WO2010047325A1 - 脈波検出装置及び生体状態分析装置 - Google Patents

脈波検出装置及び生体状態分析装置 Download PDF

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WO2010047325A1
WO2010047325A1 PCT/JP2009/068057 JP2009068057W WO2010047325A1 WO 2010047325 A1 WO2010047325 A1 WO 2010047325A1 JP 2009068057 W JP2009068057 W JP 2009068057W WO 2010047325 A1 WO2010047325 A1 WO 2010047325A1
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pulse wave
frequency
filtering
signal
detection device
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PCT/JP2009/068057
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藤田　悦則
小倉　由美
慎一郎 前田
中村　哲夫
知己 小渕
岡田　卓也
Original Assignee
株式会社デルタツーリング
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0285—Measuring or recording phase velocity of blood waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6887—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient mounted on external non-worn devices, e.g. non-medical devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/16—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state
    • A61B5/18—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state for vehicle drivers or machine operators

Definitions

  • the present invention relates to a pulse wave detection device that detects a pulse wave from a signal wave detected by an air cushion, and a biological state analysis device that analyzes the state of a living body using the pulse wave detected by the pulse wave detection device.
  • the present applicant also has an air bag in which a three-dimensional solid knitted fabric is inserted, for example, as Patent Document 1, and arranges the air bag at a portion corresponding to, for example, a person's waist, and measures the air pressure fluctuation of the air bag.
  • Patent Document 1 A system for detecting a human biological signal from the obtained time-series data of air pressure fluctuation and analyzing the state of the human biological body is disclosed.
  • Non-Patent Documents 1 and 2 also report attempts to detect human biological signals by arranging an air pack sensor along the lumbar gluteal muscles.
  • JP 2007-90032 A "Application of biological fluctuation signals measured by non-invasive sensors to fatigue and sleep prediction", Naoki Ochiai (6 others), 39th Annual Meeting of the Japan Ergonomics Society, Chugoku-Shikoku Branch, 2006 Issued on May 25, Publisher: Japan Ergonomics Society Chugoku-Shikoku Branch Office "Prototype of vehicle seat with non-invasive biological signal sensing function", Shinichiro Maeda (4 others), 39th Japan Ergonomics Society China-Shikoku Branch Conference, Proceedings, November 25, 2006 Place: Japan Ergonomics Society Chugoku / Shikoku Branch Office
  • Patent Document 1 and Non-Patent Documents 1 and 2 a pulse wave of an artery (aorta) near the lumbar region is detected, and time series signal data of the obtained pulse wave is used.
  • the biological state is analyzed by detecting a sleep symptom signal by the method proposed in -344612. More specifically, the detection of the onset of sleep signal is performed by obtaining the maximum value and the minimum value of the time-series signal data of the pulse wave by the smoothing differentiation method using Savitzky and Golay, respectively. Then, the maximum value and the minimum value are divided every 5 seconds, and the average value of each is obtained.
  • the square of the difference between the average values of the obtained local maximum and local minimum is used as a power value, and this power value is plotted every 5 seconds to create a time series waveform of the power value.
  • the slope of the power value is obtained by the least square method for a certain time width Tw (180 seconds).
  • Tw time width
  • Tw time width
  • Tl overlap time
  • the maximum Lyapunov exponent is obtained by chaos analysis of pulse wave time series signal data, and the maximum Lyapunov exponent is obtained by smoothing differentiation, and the time series waveform of the slope of the maximum Lyapunov exponent is obtained by slide calculation as described above. .
  • the time series waveform of the power value slope and the time series waveform of the power value slope and the time series waveform of the maximum Lyapunov exponent slope are in opposite phases, and further, the power value A waveform having a low frequency and a large amplitude waveform in the time series waveform of the slope is a characteristic signal indicating a sleep onset symptom, and the point at which the amplitude subsequently decreases is the sleep onset point.
  • This invention is made in view of the above, and makes it a subject to provide the pulse wave detection apparatus which can detect a pulse wave more accurately, using an air cushion. Moreover, this invention makes it a subject to provide the biological condition analyzer which can perform a state analysis correctly by using the pulse wave detected with the said pulse wave detection apparatus accurately.
  • the present invention provides a biological signal measuring device including an air cushion disposed corresponding to a part capable of detecting a pulse wave of a human body, and a sensor that detects air pressure fluctuation of the air cushion.
  • a pulse wave detection device that receives an output signal of the sensor and detects a pulse wave, and obtains a carrier wave including the pulse wave component by filtering the received output signal of the sensor with a predetermined frequency
  • the first filtering means, the detector for detecting the signal wave filtered by the first filtering means, and the pulse wave component signal wave detected by the detector higher than the frequency of the respiratory component Filtering is performed within the range of the lower cutoff frequency set in frequency and the upper cutoff frequency set with reference to the frequency of the second harmonic component of the pulse wave.
  • the first filtering means is preferably a band-pass filter
  • the second filtering means preferably has a cutoff frequency on the lower limit side set to 1 ⁇ 2 of the fundamental frequency of the pulse wave.
  • the second filtering means preferably has a cutoff frequency on the lower limit side set to 0.5 Hz.
  • the second filtering means preferably comprises a combination of a high-pass filter in which a lower cut-off frequency is set and a low-pass filter in which an upper cut-off frequency is set.
  • an S / N ratio calculation unit that obtains an S / N ratio that is a ratio between a pulse wave component signal output through the second filtering unit and noise is provided.
  • the first filtering means is preferably configured to shift the center frequency and perform filtering when the S / N ratio obtained from the S / N ratio calculation unit is less than a predetermined threshold.
  • the second filtering means shifts the center frequency of the first filtering means, and when the S / N ratio newly obtained by filtering is less than a predetermined threshold, the upper cutoff frequency is set to a lower frequency. It is preferable that it is the structure which shifts to and filters.
  • the present invention has the above-described pulse wave detection device, and a biological state analysis device characterized by including a state analysis unit that analyzes a human state using a processed signal wave processed by the pulse wave detection device I will provide a.
  • the pulse wave detection device of the present invention includes a first filtering means for extracting a carrier wave including an arterial pulse wave component by filtering an output signal of a sensor for detecting air pressure fluctuation of an air cushion at a predetermined frequency; A detector for detecting the signal wave filtered by the filtering means, and a pulse wave component signal wave detected by the detector with a lower cutoff frequency higher than a respiratory component frequency and a second harmonic component frequency And a second filtering means for filtering within the range of the upper cutoff frequency set with reference to.
  • the carrier wave of the pulse wave component of the artery is extracted by the first filtering means, and the pulse wave including the second harmonic component is filtered by the second filtering means on the basis of the frequency of the second harmonic component. Detect ingredients.
  • a notch (a signal indicating that the aorta suddenly closes at the end of the stroke period) can be captured in the signal wave finally obtained in the pulse wave detection device.
  • a notch is measured in a fingertip volume pulse wave or the like collected in a static state, and the fact that this notch can be captured indicates that the biological information has been reliably captured. It is.
  • the biological state analyzer of the present invention performs analysis using the signal wave obtained from the pulse wave detector, the analysis result of the biological state such as detection of a sleep onset sign signal becomes more accurate.
  • FIG. 1 is a view showing a state in which a biological signal measuring apparatus according to an embodiment of the present invention is incorporated in a sheet.
  • FIG. 2 is a diagram showing the biological signal measuring apparatus according to the embodiment in more detail.
  • 3A and 3B are views showing the air cushion unit, where FIG. 3A is a cross-sectional view seen from the front direction, FIG. 3B is a side view, FIG. 3C is a bottom view, and FIG. It is A sectional view.
  • FIG. 4 is an exploded perspective view of the air cushion unit.
  • 5A and 5B are views for explaining the size of the air cushion unit used in the test example.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a configuration of the biological state analyzer and a configuration of a pulse wave detection device employed in the biological state analyzer.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a technique for varying the center frequency in the first filtering means.
  • FIGS. 8A to 8C are diagrams showing a comparison between a waveform when 2 Hz-3.2 Hz is excluded by a band elimination filter and a waveform when it is not excluded in order to examine a frequency band including a notch. It is. 9 (a) to 9 (c) show a comparison between the waveform when 3.2 Hz to 4.5 Hz is excluded by the band elimination filter and the waveform when it is not excluded in order to investigate the frequency band including the notch. It is a figure.
  • FIGS. 11A to 11C are diagrams showing a comparison between a waveform when 5.7 Hz-7 Hz is excluded by a band elimination filter and a waveform when it is not excluded in order to examine a frequency band including a notch. It is.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining a method of varying the upper cutoff frequency in the second filtering unit.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating processing waveforms in the pulse wave detection device of Test Example 1.
  • FIG. 14A is a view showing an example of an air cushion attached to a finger
  • FIG. 14B is a view showing an example of an air cushion attached to a wrist.
  • FIG. 1 shows an appearance of an automobile seat 500 incorporating a biological signal measuring device 1 that collects a pulse wave to be analyzed by the biological state analyzer 60 according to the present embodiment, in this case, a pulse wave of a back aorta. It is a figure. As shown in this figure, the biological signal measuring apparatus 1 is used by being incorporated in a seat back portion 510.
  • the biological state analysis device 60 of the present embodiment cuts noise included in the output signal of the sensor of the biological signal measuring device 1 and extracts an arterial pulse wave component from the noise, so that the biological state is more accurate than before.
  • the noise that is a signal other than the pulse wave component included in the signal itself collected by the biological signal measuring apparatus 1 is smaller. Therefore, first, in the following, the configuration of the biological signal measuring apparatus 1 with less noise contained in the output signal itself of the sensor will be described even in a vibration environment such as when the automobile is running.
  • the biological signal measuring apparatus 1 includes an air cushion unit 100, a first bead foam resin elastic member 20, and a second bead foam resin elastic member 30.
  • the air cushion unit 100 includes a housing 15 and two air cushions 10 housed in the housing 15. As shown in FIGS. 3 and 4, each air cushion 10 is configured by laminating a front side air cushion 11 and a back side air cushion 12, and is arranged on the left and right sides of the container 15.
  • the front-side air cushion 11 is formed such that three small air bags 111 are connected in the vertical direction, and each of them does not allow air to flow. In each small air bag 111, a three-dimensional solid knitted fabric 112 is disposed as a restoring force applying member.
