WO2016002759A1

WO2016002759A1 - 生体情報検出装置、背もたれ付シート及び心肺機能監視装置

Info

Publication number: WO2016002759A1
Application number: PCT/JP2015/068787
Authority: WO
Inventors: 嘉之山海
Original assignee: Cyberdyne株式会社; 国立大学法人筑波大学
Priority date: 2014-07-01
Filing date: 2015-06-30
Publication date: 2016-01-07
Also published as: US20170150929A1; EP3165157A4; EP3165157A1

Abstract

　被測定者に対して非接触かつ非拘束にてする負担を軽減しつつ、被測定者の生体情報を高精度に検出することができる生体情報検出装置および背もたれ付シートを提供する。本実施形態による生体情報検出装置は、シートの座面部に設けられ、該シートに着座した被測定者の膝窩動脈の血流状態を計測する第１血流計測手段２と、前記シートの背面部に設けられ、前記被測定者の胸部大動脈の血流状態を計測する第２血流計測手段３と、第１血流計測手段２により計測された血流データおよび第２血流計測手段３により計測された血流データから、脈波伝搬速度および動脈硬化度を求め、当該脈波伝搬速度および動脈硬化度に基づいて、前記被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ算出する血圧算出手段と、を備える。

Description

生体情報検出装置、背もたれ付シート及び心肺機能監視装置

　本発明は、被測定者の生体情報を検出する生体情報検出装置および背もたれ付シートに関する。また、本発明は、呼吸や心拍などの心肺機能を監視する心肺機能監視装置に関する。

　一般的に、車両運転者の健康状態が悪化した場合、車両の運転に悪影響を及ぼすおそれがあるため、健康状態の悪化を事前に検知して何らかの対策を施すことが望ましい。このため、運転者の健康状態を運転の間、持続的に監視可能とする健康管理システムが提案されている。

　例えば、車両内のステアリングに設けられた電極を握らせたり（特許文献１参照）、運転者の腕や指先にカフの巻付けや装着したり（特許文献２参照）することで、運転者の生体情報を検出していた。

　しかし、カフの巻き付けは運転者にとって煩雑であり、かつ運転者はカフの圧迫を受けていた。また、ステアリングに設けられた電極を握らせることは、運転者の姿勢を制約することになっていた。

　このように、従来は、車両運転者の生体情報の検出に際し、車両運転者に対する負担が大きいという問題があった。

　このような車両運転者に対する負担問題を軽減すべく、非接触でマイクロ波を照射し、心拍・呼吸を計測して診断する方法が提案されている（例えば特許文献３、４参照）。しかし、特許文献３、４のような非接触型の生体情報の検出方法を用いても、車両運転者に対してセンサ等を装着させる必要があり、負担が大きいという問題があった。

　ところで、タクシーやバスのような車両運転者の健康管理は必須であり、乗務上、乗り降りする頻度も比較的多いため、車両運転者の手足等を拘束することなく、血圧値を常時監視することが望ましい。

　医療機関等では、入院患者の呼吸数や心拍数等の心肺機能を検出するために、人口呼吸器や心電計等の医療機器のセンサを患者に直接接触させ、センサと本体機器とをケーブルで接続していた。しかし、センサを患者に接触させる方式では、患者の動きを拘束し、圧迫感を与えることになる。また、睡眠中の寝返り等によりセンサが外れてしまった場合、心肺機能の検出が行えなくなっていた。

特開２００７－２９０５０４号公報国際公開第２００７／４６２８３号特開２００８－９９８４９号公報特開２０１４－１０５号公報特開２００４－１７４１６８号公報

　本発明は、上記従来の実状に鑑みてなされたものであり、被測定者に対して非接触かつ非拘束にてする負担を軽減しつつ、被測定者の生体情報を高精度に検出することができる生体情報検出装置および背もたれ付シートを提供することを課題とする。また、本発明は、人体に接触せずに心肺機能を監視することができる心肺機能監視装置を提供することを課題とする。

