生体電極で挟んで構成された圧電フィルムセンサと、該圧電フィルムセンサで取得された信号を処理する信号処理回路とからなり、前記信号処理理回路は前記圧電フィルムセンサで取得された圧力変動を示す信号に対し低周波ノイズをカットするローノスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットするバンドパスフィルタと、前記圧電フィルムセンサにおける飽和状態を解消するように接続されたコンパレータ回路及びショート回路とを含んで構成されていることを特徴とする圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置。

[2] 前記ローパスフィルタのカットオフ周波数を 500Hz以下、前記バンドパスフィルタのカットオフ周波数を 0. 01Hzから 30Hzとしたことを特徴とする請求項 1に記載の圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置。

[3] 前記圧電フィルムセンサで取得される圧力変動を示す信号は呼吸信号と心拍信号であることを特徴とする請求項 1または請求項 2のいずれか 1項に記載の圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置。

[4] 請求項 3に記載の心肺機能計測装置において、前記圧電フィルムセンサで取得された信号をベースライン変動に影響する低周波数と呼吸信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、ローパスフィルタにより呼吸信号を抽出し、時間遅れ補償を行い、ゼロクロース点を算出し、吸気間隔及び呼気間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置。

[5] 請求項 3に記載の心肺機能計測装置において、前記圧電フィルムセンサで取得された信号を呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、バンドパスフィルタにより心拍信号を抽出し、ピークを検出しやすくするためにローパスフィルタに通し、ピーク間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、圧電フィルムセンサで得られた信号カゝら心拍情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置。

[6] 2枚の導電性繊維からなる生体電極で構成される導電性線維センサと、該導電性線維センサで取得された信号を処理する信号処理回路とからなり、前記信号処理回路は前記導電性線維センサで取得された生体電気を示す信号に対し低周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローノスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットする第 1のバンドパスフィルタと、電源のノイズをカットするノッチフィルタと、第 2のバンドパスフィルタとを含んで構成されて!ヽることを特徴とする導電性線維センサを用いた心肺機能計測装置。

[7] 前記ローパスフィルタのカットオフ周波数を 500Hz以下、前記第 1のバンドパスフィルタのカットオフ周波数を 0. 01Hz力ら 150Hz、前記第 2のバンドパスフィルタのカツトオフ周波数を 0. 01Hzから 120Hzとしたことを特徴とする請求項 6に記載の導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置。

[8] 前記導電性線維センサで取得される生体電気を示す信号は心電信号と心拍信号であることを特徴とする請求項 6または請求項 7のいずれか 1項に記載の導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置。

[9] 請求項 8に記載の心肺機能計測装置において、導電性繊維センで取得された信号を呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、電源ノイズを取り除くノッチフィルタを通し、バンドパスフィルタにより心拍信号を抽出し、ピークを検出しやすくするためにローパスフィルタを通し、ピーク間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、導電性線維センサで得られた信号力も心拍情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置。

[10] ポリマー圧電体フィルムを 2枚の薄層状の生体電極で挟んで構成された圧電フィルムセンサと、該圧電フィルムセンサで取得された信号を収集し処理する圧電フィルムセンサ用信号収集回路と、 2枚の導電性繊維からなる生体電極で構成される導電性線維センサと、該導電性線維センサで取得された信号を収集し処理する導電性線維センサ用信号収集回路とを備えてなり、前記圧電フィルムセンサ用信号収集回路は低周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローノスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットするバンドパスフィルタと、前記圧電フィルムセンサにおける飽和状態を解消するように接続されたコンパレータ回及びショート回路とを含んで構成され、前記導電性線維センサ用信号収集回路は低周波ノイズをカットするローノスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットする第 1のバンドパスフィルタと、電源のノイズをカットするノッチフィルタと、第 2のバンドパスフィルタとを含んで構成されていることを特徴とする併用型の心肺機能計測装置。

心肺機能の計測を行えるように身体に装着するための装着手段を備えてなることを特徴とする請求項 1, 2, 3, 6, 7, 8、 10のいずれか 1項に記載の心肺機能計測装置