  • the back side air cushion 12 has a large air bag 121 having the same length as the full length of the front side air cushion 11 formed by connecting three small air bags 111 and a tertiary as a restoring force applying member accommodated in the large air bag 121. It comprises an original three-dimensional knitted fabric 122 (see FIG. 4).
  • the front side air cushion 11 and the back side air cushion 12 are used in such a manner that one side edge along the longitudinal direction is joined, folded into two around the joined side edge, and overlapped with each other ( (Refer FIG.3 (d) and FIG. 4).
  • the air cushion 10 in which the front side air cushion 11 and the back side air cushion 12 are overlapped with each other is arranged on the left and right sides.
  • a sensor mounting tube 111a is provided in any one of the small air bags 111 constituting either one of the left and right front air cushions 11 and 11, and a sensor 111b for measuring air pressure fluctuation is fixed inside thereof.
  • the sensor mounting tube 111a is sealed.
  • a mounting tube 121a is provided in the large air bag 121 in advance, and a sensor is disposed at that portion, and the air pressure fluctuation of the large air bag 121 is measured as necessary.
  • the measurement result of the small air bag 111 may be used for verification.
  • the small air bag 111 preferably has a size in the range of 40 to 100 mm in width and 120 to 200 mm in length in order to react sensitively to such a variation in air pressure due to a biological signal.
  • the material of the small air bag 111 is not limited.
  • the small air bag 111 can be formed using a sheet made of polyurethane elastomer (for example, product number “DUS605-CDR” manufactured by Seadam Co., Ltd.). Any sensor 111b may be used as long as it can measure the air pressure in the small air bag 111.
  • a condenser microphone sensor can be used.
  • the size of the large air bag 121 and the total size when three small air bags 111 are connected are a range of 40 to 100 mm in width and 400 to 600 mm in total length when used for the seat back portion 510 of the automobile seat 500. It is preferable that When the length is short, the seat occupant feels a foreign body sensation only at a portion near the waist in the seat back portion 510. Therefore, it is preferable that the length is 400 mm or more to correspond to the entire back of the seat occupant as much as possible.
  • the sensor 111b that detects air pressure fluctuation is provided in the small air bag 111 at the center of the front air cushion 11 that constitutes the air cushion 10 that is disposed on the left side of the seated person.
  • the position of the small air bag 111 corresponds to a region in which the pulse wave of the aorta (particularly, the “descending aorta”) on the back of the seated person can be detected.
  • the region in which the pulse wave of the back aorta can be detected is not uniform depending on the physique of the seated person, but when measured by 20 subjects with various physiques from a Japanese woman with a height of 158 cm to a Japanese man with a height of 185 cm,
  • the small air bag 111 (width: 60 mm, length: 160 mm) is formed so that the intersection P (see FIGS. 2 and 3) between the side edge and the lower edge near the center of the seat back portion 510 is from the upper surface of the seat cushion portion 520.
  • the pulse wave of the aorta could be detected in all the above subjects.
  • the size of the small air bag 111 is in the range of 40 to 100 mm in width and 120 to 200 mm in length
  • the position of the intersecting portion P is a length along the surface of the seat back portion 510 from the upper surface of the seat cushion portion 520. It is preferable to set the distance within the range of 150 to 280 mm and 60 to 120 mm from the center of the seat back portion 510.
  • the container 15 has a bag-shaped air cushion accommodating part 151 that accommodates the air cushion 10 on both sides, and a connecting part 152 between the two air cushion accommodating parts 151.
  • the air cushion 10 is inserted into each of the two air cushion accommodating portions 151.
  • a three-dimensional solid knitted fabric 40 having substantially the same size as the air cushion 10 into the air cushion accommodating portion 151 so as to overlap the back side of the back side air cushion 12 of the air cushion 10 (FIG. 3D). )reference).
  • the air cushion 10 is supported so as to float by the three-dimensional solid knitted fabric 40, so that external vibration from the seat back portion 510 is hardly transmitted.
  • the connecting portion 152 only needs to be able to support the two air cushion portions 151 at a predetermined interval, and is formed with a width of about 60 to 120 mm. It is preferable that the connecting portion 152 is also formed in a bag shape, and the three-dimensional solid knitted fabric 45 is inserted therein (see FIGS. 3D and 4). Thereby, the vibration input through the connection portion 152 can be effectively removed by inserting the three-dimensional solid knitted fabric 45, and transmission of external vibration to the air cushion 10 including the sensor 111b can be suppressed.
  • the small air bag 111 is formed using, for example, a sheet made of polyurethane elastomer (for example, product number “DUS605-CDR” manufactured by Seadam Co., Ltd.), and forms the back cushion material 12.
  • the large air bag 121 and the container 15 are also preferably formed using the same material.
  • each three-dimensional solid knitted fabric loaded in the small air bag 111, the large air bag 121, the air cushion accommodating portion 151, and the connection portion 152 is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-331603. This is a knitted fabric having a three-dimensional three-dimensional structure having a pair of ground knitted fabrics spaced apart from each other and a large number of connecting yarns that reciprocate between the pair of ground knitted fabrics to couple them together.
  • One ground knitted fabric is formed by, for example, a flat knitted fabric structure (fine stitches) that is continuous in both the wale direction and the course direction from a yarn obtained by twisting a single fiber.
  • a knitted structure having a honeycomb-shaped (hexagonal) mesh is formed from a yarn obtained by twisting short fibers.
  • this knitted fabric structure is arbitrary, and it is also possible to adopt a knitted fabric structure other than a fine structure or a honeycomb shape, and a combination thereof is also arbitrary, such as adopting a fine structure for both.
  • the connecting yarn is knitted between two ground knitted fabrics so that one ground knitted fabric and the other ground knitted fabric maintain a predetermined distance.
  • a three-dimensional solid knitted fabric for example, the following can be used.
  • Each three-dimensional solid knitted fabric can be used by stacking a plurality of pieces as necessary.
  • Product number 49076D (manufactured by Sumie Textile Co., Ltd.)
  • Material Front side ground knitted fabric: twisted yarn of 300 dtex / 288 f polyethylene terephthalate fiber false twisted yarn and 700 dtex / 192 f polyethylene terephthalate fiber false twisted yarn
  • Back side ground knitted fabric 450 dtex / 108 f polyethylene Combination of terephthalate fiber false twisted yarn and 350 decitex / 1f polytrimethylene terephthalate monofilament Linked yarn ... 350 decitex / 1f polytrimethylene terephthalate monofilament
  • the first bead foam resin elastic member 20 and the second bead foam resin elastic member 30 are arranged between the skin member of the seat back portion 510 and the container 15 (air cushion unit 100) containing the air cushion 10. And has a length corresponding to the entire length of the two air cushions 10 and a width corresponding to the length between the tops of the two air cushions 10. Accordingly, it is preferable to use a material having a length of about 400 to 600 mm and a width of about 250 to 350 mm. Thereby, since the two air cushions 10 are covered together, it becomes difficult to feel the unevenness of the two air cushions 10.
  • the first bead foamed resin elastic member 20 is composed of a bead foam formed in a flat plate shape and a covering material adhered to the outer surface thereof.
  • a foam molded body by a resin bead method containing at least one of polystyrene, polypropylene and polyethylene is used as the bead foam.
  • the expansion ratio is arbitrary and is not limited.
  • the covering material is a material having a high elongation and a recovery rate, which is adhered to the outer surface of the bead foam by adhesion, and preferably has a recovery rate of 80% or more at the elongation of 200% or more and 100%.
  • An elastic fiber nonwoven fabric is used.
  • thermoplastic elastomer elastic fibers disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2007-92217 are melt-bonded to each other.
  • trade name “Espancione” manufactured by KB Seiren Co., Ltd. can be used.
  • the second bead foamed resin elastic member 30 includes a bead foam as in the first bead foamed resin elastic member 20, and the first bead foamed resin elastic member covers the outer surface thereof.
  • a biaxial woven fabric (length: 20 / inch, width: 20 / inch) formed from polyethylene naphthalate (PEN) fibers (1100 dtex) manufactured by Teijin Limited can be used.
  • the order in which the first bead foam resin elastic member 20 and the second bead foam resin elastic member 30 are stacked is not limited, but the first elastic member on the seat back portion 510 close to the skin member 511 has a high elasticity. It is preferable to dispose one bead foamed resin elastic member 20.
  • the bead foam constituting the first and second bead foam resin elastic members 20 and 30 has a thickness of about 5 to 6 mm, and the outer surface thereof has a thickness of about 1 mm or less and the above-described elastic fiber nonwoven fabric or heat. It is formed by sticking a nonwoven fabric made of plastic polyester.
  • the surface of the first bead foamed resin elastic member 20 facing the skin member 511 and the surface of the second bead foamed resin elastic member 30 facing the air cushion unit 100 are each made of a PEN film or the like. A polyester film is attached. Thereby, the transmissibility of a biological signal improves.
  • the seat back portion 510 of the seat 500 constituting the human body support means includes a skin member 511 and a cushion support member 512 disposed on the back side of the skin member 511, and the skin member 511
  • a container 15 (air cushion unit 100) holding the air cushion 10 and the first and second bead foamed resin elastic members 20 and 30 are incorporated between the cushion support member 512 and the cushion support member 512.
  • the container 15 (air cushion unit 100) holding the air cushion 10 is first disposed on the cushion support member 512 side, the second bead foam resin elastic member 30 is further on the surface side, and the second bead foam resin elastic member 30 is further on the surface side.
  • One bead foamed resin elastic member 20 is disposed and then covered with a skin member 511.
  • the cushion support member 512 can be formed, for example, by stretching a three-dimensional solid knitted fabric between the rear end edges of the pair of left and right side frames of the seat back portion 510, or can be formed from a synthetic resin plate.
  • the skin member 511 can be provided, for example, by stretching a three-dimensional solid knitted fabric, synthetic leather, leather, or a laminate thereof between the front edges of a pair of left and right side frames.
  • the first bead foamed resin elastic member 20 and the second bead foam resin elastic member 30 having a predetermined size are laminated and arranged on the back surface side of the skin member 511, and thereafter Since the container 15 (air cushion unit 100) holding the pair of left and right air cushions 10 is arranged on the side, the seated person does not feel the unevenness of the air cushion 10 on the back, and measures a biological signal. Although it is the structure which has this air cushion 10, sitting comfort improves.