　本発明の一態様による生体情報検出装置は、シートの座面部に設けられ、該シートに着座した被測定者の膝窩動脈の血流状態を計測する第１血流計測手段と、前記シートの背面部に設けられ、前記被測定者の胸部大動脈の血流状態を計測する第２血流計測手段と、前記第１血流計測手段により計測された血流データおよび前記第２血流計測手段により計測された血流データから、脈波伝搬速度および動脈硬化度を求め、当該脈波伝搬速度および動脈硬化度に基づいて、前記被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ算出する血圧算出手段とを備えることを特徴とする。

　本発明の一態様による生体情報検出装置は、前記第１血流計測手段および前記第２血流計測手段から得られる各血流データを格納するデータベースを備え、前記血圧算出手段は、所定期間に亘って前記データベースに蓄積した前記各血流データに基づいて、前記膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ時系列的に算出し、前記被測定者の健康状態を監視することを特徴とする。

　本発明の一態様による生体情報検出装置は、前記シートの背面部に設けられ、前記被測定者の心拍数および呼吸数を計測する心肺機能計測手段を備え、前記血圧算出手段は、前記心拍数および前記呼吸数に基づいて、前記被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の各圧波形の時間差分がほぼ一定になるように、当該膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ補正することを特徴とする。

　本発明の一態様による生体情報検出装置は、前記データベースは、前記心肺機能計測手段から得られる心拍数および呼吸数を格納し、前記血圧算出手段は、所定期間に亘って前記データベースに蓄積した前記心拍数および呼吸数に基づいて、前記膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ補正することを特徴とする。

　本発明の一態様による背もたれ付シートは、前記生体情報検出装置を備えることを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、マイクロ波を生成する発振器と、前記発振器により生成されたマイクロ波を送信する送信アンテナと、監視対象者からの反射波を受信する受信アンテナと、前記発振器により生成されたマイクロ波と前記反射波とを混合し、前記マイクロ波と前記反射波との差分に基づく信号を出力する混合器と、前記混合器から出力された信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器と、前記Ａ／Ｄ変換器から出力される信号をフーリエ変換し、フーリエ変換後の信号に対してフィルタ処理を施し、心拍数及び呼吸数を算出する演算制御部と、を備える。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、前記演算制御部が、心拍に対応する第１フィルタを用いたフィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数に基づいて心拍数を算出し、呼吸に対応する第２フィルタを用いたフィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数に基づいて呼吸数を算出することを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、異常発生を報知する報知部をさらに備え、前記演算制御部は、算出した心拍数又は呼吸数と基準値との差分が所定値以上であった場合に、前記報知部に異常発生を報知するよう指示することを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、前記演算制御部が算出した心拍数及び呼吸数を記憶する記憶部をさらに備え、前記演算制御部は、前記記憶部に記憶されている心拍数又は呼吸数の平均値を前記基準値とすることを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、前記発振器により生成されるマイクロ波の周波数が１０ＭＨｚであることを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、前記送信アンテナ及び前記受信アンテナが、前記監視対象者が臥位、座位または立位で過ごす空間の天井もしくは側面の壁面に取り付けられていることを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、前記送信アンテナ及び前記受信アンテナが、前記監視対象者が臥位、座位または立位で過ごす空間の天井または壁面に着脱可能に構成されていることを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、少なくとも前記送信アンテナ及び前記受信アンテナが別の設置器具に内蔵されていることを特徴とする。

　本発明の一態様による心肺機能監視装置は、少なくとも前記送信アンテナ及び前記受信アンテナが、携行可能なサイズおよび形状の装置に内蔵されていることを特徴とする。

　本発明によれば、被測定者に対して非接触かつ非拘束にてする負担を軽減しつつ、被測定者の生体情報を高精度に検出することができる。

本発明の第１の実施形態に係る生体情報検出装置のブロック構成図である。第１血流計測センサおよび第２血流計測センサの内部構成図である。検知ユニットの取付構造を拡大して示す縦断面図である。血流計測方法の原理を説明するための図である。レーザ光の波長と血液の酸素飽和度を変えた場合の光の吸収状態の関係を示す図である。図６Ａ～６Ｃは、各光センサユニットの検出信号の波形を示す波形図である。各光センサユニットからの検出信号に基づくＰＷＶ制御処理を説明するためのフローチャートである。心肺機能センサの内部構成を示すブロック図である。第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の概略構成図である。図１０Ａ及び１０Ｂは、心肺の挙動を説明するグラフである。心肺機能監視装置の送受信アンテナの設置例を示す図である。