  • the biological state analysis device 60 includes a pulse wave detection device 610 and a state analysis unit 620 that analyzes a human state using a signal wave processed by the pulse wave detection device 610.
  • the pulse wave detection device 610 includes a first filtering unit 611, a detector 612, a second filtering unit 613, an S / N calculation unit 617, and a filter control unit 618.
  • a preamplifier 614 is provided in front of the first filtering unit 611
  • an amplifier 615 is provided in front of the detector 612
  • a final amplifier 616 is provided in the subsequent stage of the second filtering unit 613. Can be provided as needed.
  • the first filtering unit 611 includes a band-pass filter that receives the electric signal of the sensor 111b amplified by the preamplifier 614 and filters the electric signal with a predetermined bandwidth. This is because a carrier wave including a pulse wave component is extracted in capturing a notch of a pulse wave (pulse (usually the same as heartbeat)) component in a signal wave obtained by filtering by the second filtering means 613. Used for.
  • the band-pass filter constituting the first filtering means 611 is set to an arbitrary bandwidth at a center frequency suitable for extracting a carrier wave including a pulse wave component.
  • the carrier wave including the pulse wave component varies depending on the subject as verified by the present inventor.
  • the carrier frequency when the carrier frequency is set within the range of the center frequency of 10 Hz to 30 Hz, it is suitable for finally detecting a notch.
  • the bandwidth can be set arbitrarily, but if it is too wide, the noise will increase too much, so it is preferable to set it with a bandwidth of 8 Hz or less.
  • the first filtering means 611 has a variable center frequency in order to extract a carrier wave with less noise due to external vibration. Therefore, the initial value of the center frequency may be an arbitrary center frequency, and the carrier wave in the optimum frequency band is extracted by performing measurement for each set bandwidth (step width to be shifted).
  • the first filtering means 611 After filtering by the first filtering means 611 set at a predetermined bandwidth at an arbitrary center frequency, it passes through an amplifier 615, a detector 612, a second filtering means 613, and a final amplifier 616 described later.
  • the obtained signal wave is fed back to the S / N ratio calculation unit 617, and the ratio between the pulse wave component and the noise is obtained.
  • a person's heart rate is 0.5 Hz to 2 Hz with maximum tolerance
  • a signal having a time interval between peaks of a signal waveform of less than 0.5 seconds and a signal wave exceeding 2 seconds are regarded as noise.
  • the S / N ratio calculation unit 617 is set so as to determine the S / N ratio.
  • a threshold value of the S / N ratio of the signal wave that can be adopted is set, and it is determined whether or not the S / N ratio satisfies the threshold value.
  • the filter control unit 618 performs control to shift the center frequency of the first filtering unit 611 by a predetermined step width, Filter again at the shifted center frequency.
  • the S / N ratio of the signal wave obtained through the amplifier 615, the detector 612, the second filtering unit 613, and the final amplifier 616 which will be described later, is calculated again to satisfy a predetermined threshold value. It is determined whether or not.
  • the filter control unit 618 again shifts the center frequency by a predetermined step width, and the first filtering unit 611 performs filtering. These operations are repeated until the S / N ratio satisfies a predetermined threshold.
  • filtering may be performed so that the data of the center frequency having the highest S / N ratio among these may be adopted.
  • the above S / N ratio is obtained by feedback from the output of the final amplifier 616 to the S / N ratio calculation unit 617, but the second filtering means 613 It is also possible to set so as to obtain the feedback from the output to the S / N ratio calculation unit 617.
  • the signal wave filtered by the first filtering means 611 is amplified by the amplifier 615 and demodulated by the detector 612. Specifically, the signal wave input to the detector 612 is full-wave rectified, and the peak value is connected to obtain the envelope.
  • the second filtering means 613 filters the waveform of the detected pulse wave component of the artery. Specifically, filtering is performed in a range between a lower cutoff frequency set at a higher frequency than the respiratory component frequency and an upper cutoff frequency set with reference to the frequency of the second harmonic component of the pulse wave. To do.
  • the frequency of the respiratory component is about 0.3 Hz on average, but by setting the frequency higher than this frequency, the respiratory component signal can be removed.
  • the cutoff frequency on the lower limit side may be set to 1 ⁇ 2 of the fundamental frequency of the pulse wave component regardless of the frequency of the respiratory component.
  • the fundamental frequency of the pulse wave component can be analyzed and set in advance for each person to be measured, but is fixed to 0.5 Hz corresponding to 1/2 of the average fundamental frequency of the pulse wave component. May be.
  • the reason for making it smaller than the average frequency (about 1 Hz) of the pulse wave component (pulse component or heart rate component) is to reliably acquire the waveform of the pulse wave component.
  • the upper cutoff frequency is set based on the frequency of the second harmonic component of the pulse wave.
  • “based on the frequency of the second harmonic component” means to include at least the frequency of the second harmonic component, and the second harmonic component is detected in order to reliably detect the second harmonic component. It is preferable to set a higher range, preferably a range higher by 0.3 Hz to 3 Hz.
  • a notch can be detected. This has been clarified by experiments conducted by the present inventors. That is, when a frequency analysis was performed on the output signal of the sensor 111b obtained by seating a Japanese male in his 30s on the seat 500 as a test subject, the second harmonic component was around 2.5 Hz and the third was around 3.8 Hz.
  • the fourth harmonic component was found near 5.2 Hz, and the fifth harmonic component was found near 6.5 Hz. Therefore, a waveform (FIG. 8 to FIG. 11) obtained by processing the output signal of the sensor 111b (“air pack pressure waveform” in each of FIGS. 8A to 11A) as it is by the pulse wave detection device 610 of this embodiment. From each (b) figure “air pack pulse wave (controller)”) and the output signal of the sensor 111b, around 2.5 Hz (2 Hz-3.2 Hz), around 3.8 Hz (3.2 Hz-4.5 Hz), Waveforms obtained by excluding the vicinity of 5.2 Hz (4.5 Hz to 5.7 Hz) and the vicinity of 6.5 Hz (5.7 Hz to 7 Hz) by the band eliminate filter (see “B.
  • FIGS. 8 to 11 (c) shows the waveforms of the waveforms in FIGS. 8 to 11 reversed in order to facilitate the determination.
  • BEF the disturbance of the waveform shown in “Air pack pulse wave (controller)” was the largest, and a notch was included in the second harmonic component of 2.5 Hz.
  • the pulse wave detection device 610 is provided with a frequency analysis unit that performs frequency analysis of the signal of the sensor 111b in advance, and the frequency is measured for each person to be measured.
  • the frequency of the respiratory component obtained by analysis or the frequency of the second harmonic component of the arterial pulse wave (pulse or heartbeat) may be obtained and set.
  • the processed signal wave filtered by the second filtering means 613 is amplified by the final stage amplifier 616 and used in the state analysis unit 620 for human state analysis.
  • the signal wave filtered by the second filtering means 613 and further amplified by the final stage amplifier 616 has its S / N ratio calculated in the S / N ratio calculation unit 617 as described above. It is determined whether or not the S / N ratio satisfies a preset threshold value. If the S / N ratio satisfies a predetermined threshold, the signal wave (processed signal wave) output at that time is directly analyzed by the state analysis unit 620, while the S / N ratio is the predetermined threshold. If not, the center frequency in the first filtering means 611 is shifted and filtered again as described above.
  • the filter control unit 618 varies the cutoff frequency of the second filtering means 613.
  • the cutoff frequency on the lower limit side of the second filtering means 613 is fixed to a level that exceeds the respiration component frequency of 0.3 Hz, 1/2 the pulse wave frequency, or 0.5 Hz. If the lower cut-off frequency is set higher than this, the pulse wave component may not be detected. Accordingly, it is preferable to vary only the upper cutoff frequency without changing the lower cutoff frequency. For example, as shown in FIG. 12, in the initial value, the cutoff frequency on the upper limit side is set to 5 Hz, which is twice the average value of the second harmonic component of the pulse wave, 2.5 Hz.
  • this is decreased stepwise by 1 Hz, that is, adjusted to 4 Hz, 3 Hz, 2 Hz, and the S / N ratio of the processed signal wave is obtained to determine whether or not the threshold value is satisfied. It is preferable to make it.
  • the adjustment width is arbitrary, and may be set to be lowered by 0.5 Hz instead of by 1 Hz, for example. Since the second filtering means 613 fixes the lower cutoff frequency and makes the upper cutoff frequency variable in this way, a high-pass filter is used to set the lower cutoff frequency, and the upper cutoff frequency is set. For this setting, it is preferable to use a low-pass filter.
  • the pulse wave detection device 610 of the present embodiment has a configuration in which the center frequency of the first filtering unit 611 and the cutoff frequency on the upper limit side of the second filtering unit 613 can be varied. As in the case of measuring in a vehicle inside, in an environment where external vibration is input, the external vibration that becomes noise can be effectively eliminated, and the pulse wave can be detected accurately.
  • the type of the state analysis unit 620 that analyzes the state of the person using the processing signal wave processed in the pulse wave detection device 610 is not limited, and JP 2004-344612, JP It is possible to set means for determining a sleep onset sign signal proposed in 2007-90032, a means for determining the drinking level, and the like. In addition, for example, it is also possible to apply to a known technique for estimating a sleep stage using a pulse wave.
  • a description will be given by taking as an example a means for determining a sleep onset sign signal. That is, computer programs such as the power value inclination calculating means 621, the maximum Lyapunov exponent inclination calculating means 622, and the sleep onset predictor determining means 623 are set in the state analysis unit 620.
  • the power value slope calculating means 621 calculates the difference between the peak value on the upper limit side and the peak value on the lower limit side for each predetermined time range from the peak value of each cycle of the processed signal wave processed in the pulse wave detection device 610.
  • time-series data of the power value is obtained, and an inclination of the power value with respect to the time axis in a predetermined time range is calculated by sliding a predetermined number of times.
  • the local maximum value and the local minimum value are obtained by the smoothing differential method using Savitzky and Golay with respect to the processing signal wave. Then, the maximum value and the minimum value are divided every 5 seconds, and the average value of each is obtained. The square of the difference between the average values of the obtained local maximum and local minimum is used as a power value, and this power value is plotted every 5 seconds to create a time series waveform of the power value.
  • the slope of the power value is obtained by the least square method for a certain time width Tw (180 seconds).
  • Tw is similarly calculated at the overlap time Tl (162 seconds), and the result is plotted.
  • the time series waveform of the slope of the power value is obtained by sequentially repeating this calculation (slide calculation).
  • the maximum Lyapunov exponent inclination calculating means 622 obtains time series data of the maximum Lyapunov exponent from the processing signal wave processed in the pulse wave detector 610, and calculates the slope of the maximum Lyapunov exponent with respect to the time axis in a predetermined time range a predetermined number of times. Calculate by slide calculation. That is, after calculating the maximum Lyapunov exponent by performing chaos analysis on the time series waveform, the local maximum value is obtained by smoothing differentiation, and the time series waveform of the slope is obtained by slide calculation, as described above.
  • the sleep symptom predicting means 623 has an inverse phase relationship between two slope time series waveforms when the slope time series waveforms obtained by the power value slope calculator and the maximum Lyapunov exponent slope calculator are overlaid.
  • the waveform is determined as a sleep signal.
  • a low-frequency and large-amplitude waveform is generated in the power value gradient time-series waveform, and the power value gradient time-series waveform and the maximum Lyapunov exponent gradient time-series waveform It is determined whether or not a waveform having an opposite phase occurs.
  • the seat back portion 510 of the seat 500 has the container 15 holding the air cushion 10 described in the above embodiment, the second bead foam resin elastic member 30, and the first bead foam resin elasticity.
  • the member 20 was accommodated in order.
  • the skin member 511 used for the seat back portion 510 is a three-dimensional solid knitted fabric (manufactured by Sumie Textile Co., Ltd., product number 49013D).
  • the side edge near the center of the seat back portion 510 of the central small air bag 111 (width 60 mm, length 160 mm) constituting the air cushion 10 on the left side of the seated person provided with the sensor (condenser microphone sensor) 111b.
  • the lower edge crossing portion P is incorporated into the seat back portion 510 so that the length from the upper surface of the seat cushion portion 520 along the surface of the seat back portion 510 is 220 mm and the center of the seat back portion 510 is 80 mm ( For other sizes, refer to the sizes shown in FIGS.
  • a biological signal analyzer 60 for analyzing the state of a person based on the air pressure fluctuation obtained by measuring the electrical signal from the sensor 111b of the small air bag 111 is arranged (see FIG. 1).
  • a Japanese male was seated on the seat 500, and the pulse wave of the back aorta was collected.
  • FIG. 13 shows the result.
  • the signal wave obtained from the sensor 111b is a diagram indicated by an “air pack pressure waveform” in FIG. 13A, and a waveform obtained by filtering the signal wave by the first filtering means 611 is shown in FIG. Pressure waveform BPF ".
  • the first filtering means 611 performs filtering by setting the bandwidth to 3.6 Hz and the center frequency to 20 Hz.
  • This “pressure waveform BPF” is amplified by the amplifier 615, then full-wave rectified by the detector 612, further filtered by the second filtering means 613, and amplified by the final amplifier 616.
  • FIG. b shows
  • the cutoff frequency of the second filtering means 613 was filtered by setting the lower limit value to 0.5 Hz and the upper limit value to 5 Hz, which is about twice the second harmonic component. Note that the S / N ratio of the signal wave in FIG. 13B satisfied a preset threshold value. As a result, as shown in FIG. 13B, notches (portions indicated by a in the figure) were detected in the processed signal waveform.
  • the air cushion 10 and the first and second bead foamed resin elastic members 20 and 30 are incorporated in the automobile seat as the human body support means, but the human body support means may be a bed or the like. It can also be incorporated into bedding, diagnostic chairs in hospital equipment, and the like.
  • the pulse wave of the back aorta is detected using the air cushion integrated in a seat back part, it is not limited to this.
  • the size of an air bag and a three-dimensional solid knitted fabric disposed therein can be mounted on a person's finger or wrist. It will be formed.
  • this air cushion is placed along a person's finger or wrist and fixed with a rubber band or the like, or it is formed in a size that can be fixed by wrapping around the finger or wrist. It is also possible to detect a pulse wave of the artery, and to collect a pulse wave of the artery from the transverse artery and ulnar artery near the wrist. Other locations where pulse waves can be collected include, for example, superficial temporal artery, carotid artery, subclavian artery, brachial artery, abdominal aorta, femoral artery, popliteal artery, posterior tibial artery, and dorsal artery There is.