　以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。

〔生体情報検出装置の構成〕
　図１は本発明の第１の実施形態に係る生体情報検出装置１のブロック構成図である。図１に示すように、生体情報検出装置１は、車用シートＳに装着される第１血流計測センサ２、第２血流計測センサ３、心肺機能センサ４と、外部ユニット５とを有し、当該各センサ２～４からの検知結果がワイヤレスで外部ユニット５に送信されるようになされている。

　第１血流計測センサ２および第２血流計測センサ３は、それぞれ被測定者の被計測領域の皮膚表面に対向する位置の血流を計測する。第１血流計測センサ２および第２血流計測センサ３は同一構成からなり、血管内を流れる血流を非接触で計測する光学式のセンサを有する検知ユニット１２（図２）がそれぞれ内蔵されている。

　本実施例では、第１血流計測センサ２は、車用シートＳの座面に設置され、当該車用シートＳに着座した被測定者Ｍの臀部又は大腿部に向けて近赤外光を照射し、反射光を受光し、膝窩動脈の血流による血管および血管周辺の組織の変位（血管特性）を検出する。また第２血流計測センサ３は、車用シートＳの背面に設置され、当該車用シートＳに着座した被測定者Ｍの背中に向けて近赤外光を照射し、反射光を受光し、胸部大動脈の血管特性を検出する。

　心肺機能センサ４は、車用シートＳの背面に設置され、当該車用シートＳに着座した被測定者Ｍの背中に向けてマイクロ波を照射し、反射波を受信し、心拍数および呼吸数を検出する。

　外部ユニット５は、第１血流計測センサ２、第２血流計測センサ３および心肺機能センサ４の各センサ結果である計測データを受信する無線通信装置６と、当該各計測データを格納するデータベース７と、当該各計測データに基づく種々の処理結果を表示するディスプレイ装置８と、これら全ての装置の制御を司る制御装置９とを有する。

〔第１血流計測センサ２および第２血流計測センサ３の内部構成〕
　ここで図２に第１血流計測センサ２（第２血流計測センサ３）の構成について説明する。第１血流計測センサ２（第２血流計測センサ３）は、薄い樹脂製のシート状ボード１０の一面にフレキシブル基板１１が保持されており、フレキシブル基板１１上には、検知ユニット１２と、計測制御部１３と、無線通信装置１４と、充電式のバッテリ１５とが実装され、これら全体を樹脂等でなるケース１６で覆い保護するようになされている。

　第１血流計測センサ２（第２血流計測センサ３）において、シート状ボード１０の他面は、被計測領域に対向（非接触で近接した状態）される計測面であり、当該シート状ボードの他面側の計測面を適宜被計測領域の皮膚表面に対向させることで、検知ユニット１２を用いて当該被計測領域の血流による血管および血管周辺の組織の変位（血管特性）の計測を非接触で行うことができる。

　また第１血流計測センサ２（第２血流計測センサ３）において、計測制御部１３は、バッテリ１５からの電流を、後述する検知ユニット１２の発光部に通電して発光させると共に、皮膚表面を伝搬した光を受光した受光部からの受光信号を読み込む。無線通信装置１４は、外部ユニット５（図１）の制御装置９と無線による通信を行なっており、受光部からの受光信号を制御装置に無線で送信する。

　第１血流計測センサ２（第２血流計測センサ３）は、外部ユニット５と無線通信が可能なワイヤレスユニットであるので、被測定領域への移動が自由に行える。また、第１血流計測センサ２（第２血流計測センサ３）の充電式のバッテリ１５は、血流計測を行なわない不使用時に適宜充電される。