  • an air cushion in which a three-dimensional solid knitted fabric is sealed in an air bag is disposed not only at a portion where the vicinity of the waist abuts but also at a portion where the legs abut, Changes can also be detected.
  • an air cushion can be arranged on the seat belt of an automobile to detect a pulse wave of the abdominal aorta.
  • the state of the living body such as a sign of sleep onset, alcohol use determination, or body movement It is also possible to estimate more accurately.

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Abstract

　生体信号をより正確に検出可能にする。 　脈波検出装置６１０が、エアクッションの空気圧変動を検出するセンサの出力信号を所定の周波数でフィルタリングして脈波の搬送波を抽出する第１のフィルタリング手段６１１と、第１のフィルタリング手段６１１によりフィルタリングされた信号波を検波する検波器６１２と、検波器６１２により検波された信号波を、呼吸成分の周波数から第２高調波成分の周波数までの間でフィルタリングする第２のフィルタリング手段６１３とを有している。これにより、得られた信号波の中に切痕を捉えることができ、入眠予兆信号の検出等の生体状態の分析結果がより正確になる。

Description

脈波検出装置及び生体状態分析装置
　本発明は、エアクッションにより検出される信号波から脈波を検出する脈波検出装置及び該脈波検出装置により検出された脈波を用いて生体の状態を分析する生体状態分析装置に関する。
　運転中の運転者の生体状態を監視することは、近年、事故予防策として注目されている。本出願人も、例えば、特許文献１として、内部に三次元立体編物を挿入した空気袋を備え、この空気袋を例えば人の腰部に対応する部位に配置し、空気袋の空気圧変動を測定し、得られた空気圧変動の時系列データから人の生体信号を検出し、人の生体の状態を分析するシステムを開示している。また、非特許文献１及び２においても、腰腸肋筋に沿うようにエアパックセンサを配置して人の生体信号を検出する試みが報告されている。
特開２００７－９００３２号公報 「非侵襲型センサによって測定された生体ゆらぎ信号の疲労と入眠予知への応用」、落合直輝（外６名）、第３９回日本人間工学会　中国・四国支部大会　講演論文集、平成１８年１１月２５日発行、発行所：日本人間工学会　中国・四国支部事務局 「非侵襲生体信号センシング機能を有する車両用シートの試作」、前田慎一郎（外４名）、第３９回日本人間工学会　中国・四国支部大会　講演論文集、平成１８年１１月２５日発行、発行所：日本人間工学会　中国・四国支部事務局
　特許文献１及び非特許文献１、２によれば、腰部付近の動脈（大動脈）の脈波を検知し、得られた脈波の時系列信号データを用い、例えば、本出願人が特開２００４－３４４６１２において提案した手法により入眠予兆信号を検出して生体状態を分析している。入眠予兆信号の検出は、具体的には、脈波の時系列信号データを、それぞれ、ＳａｖｉｔｚｋｙとＧｏｌａｙによる平滑化微分法により、極大値と極小値を求める。そして、５秒ごとに極大値と極小値を切り分け、それぞれの平均値を求める。求めた極大値と極小値のそれぞれの平均値の差の二乗をパワー値とし、このパワー値を５秒ごとにプロットし、パワー値の時系列波形を作る。この時系列波形からパワー値の大域的な変化を読み取るために、ある時間幅Ｔｗ（１８０秒）について最小二乗法でパワー値の傾きを求める。次に、オーバーラップ時間Ｔｌ（１６２秒）で次の時間幅Ｔｗを同様に計算して結果をプロットする。この計算（スライド計算）を順次繰り返してパワー値の傾きの時系列波形を得る。一方、脈波の時系列信号データをカオス解析して最大リアプノフ指数を求め、上記と同様に、平滑化微分によって極大値を求め、スライド計算することにより最大リアプノフ指数の傾きの時系列波形を得る。
　この２つの傾き時系列波形において、パワー値の傾きの時系列波形で、パワー値の傾きの時系列波形と最大リアプノフ指数の傾きの時系列波形が逆位相となっており、さらには、パワー値の傾きの時系列波形で低周波、大振幅の波形が生じている波形が入眠予兆を示す特徴的な信号であり、その後に振幅が小さくなったポイントが入眠ポイントである。
　しかしながら、自動車などの乗物用シートに着座している場合、シートバック部から伝達される振動は、生体信号を採取する際にノイズとなる。上記した入眠予兆信号の検出などの状態分析を行うに当たって、エアクッションの空気圧変動を捉えたセンサの出力信号をそのまま状態分析部において分析対象とする信号波として用いた場合には、振動による空気圧変動などのノイズが含まれている。上記した従来の手法でも、状態分析部においてできるだけノイズ等をキャンセルする計算処理を行っているが、状態分析部の分析対象となる信号波そのものに含まれるノイズ等はできるだけ低減されていることが望ましいことはもちろんである。
　本発明は上記に鑑みなされたものであり、エアクッションを用いたものでありながら、脈波をより精度よく検出できる脈波検出装置を提供することを課題とする。また、本発明は、上記脈波検出装置により精度よく検出した脈波を用いることにより、状態分析を正確に行うことができる生体状態分析装置を提供することを課題とする。
　上記課題を解決するため、本発明は、人体の脈波を検出可能な部位に対応して配置されるエアクッションと、前記エアクッションの空気圧変動を検出するセンサとを備えた生体信号測定装置から得られる、前記センサの出力信号を受信し、脈波を検出する脈波検出装置であって、受信した前記センサの出力信号を所定の周波数でフィルタリングして前記脈波成分が含まれる搬送波を抽出する第１のフィルタリング手段と、前記第１のフィルタリング手段によりフィルタリングされた信号波を検波する検波器と、前記検波器により検波された前記脈波成分の信号波を、呼吸成分の周波数よりも高い周波数で設定された下限側の遮断周波数と、前記脈波の第２高調波成分の周波数を基準として設定された上限側の遮断周波数との範囲でフィルタリングする第２のフィルタリング手段とを有することを特徴とする脈波検出装置を提供する。
　前記第１のフィルタリング手段は、バンドパスフィルタであることが好ましく、また、前記第２のフィルタリング手段は、下限側の遮断周波数が脈波の基本周波数の１／２に設定されていることが好ましい。
　前記第２のフィルタリング手段は、下限側の遮断周波数が０．５Ｈｚに設定されていることが好ましい。前記第２のフィルタリング手段は、下限側の遮断周波数が設定されるハイパスフィルタと上限側の遮断周波数が設定されるローパスフィルタとの組み合わせからなることが好ましい。また、前記第２のフィルタリング手段を経て出力される脈波成分の信号とノイズとの比であるＳ／Ｎ比を求めるＳ／Ｎ比演算部を備えることが好ましい。
　前記第１のフィルタリング手段は、前記Ｓ／Ｎ比演算部から得られたＳ／Ｎ比が所定の閾値未満の場合に、中心周波数をシフトさせてフィルタリングする構成であることが好ましい。前記第２のフィルタリング手段は、前記第１のフィルタリング手段の中心周波数をシフトさせてフィルタリングして改めて得られた前記Ｓ／Ｎ比が所定の閾値未満の場合、上限側の遮断周波数をより低い周波数にシフトさせてフィルタリングする構成であることが好ましい。
　また、本発明は、前記脈波検出装置と、前記脈波検出装置により処理された処理信号波を用いて、人の状態を分析する状態分析部とを有することを特徴とする生体状態分析装置を提供する。
　本発明の脈波検出装置は、エアクッションの空気圧変動を検出するセンサの出力信号を所定の周波数でフィルタリングして動脈の脈波成分が含まれる搬送波を抽出する第１のフィルタリング手段と、第１のフィルタリング手段によりフィルタリングされた信号波を検波する検波器と、検波器により検波された脈波成分の信号波を、呼吸成分の周波数よりも高い下限側の遮断周波数と第２高調波成分の周波数を基準として設定された上限側の遮断周波数との範囲でフィルタリングする第２のフィルタリング手段とを有している。第１のフィルタリング手段により、動脈の脈波成分の搬送波を抽出し、第２のフィルタリング手段により、第２高調波成分の周波数を基準としてフィルタリングすることで、該第２高調波成分を含む脈波成分を検出する。これにより、脈波検出装置において最終的に得られる信号波の中に、切痕（拍出期の終わりに大動脈が急に閉鎖することを示す信号）を捉えることができる。切痕は、静的な状態で採取される指尖容積脈波等において計測されるものであり、この切痕を捉えることができるということは、生体情報を確実に捉えていることを示すものである。また、本発明の生体状態分析装置は、上記の脈波検出装置から得られる信号波を用いて分析するため、入眠予兆信号の検出等の生体状態の分析結果がより正確になる。
図１は、本発明の一の実施形態に係る生体信号測定装置をシートに組み込んだ状態を示した図である。 図２は、上記実施形態に係る生体信号測定装置をより詳細に示した図である。 図３は、エアクッションユニットを示した図であり、（ａ）は正面方向から見た断面図、（ｂ）は側面図、（ｃ）は底面図、（ｄ）は（ａ）のＡ－Ａ線断面図である。 図４は、エアクッションユニットの分解斜視図である。 図５（ａ），（ｂ）は、試験例で用いたエアクッションユニットのサイズを説明するための図である。 図６は、生体状態分析装置の構成及びこの生体状態分析装置に採用される脈波検出装置の構成を示した図である。 図７は、第１のフィルタリング手段において中心周波数を可変させる手法を説明するための図である。 図８（ａ）～（ｃ）は、切痕が含まれる周波数帯を調べるために２Ｈｚ－３．２Ｈｚをバンドエリミネートフィルタで除外した場合の波形と除外しない場合の波形との比較を示した図である。 図９（ａ）～（ｃ）は、切痕が含まれる周波数帯を調べるために３．２Ｈｚ－４．５Ｈｚをバンドエリミネートフィルタで除外した場合の波形と除外しない場合の波形との比較を示した図である。 図１０（ａ）～（ｃ）は、切痕が含まれる周波数帯を調べるために４．５Ｈｚ－５．７Ｈｚをバンドエリミネートフィルタで除外した場合の波形と除外しない場合の波形との比較を示した図である。 図１１（ａ）～（ｃ）は、切痕が含まれる周波数帯を調べるために５．７Ｈｚ－７Ｈｚをバンドエリミネートフィルタで除外した場合の波形と除外しない場合の波形との比較を示した図である。 図１２は、第２のフィルタリング手段における上限側の遮断周波数を可変させる手法を説明するための図である。 図１３は、試験例１の脈波検出装置における処理波形を示した図である。 図１４（ａ）は指に装着するエアクッションの一例を示した図であり、図１４（ｂ）は手首に装着するエアクッションの一例を示した図である。
　以下、図面に示した本発明の実施形態に基づき、本発明をさらに詳細に説明する。図１は、本実施形態に係る生体状態分析装置６０の分析対象である脈波、ここでは背部の大動脈の脈波を採取する生体信号測定装置１を組み込んだ自動車用のシート５００の外観を示した図である。この図に示したように、生体信号測定装置１は、シートバック部５１０に組み込まれて用いられる。本実施形態の生体状態分析装置６０は、生体信号測定装置１のセンサの出力信号に含まれるノイズをカットし、その中から、動脈脈波成分を抽出することで、従来よりも正確に生体状態を分析できるものであるが、生体信号測定装置１によって採取される信号自体に含まれる脈波成分以外の信号であるノイズがより少ないことが望ましいことはもちろんである。そこで、まず、以下においては、自動車の走行中等の振動環境下においても、センサの出力信号自体に含まれるノイズの少ない生体信号測定装置１の構成を説明する。
　生体信号測定装置１は、エアクッションユニット１００と、第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０と、第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０とを有して構成されている。エアクッションユニット１００は、収容体１５と、該収容体１５に収容した２つのエアクッション１０を備えて構成される。各エアクッション１０は、図３及び図４に示したように、表側エアクッション１１と裏側エアクッション１２とが積層されて構成され、収容体１５の左右にそれぞれ配置される。表側エアクッション１１は、３つの小空気袋１１１が縦方向に連接されている一方、そのそれぞれは空気の流通がないように形成されている。各小空気袋１１１内には、復元力付与部材としての三次元立体編物１１２が配置されている。
　裏側エアクッション１２は、３つの小空気袋１１１を連接してなる表側エアクッション１１の全長と同じ長さの大空気袋１２１とこの大空気袋１２１内に収容される復元力付与部材としての三次元立体編物１２２とを備えて構成される(図４参照）。表側エアクッション１１と裏側エアクッション１２とは、長手方向に沿った一方の側縁同士が接合され、接合された側縁を中心にして２つ折りにされて、相互に重ね合わせられて用いられる(図３（ｄ）及び図４参照)。
　本実施形態では、このように表側エアクッション１１と裏側エアクッション１２とが相互に重ね合わせられたエアクッション１０が左右に配置される。左右に配置することにより、着座者の背への当たりが左右均等になり、違和感を感じにくくなる。また、左右の表側エアクッション１１，１１のいずれか一方を構成するいずれかの小空気袋１１１にセンサ取付チューブ１１１ａが設けられ、その内側に空気圧変動を測定するセンサ１１１ｂが固定されている。なお、センサ取付チューブ１１１ａは密閉されている。裏側エアクッション１２を構成する大空気袋１２１にセンサを配設することもできるが、容量の大きい空気袋に設けると、脈波による空気圧変動が吸収されてしまう場合があるため、小空気袋１１１に設けることが好ましい。但し、図４に示したように、予め、大空気袋１２１に取付チューブ１２１ａを設けその部位にセンサを配設しておき、必要に応じて、大空気袋１２１の空気圧変動を測定することで、小空気袋１１１の測定結果の検証に利用できるようにしておいてもよい。小空気袋１１１は、このような生体信号による空気圧変動に敏感に反応させるために、大きさは、幅４０～１００ｍｍ、長さ１２０～２００ｍｍの範囲が好ましい。小空気袋１１１の素材は限定されるものではないが、例えば、ポリウレタンエラストマー（例えば、シーダム株式会社製、品番「ＤＵＳ６０５－ＣＤＲ」）からなるシートを用いて形成することができる。センサ１１１ｂとしては、小空気袋１１１内の空気圧を測定できるものであればよく、例えば、コンデンサ型マイクロフォンセンサを用いることができる。
　大空気袋１２１の大きさ及び小空気袋１１１を３つ連接した場合の全体の大きさとしては、自動車のシート５００のシートバック部５１０に用いる場合、幅４０～１００ｍｍ、全長４００～６００ｍｍの範囲とすることが好ましい。長さが短い場合、シートバック部５１０において、着座者が、腰部付近の一部分のみに異物感を感じるため、４００ｍｍ以上の長さとして、できるだけ、着座者の背全体に対応させることが好ましい。
　空気圧変動を検出するセンサ１１１ｂは、本実施形態では、着座者の左側に配置されるエアクッション１０を構成する表側エアクッション１１の中央の小空気袋１１１に設けている。この小空気袋１１１の位置は、着座者の背部の大動脈（特に、「下行大動脈」）の脈波を検知可能な領域に相当する。背部の大動脈の脈波を検知可能な領域は、着座者の体格により一律ではないが、身長１５８ｃｍの日本人女性から身長１８５ｃｍの日本人男性までの様々な体格の被験者２０名で測定したところ、該小空気袋１１１（幅６０ｍｍ、長さ１６０ｍｍ）をシートバック部５１０の中心寄りの側縁と下縁の交差部Ｐ(図２及び図３参照）が、シートクッション部５２０の上面からシートバック部５１０の表面に沿った長さＬ：２２０ｍｍ、シートバック部５１０の中心からの距離Ｍ：８０ｍｍとなるように設定したところ、上記全ての被験者において大動脈の脈波を検知できた。小空気袋１１１の大きさが、幅４０～１００ｍｍ、長さ１２０～２００ｍｍの範囲の場合、交差部Ｐの位置を、シートクッション部５２０の上面からシートバック部５１０の表面に沿った長さで１５０～２８０ｍｍ、シートバック部５１０の中心から６０～１２０ｍｍの範囲に設定することが好ましい。
　上記した２つのエアクッション１０をシートバック部５１０において容易に所定の位置に設定できるようにユニット化しておくことが好ましい。従って、図２～図４に示したような収容体１５にエアクッション１０を装填したエアクッションユニット１００として構成とすることが好ましい。収容体１５は、両側にエアクッション１０を収容する袋状のエアクッション収容部１５１を有し、２つのエアクッション収容部１５１間に接続部１５２を有している。
　２つのエアクッション収容部１５１には、それぞれエアクッション１０が挿入される。また、エアクッション収容部１５１には、エアクッション１０とほぼ同じ大きさの三次元立体編物４０を、エアクッション１０の裏側エアクッション１２の背面側に重ねて挿入することが好ましい（図３（ｄ）参照）。三次元立体編物４０を配置することにより、エアクッション１０が該三次元立体編物４０によっていわば浮くように支持されるため、シートバック部５１０からの外部振動が伝わりにくくなる。すなわち、三次元立体編物４０を配置することにより、外部振動は、エアクッション収容部１５１の表面を伝わり易くなり、エアクッション１０に伝わり難くなり、センサ１１１ｂを備えたエアクッション１０に入力される外部振動を除振する効果がより高くなる。この結果、人の拍動は、着座荷重で圧迫され圧縮された筋肉を通して、センサ１１１ｂを備えたエアクッション１０により、よく捉えることができる。
　接続部１５２は、２つのエアクッション部１５１を所定間隔をおいて支持できるものであればよく、幅６０～１２０ｍｍ程度で形成される。接続部１５２も、袋状に形成し、その内部に三次元立体編物４５を挿入することが好ましい(図３（ｄ）及び図４参照）。これにより、該接続部１５２を通じて入力される振動も、該三次元立体編物４５を挿入することにより効果的に除振でき、センサ１１１ｂを備えたエアクッション１０への外部振動の伝達を抑制できる。
　なお、上記したように、小空気袋１１１は、例えば、ポリウレタンエラストマー（例えば、シーダム株式会社製、品番「ＤＵＳ６０５－ＣＤＲ」）からなるシートを用いて形成されるが、裏側クッション材１２を形成する大空気袋１２１及び収容体１５も、同じ素材を用いて形成することが好ましい。また、小空気袋１１１、大空気袋１２１、エアクッション収容部１５１及び接続部１５２内に装填される各三次元立体編物は、例えば、特開２００２－３３１６０３号公報に開示されているように、互いに離間して配置された一対のグランド編地と、該一対のグランド編地間を往復して両者を結合する多数の連結糸とを有する立体的な三次元構造となった編地である。
　一方のグランド編地は、例えば、単繊維を撚った糸から、ウェール方向及びコース方向のいずれの方向にも連続したフラットな編地組織（細目）によって形成され、他方のグランド編地は、例えば、短繊維を撚った糸から、ハニカム状（六角形）のメッシュを有する編み目構造に形成されている。もちろん、この編地組織は任意であり、細目組織やハニカム状以外の編地組織を採用することもできるし、両者とも細目組織を採用するなど、その組み合わせも任意である。連結糸は、一方のグランド編地と他方のグランド編地とが所定の間隔を保持するように、２つのグランド編地間に編み込んだものである。このような三次元立体編物としては、例えば、以下のようなものを用いることができる。なお、各三次元立体編物は、必要に応じて複数枚積層して用いることもできる。
（１）製品番号：４９０７６Ｄ（住江織物（株）製）
材質：
　表側のグランド編地・・・３００デシテックス／２８８ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸と７００デシテックス／１９２ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸との撚り糸
　裏側のグランド編地・・・４５０デシテックス／１０８ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸と３５０デシテックス／１ｆのポリトリメチレンテレフタレートモノフィラメントとの組み合わせ
　連結糸・・・・・・・・・３５０デシテックス／１ｆのポリトリメチレンテレフタレートモノフィラメント
（２）製品番号：４９０１３Ｄ（住江織物（株）製）
材質：
　表側のグランド編地・・・４５０デシテックス／１０８ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸の２本の撚り糸
　裏側のグランド編地・・・４５０デシテックス／１０８ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸の２本の撚り糸
　連結糸・・・・・・・・・３５０デシテックス／１ｆのポリトリメチレンテレフタレートモノフィラメント
（３）製品番号：６９０３０Ｄ（住江織物（株）製）
材質：
　表側のグランド編地・・・４５０デシテックス／１４４ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸の２本の撚り糸
　裏側のグランド編地・・・４５０デシテックス／１４４ｆのポリエチレンテレフタレート繊維仮撚加工糸と３５０デシテックス／１ｆのポリトリメチレンテレフタレートモノフィラメントとの組み合わせ
　連結糸・・・・・・・・・３５０デシテックス／１ｆのポリトリメチレンテレフタレートモノフィラメント
（４）旭化成せんい（株）製の製品番号：Ｔ２４０５３ＡＹ５－１Ｓ
　第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０と第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０とは、シートバック部５１０の表皮部材とエアクッション１０を収容した収容体１５（エアクッションユニット１００）との間に配設され、２つのエアクッション１０の全長に相当する長さを有し、２つのエアクッション１０の頂部間の長さに相当する幅を有している。従って、長さが４００～６００ｍｍ、幅が２５０～３５０ｍｍ程度の大きさのものを用いることが好ましい。これにより、２つのエアクッション１０が共に覆われるため、２つのエアクッション１０の凹凸を感じにくくなる。
　第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０は、平板状に形成されたビーズ発泡体と、その外面に貼着される被覆材とから構成されている。ビーズ発泡体としては、ポリスチレン、ポリプロピレン及びポリエチレンのいずれか少なくとも一つを含む樹脂のビーズ法による発泡成形体が用いられる。なお、発泡倍率は任意であり限定されるものではない。被覆材は、ビーズ発泡体の外面に接着により貼着され、高い伸度と回復率を有する素材であり、好ましくは、伸度２００％以上、１００％伸長時の回復率が８０％以上である弾性繊維不織布が用いられる。例えば、特開２００７－９２２１７号公報に開示された熱可塑性エラストマー弾性繊維が相互に溶融接着された不織布を用いることができる。具体的には、ＫＢセーレン（株）製、商品名「エスパンシオーネ」を用いることができる。