〔検知ユニット１２の内部構成〕
　ここで、第１血流測定センサ２および第２血流測定センサ３における検知ユニットの内部構成について説明する。図３は検知ユニット１２の取付構造を拡大して示す縦断面図である。

　図３に示されるように、検知ユニット１２は、ドーム状に形成されたフレキシブル配線板２０の内側に３個の光センサユニット２１Ａ～２１Ｃが１列に並設されている。

　各光センサユニット２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃは、被測定者が車用シートＳに着座すると、先端部分の発光面、受光面が被測定者の皮膚表面に近接（または接触）するように保持される。各光センサユニット２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃは、それぞれが同一構成であり、同一箇所に同一符号を付す。

　光センサユニット２１Ａは、発光部２２と、受光部２３と、光路分離部材２４とを有する。発光部２２は、皮膚表面にレーザ光（出射光）Ａを照射するレーザダイオードからなる。受光部２３は、受光した透過光量に応じた電気信号を出力する受光素子からなる。光路分離部材２４は、例えば、ホログラムを利用したホログラフィック光学素子（ＨＯＥ：Ｈｏｌｏｇｒａｐｈｉｃ　Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｅｌｅｍｅｎｔ）からなり、発光部２２から被計測領域に向けて照射されたレーザ光Ａに対する屈折率と、被計測領域を通過して入射され受光部に進む入射光Ｂ、Ｃの屈折率とが異なるように構成されている。

　また、光路分離部材２４の外周には、円筒形状に形成されたハウジング２５が嵌合している。発光部２２および受光部２３は、上面側がフレキシブル配線板２０の下面側に実装されている。フレキシブル配線板２０には、計測制御部１３（図２）に接続される配線パターンが形成されており、配線パターンには各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃに対応する位置に発光部２２および受光部２３の接続端子が半田付けなどによって電気的に接続されている。フレキシブル配線板２０は、光センサユニット２１Ａ～２１Ｃの先端が被計測領域に接触した際の表面形状に応じて撓むように構成されている。

　血流計測を行なう際、計測制御部１３は、光センサユニット２１Ａの発光部２２からレーザ光Ａを発光させる。このとき、発光部２２から出射されるレーザ光は、酸素飽和度の影響を受けない波長λ（λ≒８０５ｎｍ）で出力される。

　また、各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃは、先端（光路分離部材２４の端面）が被計測者の被計測領域に当接した状態に保持されている。発光部２２から出射されるレーザ光Ａは、光路分離部材２４を透過して皮膚表面ＳＫに対して垂直方向から入射される。皮膚表面ＳＫの内部（体内）においては、レーザ光Ａが中心部に向けて進行すると共に、レーザ光Ａが入射位置を基点として皮膚表面ＳＫに沿うように周辺に向けて伝搬する。このレーザ光Ａの光伝搬経路ＬＲは、側方からみると円弧状に形成され、血管ＢＶを通過して皮膚表面ＳＫに戻る。

　このように光伝搬経路ＬＲを通過した光は、血管ＢＶを流れる血液に含まれる赤血球の量または密度に応じた透過光量に変化しながら受光側の光センサユニット２１Ｂ，２１Ｃに到達する。また、レーザ光Ａは、人体内部を伝搬する過程で透過光量が徐々に低下するため、レーザ光Ａが入射位置を基点から離れる程、距離に比例して受光部２３の受光レベルが低下する。従って、レーザ光Ａの入射位置からの離間距離によっても受光される透過光量が変化する。

　図３において、左端に位置する光センサユニット２１Ａを発光側基点とすると、その光センサユニット２１Ａ自身と、その右隣りの光センサユニット２１Ｂと、さらに右隣りの光センサユニット２１Ｃとは、受光側基点（計測ポイント）となる。

　光路分離部材２４は、例えば、透明なアクリル樹脂の密度分布を変化させることで、レーザ光Ａを直進させ、入射光Ｂ、Ｃを受光部に導くように形成されている。また、光路分離部材２４は、発光部２２から出射されたレーザ光Ａを基端側（図３では上面側）から先端側（図３では下面側）に透過させる出射側透過領域３０と、体内を伝搬した光を先端側（図３では下面側）から基端側（図３では上面側）に透過させる入射側透過領域３１と、出射側透過領域３０と入射側透過領域３１との間に形成された屈折領域３２とを有する。

　この屈折領域３２は、レーザ光Ａを透過させるが、血流を通過した光（入射光Ｂ、Ｃ）を反射させる性質を有する。屈折領域３２は、例えば、アクリル樹脂の密度を変化させたり、この領域に金属薄膜を設けたり、金属の微粒子を分散させることにより形成される。これにより、光路分離部材２４の先端から入射された光は全て受光部２３に集光される。

〔血流計測方法の原理〕
　図４は血流計測方法の原理を説明するための図である。図４に示されるように、外部から血管ＢＶ内の血液に対しレーザ光Ａを照射すると、血液層ＢＲに入射したレーザ光Ａは、通常の赤血球ＲＣによる反射散乱光成分、および付着血栓による反射散乱光成分の両成分の光として、血液中を透過して進行する。

　光が血液層を透過する過程において受ける影響は、血液の状態によって刻々と変化するため、透過光量（反射光量としてもよい）を連続的に計測し、その光量変化を観測することによりさまざまな血液の性質の変化を観察することが可能となる。

　被計測者の活動が活発になると、体内での酸素消費量が増加するため、酸素を運搬する赤血球のヘマトクリットおよび血液の酸素飽和度に起因する血流の状態が光量の変化となって現れる。

　ここで、ヘマトクリット（Ｈｃｔ：単位体積当たりの赤血球の体積比、即ち、単位体積当たりの赤血球の体積濃度を示す。Ｈｔとも表記する。）等の変化も同様にヘモグロビン密度の変化に関係する要因であり、光量変化に影響を及ぼす。本実施例における基本的な原理は、このようにレーザ光Ａを用いた、血流による光路・透過光量の変化で血流の状態を計測する点である。

　さらに、その原理的な構成について説明する。血液の光学的特性は、血球成分（特に赤血球の細胞内部のヘモグロビン）によって決定される。また、赤血球は、ヘモグロビンが酸素と結合しやすい性質を有しているので、酸素を運搬する役目も果たしている。そして、血液の酸素飽和度は、血液中のヘモグロビンの何％が酸素と結合しているかを表す数値である。また、酸素飽和度は動脈血液中の酸素分圧（ＰａＯ_２）と相関があり、呼吸機能（ガス交換）の重要な指標である。

　酸素分圧が高ければ酸素飽和度も高くなることが分かっており、酸素飽和度が変動すると、血液を透過した光の透過光量も変動する。そのため、血流の計測を行なう際は、酸素飽和度の影響を除くことでより正確な計測が可能になる。

　また、酸素分圧（ＰａＯ_２）に影響を与えている因子としては、肺胞換気量があり、さらには大気圧や吸入酸素濃度（ＦｉＯ_２）などの環境、換気／血流比やガス拡散能、短絡率などの肺胞でのガス交換がある。

　外部ユニット５の制御装置９は、上記光センサユニット２１Ａ～２１Ｃの受光部２３によって生成された透過光量（光強度）に応じた計測データに基づき、後述するＰＷＶ制御処理を実行して血流状態を検出する。

　発光部２２のレーザ光Ａは、所定時間間隔（例えば、１０Ｈｚ～１ＭＨｚ）で間欠的に照射されるパルス光又は連続光として照射する。この場合、パルス光を用いる場合には、パルス光の点減する周波数である点減周波数を、血液流速に応じて決定し、連続的に又は該点減周波数の２倍以上の計測サンプリング周波数で計測する。また、連続光を用いる場合には、計測サンプリング周波数を、血液流速に応じて決定して計測する。