　第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０は、第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０と同様にビーズ発泡体を備えて構成されるが、その外面を覆う被覆材としては、第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０において用いた弾性繊維不織布よりも伸縮性の小さい素材、例えば、熱可塑性ポリエステルからなる不織布が用いられる。具体的には、帝人（株）製のポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）繊維（１１００ｄｔｅｘ）から形成した２軸織物（縦：２０本／ｉｎｃｈ、横：２０本／ｉｎｃｈ）を用いることができる。
　第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０と第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０とを積層する順序は限定されるものではないが、シートバック部５１０の表皮部材５１１に近い側に、弾性の高い第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０を配設することが好ましい。また、第１及び第２のビーズ発泡樹脂弾性部材２０，３０を構成するビーズ発泡体は、厚さ約５～６ｍｍ程度とし、その外面に、厚さ約１ｍｍ以下の上記した弾性繊維不織布や熱可塑性ポリエステルからなる不織布を貼着して形成される。なお、本実施形態では、第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０の表皮部材５１１に対向する面、第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０のエアクッションユニット１００に対向する面に、それぞれＰＥＮフィルムなどのポリエステルフィルムを貼着している。これにより、生体信号の伝達性が向上する。
　本実施形態において人体支持手段を構成するシート５００のシートバック部５１０は、表皮部材５１１と該表皮部材５１１の背面側に配設されるクッション支持部材５１２とを備えてなり、該表皮部材５１１とクッション支持部材５１２との間にエアクッション１０を保持した収容体１５（エアクッションユニット１００）と第１及び第２のビーズ発泡樹脂弾性部材２０，３０が組み込まれる。この際、クッション支持部材５１２側にまずエアクッション１０を保持した収容体１５（エアクッションユニット１００）が配置され、その表面側に第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０が、さらにその表面側に第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０が配置された上で、表皮部材５１１により被覆される。なお、クッション支持部材５１２は、例えば、三次元立体編物をシートバック部５１０の左右一対のサイドフレームの後端縁間に張って形成することもできるし、合成樹脂板から形成することもできる。表皮部材５１１は、例えば、三次元立体編物、合成皮革、皮革、あるいはこれらの積層体などを左右一対のサイドフレームの前縁間に張って設けることができる。
　このように、本実施形態においては、表皮部材５１１の裏面側に所定の大きさの第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０及び第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０が積層して配置され、さらにその後方に左右一対のエアクッション１０を保持した収容体１５（エアクッションユニット１００）が配置される構成であるため、着座者が背にエアクッション１０の凹凸を感じることなくなり、生体信号を測定するためのエアクッション１０を有する構成でありながら、座り心地が向上する。
　次に、生体状態分析装置６０の構成について図６に基づいて説明する。生体状態分析装置６０は、脈波検出装置６１０と、この脈波検出装置６１０により処理された信号波を用いて人の状態を分析する状態分析部６２０とを有して構成される。
　脈波検出装置６１０は、第１のフィルタリング手段６１１、検波器６１２、第２のフィルタリング手段６１３、Ｓ／Ｎひ演算部６１７及びフィルタ制御部６１８が設けられている。本実施形態では、このほか、第１のフィルタリング手段６１１の前段にプリアンプ６１４、検波器６１２の前段に増幅器６１５、第２のフィルタリング手段６１３の後段に最終段増幅器６１６が設けられているが、これらは必要に応じて設けることができる。
　第１のフィルタリング手段６１１は、プリアンプ６１４により増幅されたセンサ１１１ｂの電気信号を受信し、所定のバンド幅でフィルタリングするバンドパスフィルタから構成される。これは、第２のフィルタリング手段６１３によりフィルタリングされて得られる信号波に、脈波（脈拍（通常、心拍と同じ））成分の切痕を捉えるに当たって、脈波成分が含まれる搬送波を抽出するために用いられる。第１のフィルタリング手段６１１を構成するバンドパスフィルタは、脈波成分が含まれる搬送波を抽出するのに適した中心周波数で任意のバンド幅に設定される。脈波成分が含まれる搬送波は、本発明者が検証したところでは、被験者により異なるが、中心周波数１０Ｈｚ～３０Ｈｚの範囲に設定すると、最終的に切痕を検出するのに適している。バンド幅は任意に設定できるが、広すぎるとノイズが多くなりすぎることから８Ｈｚ以下のバンド幅で設定することが好ましい。
　本実施形態では、第１のフィルタリング手段６１１として、外部振動によるノイズの少ない搬送波を抽出するため、中心周波数が可変になっている。従って、中心周波数の初期値は、任意の中心周波数とすればよく、設定したバンド幅（シフトするステップ幅）毎に測定を行って最適な周波数帯の搬送波を抽出する構成となっている。
　具体的には、任意の中心周波数で所定のバンド幅で設定された第１のフィルタリング手段６１１によりフィルタリングした後、後述の増幅器６１５、検波器６１２、第２のフィルタリング手段６１３及び最終増幅器６１６を経て得られた信号波をＳ／Ｎ比演算部６１７にフィードバックし、脈波成分とノイズの比を求める。例えば、人の心拍数を、最大限に許容して０．５Ｈｚ～２Ｈｚと仮定した場合、信号波形のピーク間の時間間隔が０．５秒未満の信号及び２秒を超える信号波をノイズと判定するようにＳ／Ｎ比演算部６１７に設定してＳ／Ｎ比を求める。また、採用可能な信号波のＳ／Ｎ比の閾値を設定し、Ｓ／Ｎ比がその閾値を満たしているか否かを判定する。その結果、Ｓ／Ｎ比演算部６１７がその閾値を下回っていると判定した場合には、フィルタ制御部６１８が、第１のフィルタリング手段６１１の中心周波数を所定のステップ幅シフトさせる制御を行い、シフトされた中心周波数で改めてフィルタリングする。その後は、上記と同様に、後述の増幅器６１５、検波器６１２、第２のフィルタリング手段６１３及び最終増幅器６１６を経て得られた信号波のＳ／Ｎ比を再び演算し、所定の閾値を満たしているか否かを判定する。所定の閾値を下回っている場合には、再度、フィルタ制御部６１８により中心周波数を所定のステップ幅シフトさせて、第１のフィルタリング手段６１１によりフィルタリングを実行する。そして、これらの動作をＳ／Ｎ比が所定の閾値を満たすまで繰り返す。なお、図７に示したように、例えば、バンド幅４Ｈｚで中心周波数１５Ｈｚが初期値の場合、初期値１５Ｈｚの中心周波数でフィルタリングして得られたＳ／Ｎ比が所定の閾値を下回っているならば、まず、１５Ｈｚ－４Ｈｚ＝１１Ｈｚを中心周波数に設定してフィルタリングを行い、仮に、その場合のＳ／Ｎ比が所定の閾値を満たしていても、さらに、１５Ｈｚ＋４Ｈｚ＝１９Ｈｚを中心周波数に設定してフィルタリングを行って、これらの中でＳ／Ｎ比の最も高い中心周波数のデータを採用するようにしてもよい。また、図６に示したように、本実施形態では上記のＳ／Ｎ比を最終増幅器６１６の出力からＳ／Ｎ比演算部６１７にフィードバックして求めているが、第２のフィルタリング手段６１３の出力からＳ／Ｎ比演算部６１７にフィードバックして求めるように設定することも可能である。
　第１のフィルタリング手段６１１によりフィルタリングされた信号波は、増幅器６１５により増幅されて検波器６１２において復調される。具体的には、検波器６１２に入力された信号波を全波整流し、そのピーク値を結んで包絡線を求める。
　第２のフィルタリング手段６１３は、検波された動脈の脈波成分の波形を、フィルタリングする。具体的には、呼吸成分の周波数よりも高い周波数で設定された下限側の遮断周波数と、脈波の第２高調波成分の周波数を基準として設定された上限側の遮断周波数との範囲でフィルタリングする。
　呼吸成分の周波数は、平均で０．３Ｈｚ前後であるが、この周波数よりも高い周波数設定とすることにより、呼吸成分の信号を除去できる。下限側の遮断周波数は、呼吸成分の周波数に拘わらず、脈波成分の基本周波数の１／２に設定するようにしてもよい。この場合、被測定者毎に脈波成分の基本周波数を予め解析して設定することもできるが、脈波成分の平均的な基本周波数の１／２に相当する０．５Ｈｚに固定するようにしてもよい。脈波成分（脈拍成分ないし心拍成分）の平均的な周波数（約１Ｈｚ）よりも小さくするのは、脈波成分の波形を確実に取得するためである。
　一方、上限側の遮断周波数は、脈波の第２高調波成分の周波数を基準として設定する。ここで、「第２高調波成分の周波数を基準とする」とは、少なくとも第２高調波成分の周波数を含む意味であり、第２高調波成分を確実に検出するため、第２高調波成分よりも高めの範囲、好ましくは０．３Ｈｚ～３Ｈｚ高めの範囲に設定することが好ましい。脈波の第２高調波成分を含めることにより、切痕を検出できる。これは、本発明者らが行った実験により明らかにされたものである。すなわち、３０歳代の日本人男性を被験者としてシート５００に着座させて得られたセンサ１１１ｂの出力信号を周波数解析したところ、２．５Ｈｚ付近に第２高調波成分、３．８Ｈｚ付近に第３高調波成分、５．２Ｈｚ付近に第４高調波成分、６．５Ｈｚ付近に第５高調波成分が求められた。そこで、センサ１１１ｂの出力信号（図８～図１１の各（ａ）図における「エアパック圧力波形」）を、そのまま本実施形態の脈波検出装置６１０により処理した波形（図８～図１１の各（ｂ）図における「エアパック脈波（コントローラ）」）と、センサ１１１ｂの出力信号から２．５Ｈｚ付近（２Ｈｚ－３．２Ｈｚ）、３．８Ｈｚ付近（３．２Ｈｚ－４．５Ｈｚ）、５．２Ｈｚ付近（４．５Ｈｚ－５．７Ｈｚ）、６．５Ｈｚ付近（５．７Ｈｚ－７Ｈｚ）をそれぞれバンドエリミネートフィルタで除外した波形（図８～図１１の各（ａ）図における「Ｂ．Ｅ．Ｆ波形」）を、本実施形態の脈波検出装置６１０により処理した波形（図８～図１１の各（ｂ）図における「Ｂ．Ｅ．Ｆ」）とを比較した。なお、図８～図１１の各（ｃ）図は、判定を行いやすくするために図８～図１１の各（ｂ）図の各波形の正負を反転して示したものである。その結果、図８～図１１の各（ｂ）図及び各（ｃ）図から明らかなように、図８に示した２．５Ｈｚ付近の周波数帯を除外した「Ｂ．Ｅ．Ｆ」で示した波形の、「エアパック脈波（コントローラ）」で示した波形に対する乱れが最も大きく、２．５Ｈｚの第２高調波成分に切痕が含まれることがわかった。
　なお、呼吸成分の周波数及び第２高調波成分の周波数は、人により異なるため、脈波検出装置６１０には、予めセンサ１１１ｂの信号を周波数解析する周波数解析部を設け、被測定者毎に周波数解析して得られた呼吸成分の周波数又は動脈脈波（脈拍ないし心拍）の第２高調波成分の周波数を求めて設定するようにしてもよい。
　第２のフィルタリング手段６１３によりフィルタリングされた処理信号波は、最終段増幅器６１６により増幅され、状態分析部６２０において人の状態分析に用いられる。