　血液中のヘモグロビン（Ｈｂ）は、呼吸をすることにより肺で酸素と化学反応を生じてＨｂＯ_２となり血液中に酸素を取り込むこととなるが、呼吸の状態等により、血液に酸素を取り込んだ度合（酸素飽和度）が微妙に異なる。すなわち、本実施例では、血液に光を照射すると、この酸素飽和度によって光の吸収率が変化するという現象を発見し、この現象は上記レーザ光Ａによる血流の計測において外乱要素となるため、酸素飽和度による影響を除去することが可能になる。

　図５はレーザ光の波長と、血液の酸素飽和度を変えた場合の光の吸収状態の関係を示すグラフである。体内では赤血球に含まれるヘモグロビンは、酸素と結合した酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２：グラフＩＩ（破線で示す））と酸化されていないヘモグロビン（Ｈｂ：グラフＩ(実線で示す)）に分けられる。この２つの状態では、光に対する光吸収率が大きく異なる。例えば、酸素をたっぷりと含んだ血液は鮮血として色鮮やかである。一方、静脈血は酸素を手放しているのでどんよりと黒ずんでいる。これらの光吸収率の状態は、図６のグラフＩ，ＩＩに示すように広い光の波長領域で変化している。

　この図５のグラフＩ，ＩＩから特定の波長を選択することにより、生体内の酸素代謝などにより赤血球中のヘモグロビンの酸素飽和度が大きく変動しても、光吸収率が影響を受けないで血液に光を照射して血流を計測できることが分かる。

　赤血球中のヘモグロビンの酸素飽和度によらず、ある波長領域では光吸収率が小さくなっている。これにより、光が波長λによって血液層を通過しやすいか否かが決まることになる。従って、所定の波長領域（例えば、λ＝８００ｎｍ近辺から１３００ｎｍ近辺）の光を用いれば、酸素飽和度の影響を小さく抑制して血流を計測することが可能となる。

　よって、レーザ光Ａの波長領域は、ほぼ６００ｎｍ近辺から１５００ｎｍを利用し、これにより、ヘモグロビン（Ｈｂ）の光吸収率が実用上十分低くかつ、この領域に等吸収点Ｚを含むため、２波長以上の計測点を活用し、計算上、等吸収点とみなせる。つまり、酸素飽和度の影響を受けない仕様とすることが可能となる。

　なお、それ以外の波長領域、例えば、λ＝６００ｎｍ未満では、光吸収率が高くなりＳ／Ｎが低下し、λ＝１５００ｎｍをこえた波長では、受光部の受光感度が十分でなく血液中の他の成分等の外乱が影響し精度のよい計測ができなくなる。

　このため、本実施例では、発光部２２に波長可変半導体レーザからなる発光素子を用い、発光部２２から発光されるレーザ光Ａの波長を、グラフＩ，ＩＩで等吸収点Ｚとなるλ１＝８０５ｎｍ（第１の光）と、グラフＩにおいて光吸収率が最も低い波長λ２＝６８０ｎｍ（第２の光）の２種類に設定する。

　ここで、レーザ光Ａが光伝搬経路ＬＲ（図３参照）を介して伝搬した光を受光する場合の透過光量に基づく赤血球濃度Ｒ，Ｒｐ，Ｒｐｗの検出方法について説明する。

　従来の計測方法で行なわれた１点１波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒの演算式（１）は、次式のように表せる。

　Ｒ＝ｌｏｇ１０（Ｉ_ｉｎ／Ｉ_ｏｕｔ）＝ｆ（Ｉ_ｉｎ，Ｌ，Ｈｔ）…（１）

　この（１）式の方法では、赤血球濃度が発光部２２から出射されたレーザ光Ａの入射透過光量Ｉ_ｉｎと、発光部２２と受光部２３との距離（光路長）Ｌと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数になる。そのため、（１）式の方法で赤血球濃度を求める際は、３つの因子によって赤血球濃度が変動するため、赤血球濃度を正確に計測することが難しい。

　本実施例による２点１波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒｐの演算式（２）は、次式のように表せる。