　ここで、第２のフィルタリング手段６１３によりフィルタリングされ、さらに、最終段増幅器６１６により増幅された信号波は、上記のように、Ｓ／Ｎ比演算部６１７においてＳ／Ｎ比が演算されて、そのＳ／Ｎ比が予め設定した閾値を満たすか否かが判定される。そして、Ｓ／Ｎ比が所定の閾値を満たす場合には、その際に出力された信号波（処理信号波）がそのまま状態分析部６２０における分析対象となる一方、Ｓ／Ｎ比が所定の閾値を満たさない場合には、上記のように、第１のフィルタリング手段６１１における中心周波数をシフトさせて再度フィルタリングすることが行われる。その一方、第１のフィルタリング手段６１１における中心周波数の可変領域のいずれでフィルタリングしても、検波器６１２、第２のフィルタリング手段６１３、最終段増幅器６１６を経て出力された信号波のＳ／Ｎ比が所定の閾値を満たさない場合には、フィルタ制御部６１８が、第２のフィルタリング手段６１３の遮断周波数を可変させる。
　第２のフィルタリング手段６１３の下限側の遮断周波数は、上記のように、呼吸成分の周波数である０．３Ｈｚを上回る程度か、脈波の１／２の周波数、あるいは０．５Ｈｚに固定して行われており、下限側の遮断周波数をこれよりも高くした場合には、脈波成分を検出できなくなる可能性がある。そこで、下限側の遮断周波数は可変せずに、上限側の遮断周波数のみを可変させることが好ましい。例えば、図１２に示したように、初期値において、上限側の遮断周波数を脈波の第２の高調波成分の平均的な値である２．５Ｈｚの２倍である５Ｈｚで設定している場合において、これを、例えば、段階的に１Ｈｚずつ下げ、すなわち、４Ｈｚ、３Ｈｚ、２Ｈｚというように調整し、処理信号波のＳ／Ｎ比を求めて、閾値を満たすか否かを判定するようにすることが好ましい。調整幅は任意であり、１Ｈｚずつではなく、例えば、０．５Ｈｚずつ下げるような設定であってもよい。第２のフィルタリング手段６１３は、このように下限側の遮断周波数は固定し、上限側の遮断周波数を可変とするため、下限側の遮断周波数の設定にはハイパスフィルタを用い、上限側の遮断周波数の設定にはローパスフィルタを用いることが好ましい。このように、本実施形態の脈波検出装置６１０は、第１のフィルタイリング手段６１１の中心周波数、第２のフィルタリング手段６１３の上限側の遮断周波数を可変できる構成であり、これにより、走行中の乗物において測定する場合のように、外部振動が入力される環境下において、ノイズとなる外部振動を効果的に排除し、脈波の検出を正確に行うことができる。
　脈波検出装置６１０において処理された処理信号波を用いて、人の状態を分析する状態分析部６２０の種類は限定されるものではなく、本出願人が提案した特開２００４－３４４６１２、特開２００７－９００３２等において提案した入眠予兆信号を判定する手段、飲酒状態を判定する手段等を設定することができる。このほか、例えば、脈波を用いて睡眠段階を推定する公知の技術に適用することも可能である。
　ここでは、入眠予兆信号を判定する手段を例に挙げて説明する。すなわち、状態分析部６２０に、パワー値傾き算出手段６２１、最大リアプノフ指数傾き算出手段６２２、入眠予兆判定手段６２３等のコンピュータプログラムを設定する。パワー値傾き算出手段６２１は、脈波検出装置６１０において処理された処理信号波の各周期のピーク値から、所定時間範囲ごとに上限側のピーク値と下限側のピーク値との差を算出し、この差をパワー値とし、パワー値の時系列データを求めると共に、パワー値の所定時間範囲における時間軸に対する傾きを、所定回数スライド計算して求める。より詳細には、上記の処理信号波について、ＳａｖｉｔｚｋｙとＧｏｌａｙによる平滑化微分法により、極大値と極小値を求める。そして、５秒ごとに極大値と極小値を切り分け、それぞれの平均値を求める。求めた極大値と極小値のそれぞれの平均値の差の二乗をパワー値とし、このパワー値を５秒ごとにプロットし、パワー値の時系列波形を作る。この時系列波形からパワー値の大域的な変化を読み取るために、ある時間幅Ｔｗ（１８０秒）について最小二乗法でパワー値の傾きを求める。次に、オーバーラップ時間Ｔｌ（１６２秒）で次の時間幅Ｔｗを同様に計算して結果をプロットする。この計算（スライド計算）を順次繰り返して得られるのがパワー値の傾きの時系列波形となる。
　最大リアプノフ指数傾き算出手段６２２は、脈波検出装置６１０において処理された処理信号波から、最大リアプノフ指数の時系列データを求めると共に、最大リアプノフ指数の所定時間範囲における時間軸に対する傾きを、所定回数スライド計算して求める。すなわち、時系列波形をカオス解析して最大リアプノフ指数を算出した後、上記と同様に、平滑化微分によって極大値を求め、スライド計算することにより傾きの時系列波形を求める。
　入眠予兆判定手段６２３は、上記したパワー値傾き算出手段及び最大リアプノフ指数傾き算出手段により得られる各傾き時系列波形を重ねた際に、２つの傾き時系列波形が逆位相の関係になっている波形を入眠予兆信号と判定する。好ましくは、２つの傾き時系列波形において、パワー値の傾きの時系列波形で低周波、大振幅の波形が生じ、かつ、パワー値の傾きの時系列波形と最大リアプノフ指数の傾きの時系列波形が逆位相となっている波形が生じているか否かを判定する。
(試験例１）
　図２に示したように、シート５００のシートバック部５１０に、上記実施形態で説明したエアクッション１０を保持した収容体１５、第２のビーズ発泡樹脂弾性部材３０、第１のビーズ発泡樹脂弾性部材２０を順に収容した。なお、このシートバック部５１０に使用した表皮部材５１１は、三次元立体編物である（住江織物(株)製、製品番号４９０１３Ｄ）。また、センサ（コンデンサ型マイクロフォンセンサ）１１１ｂを備えた、着座者の左側のエアクッション１０を構成する中央の小空気袋１１１（幅６０ｍｍ、長さ１６０ｍｍ）のシートバック部５１０の中心寄りの側縁と下縁の交差部Ｐが、シートクッション部５２０の上面からシートバック部５１０の表面に沿った長さで２２０ｍｍ、シートバック部５１０の中心から８０ｍｍとなるようにシートバック部５１０に組み込んだ（なお、その他のサイズは、図２及び図５に示したサイズを参照）。そして、上記小空気袋１１１のセンサ１１１ｂからの電気信号を測定して得られる空気圧変動をもとに人の状態を分析する生体信号分析装置６０を配置し（図１参照）、３０歳代の日本人男性をシート５００に着座させ、背部の大動脈の脈波を採取した。図１３はその結果を示す。
　まず、センサ１１１ｂから得られた信号波は図１３（ａ）の「エアパック圧力波形」で示した図であり、これを第１のフィルタリング手段６１１によりフィルタリングした波形が図１３（ａ）の「圧力波形ＢＰＦ」である。第１のフィルタリング手段６１１では、バンド幅３．６Ｈｚ、中心周波数２０Ｈｚに設定してフィルタリングした。この「圧力波形ＢＰＦ」を増幅器６１５により増幅した後、検波器６１２により全波整流し、さらに、第２のフィルタリング手段６１３によりフィルタリングして最終増幅器６１６により増幅して得られた波形が図１３（ｂ）である。第２のフィルタリング手段６１３の遮断周波数は、下限値を０．５Ｈｚとし、上限値を第２高調波成分の約２倍である５Ｈｚに設定してフィルタリングした。なお、図１３（ｂ）の信号波のＳ／Ｎ比は予め設定した閾値を満たしていた。この結果、図１３（ｂ）に示したように、処理信号波形の中に切痕（図のａで示した部分）が検出できた。
　なお、上記実施形態においては、人体支持手段として自動車用のシートにエアクッション１０、第１及び第２のビーズ発泡樹脂弾性部材２０，３０を組み込んでいるが、人体支持手段としては、ベッドなどの寝具、病院設備における診断用の椅子等に組み込むこともできる。また、上記実施形態では、シートバック部に組み込むエアクッションを用いて背部の大動脈の脈波を検知しているが、これに限定されるものではない。例えば、図１４（ａ），（ｂ）に示したように、エアクッションとして、空気袋及びその内部に配設される三次元立体編物の大きさを、人の指や手首に装着可能な大きさで形成する。つまり、このエアクッションを人の指や手首に沿わせ、ゴムバンドなどで固定したり、あるいは、指回りや手首回りに巻き付けるようにして固定したりすることができる大きさで形成し、指尖の脈波を検出したり、手首付近の横骨動脈、尺骨動脈から動脈の脈波を採取することもできる。また、このほかの脈波を採取可能な箇所としては、例えば、浅側頭動脈、頸動脈、鎖骨下動脈、上腕動脈、腹部大動脈、大腿動脈、膝窩動脈、後脛骨動脈、足背動脈などがある。従って、例えば、自動車用のシートやベッドなどにおいて、腰部付近が当接する部分に限らず、脚が当接する部分等に空気袋内に三次元立体編物を密封したエアクッションを配置し、それらの圧力変化を検出することもできる。また、自動車のシートベルトにエアクッションを配置し、腹部大動脈の脈波を検出したりすることもできる。さらには、腰部、脚部、腹部、指先等の複数箇所に配置したエアクッションからの圧力変化のデータを複合的に用いることで、入眠予兆や飲酒判定、あるいは、体動などの生体の状態をより正確に推定することも可能である。
　１　生体信号測定装置
　１０　エアクッション
　１１　表側エアクッション
　１１１　小空気袋
　１１１ｂ　センサ
　１１２　三次元立体編物
　１２　裏側エアクッション
　１２１　大空気袋
　１２２　三次元立体編物
　１５　収容体
　１００　エアクッションユニット
　２０　第１のビーズ発泡樹脂弾性部材
　３０　第２のビーズ発泡樹脂弾性部材
　４０，４５　三次元立体編物
　５００　シート
　５１０　シートバック部
　５１１　表皮部材
　５１２　クッション支持部材
　５２０　シートクッション部
　６０　生体状態分析装置
　６１０　脈波検出装置
　６１１　第１のフィルタリング手段
　６１２　検波器
　６１３　第２のフィルタリング手段
　６１７　Ｓ／Ｎ比演算部
　６１８　フィルタ制御部
　６２０　状態分析部

Claims (9)

  1. 　人体の脈波を検出可能な部位に対応して配置されるエアクッションと、前記エアクッションの空気圧変動を検出するセンサとを備えた生体信号測定装置から得られる、前記センサの出力信号を受信し、脈波を検出する脈波検出装置であって、
    　受信した前記センサの出力信号を所定の周波数でフィルタリングして前記脈波成分が含まれる搬送波を抽出する第１のフィルタリング手段と、
    　前記第１のフィルタリング手段によりフィルタリングされた信号波を検波する検波器と、
    　前記検波器により検波された前記脈波成分の信号波を、呼吸成分の周波数よりも高い周波数で設定された下限側の遮断周波数と、前記脈波の第２高調波成分の周波数を基準として設定された上限側の遮断周波数との範囲でフィルタリングする第２のフィルタリング手段と
    を有することを特徴とする脈波検出装置。
  2. 　前記第１のフィルタリング手段は、バンドパスフィルタであることを特徴とする請求項１記載の脈波検出装置。
  3. 　前記第２のフィルタリング手段は、下限側の遮断周波数が脈波の基本周波数の１／２に設定されていることを特徴とする請求項１記載の脈波検出装置。
  4. 　前記第２のフィルタリング手段は、下限側の遮断周波数が０．５Ｈｚに設定されていることを特徴とする請求項３記載の脈波検出装置。
  5. 　前記第２のフィルタリング手段は、下限側の遮断周波数が設定されるハイパスフィルタと上限側の遮断周波数が設定されるローパスフィルタとの組み合わせからなることを特徴とする請求項４記載の脈波検出装置。
  6. 　前記第２のフィルタリング手段を経て出力される脈波成分の信号とノイズとの比であるＳ／Ｎ比を求めるＳ／Ｎ比演算部を備えることを特徴とする請求項１～５のいずれか１に記載の脈波検出装置。
  7. 　前記第１のフィルタリング手段は、前記Ｓ／Ｎ比演算部から得られたＳ／Ｎ比が所定の閾値未満の場合に、中心周波数をシフトさせてフィルタリングすることを特徴とする請求項６記載の脈波検出装置。
  8. 　前記第２のフィルタリング手段は、前記第１のフィルタリング手段の中心周波数をシフトさせてフィルタリングして改めて得られた前記Ｓ／Ｎ比が所定の閾値未満の場合、上限側の遮断周波数をより低い周波数にシフトさせてフィルタリングすることを特徴とする請求項６又は７記載の脈波検出装置。
  9. 　請求項１～８のいずれか１に記載の脈波検出装置と、
    　前記脈波検出装置により処理された処理信号波を用いて、人の状態を分析する状態分析部とを有することを特徴とする生体状態分析装置。
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