　　Ｒｐ＝ｌｏｇ１０｛Ｉ_ｏｕｔ／（Ｉ_ｏｕｔ－ΔＩ_ｏｕｔ）｝＝Φ（ΔＬ，Ｈｔ）…（２）

　この（２）式の方法では、図３に示すようにレーザ光Ａから距離の異なる２点（光センサユニット２１Ｂ，２１Ｃの受光部）で受光するため、赤血球濃度は２つの受光部２３間距離ΔＬと、前述したヘマトクリット（Ｈｔ）との関数になる。そのため、（２）式の方法で赤血球濃度を求める際は、２つの因子のうち受光部２３間距離ΔＬが予め分かっているので、赤血球濃度がヘマトクリット（Ｈｔ）を係数とした値として計測される。よって、この演算方法では、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

　さらに、本実施例の変形例による２点２波長方式を用いた場合の赤血球濃度Ｒｐｗの演算式（３）は、次式のように表せる。

　Ｒｐｗ＝［ｌｏｇ１０｛Ｉ_ｏｕｔ／（Ｉ_ｏｕｔ－ΔＩ_ｏｕｔ）｝λ１］／［ｌｏｇ１０｛Ｉ_ｏｕｔ／（Ｉ_ｏｕｔ－ΔＩ_ｏｕｔ）｝λ２］＝ξ（Ｈｔ）・・・（３）

　この（３）式の方法では、発光部から出射されるレーザ光Ａの波長を異なるλ１，λ２（本実施例では、λ１＝８０５ｎｍ、λ２＝６８０ｎｍに設定する）とすることで赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）のみの関数として計測される。よって、この演算方法によれば、赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値として正確に計測することが可能になる。

　光の伝搬は、レーザ光Ａが照射された基点から半径方向に離間するほど光伝搬経路ＬＲが長くなって光透過率が低下するため、発光側の光センサユニット２１Ａに所定距離離間して隣接された光センサユニット２１Ｂの受光レベル（透過光量）は強く、その次はその隣りに所定距離離間して設けられた光センサユニット２１Ｃの受光レベル（透過光量）が光センサユニット２１Ｂの受光レベルより弱く検出される。また、発光側の光センサユニット２１Ａの受光部でも、皮膚表面からの光を受光する。外部ユニット５の制御装置９では、これらの複数の光センサユニット２１Ａ～２１Ｃで受光された光強度に応じた検出信号をデータベース７に時系列的に記憶させる。

　また、各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃから出力された検出信号（受光した透過光量に応じた信号）を前述した（２）式または（３）式のＩ_ｏｕｔとすることで赤血球濃度をヘマトクリット（Ｈｔ）に応じた計測値（酸素飽和度に影響されない値）として正確に計測することが可能になる。

　図６Ａ～６Ｃは各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃの検出信号の波形を示す波形図である。図６Ａ～６Ｃに示されるように、発光部２２から出射されるレーザ光Ａの出射時Ｔｓを基点として受光部検出信号波形を比較することで、出射時Ｔｓと受光部検出信号の最低値との位相差Ｔ１～Ｔ３が求まる。

　位相差Ｔ１～Ｔ３は、Ｔ１＜Ｔ２＜Ｔ３の関係にあり、脈波伝搬速度に応じて変化する。各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃの検出信号の位相差、Ｔ２－Ｔ１＝Δｔ１、Ｔ３－Ｔ１＝Δｔ２によってＰＷＶの近似値Δｔ１、Δｔ２が求まる。

〔制御装置によるＰＷＶ制御処理〕
　ここで、上記原理に基づき外部ユニット５の制御装置９が実行するＰＷＶ（Ｐｕｌｓｅ　Ｗａｖｅ　Ｖｅｌｏｃｉｔｙ）制御処理について説明する。

　図７は各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃからの検出信号に基づくＰＷＶ制御処理を説明するためのフローチャートである。図７において、制御装置９は、Ｓ１でデータベース７に格納された各計測データ（血流に応じた透過光量による計測データ）を読み込む。続いて、Ｓ２に進み、各計測データと前述した演算式（２）または（３）を用いて赤血球濃度ＲｐまたはＲｐｗを演算する。

　次のＳ３では、各計測位置毎の赤血球濃度の変化から血流による血管および血管周辺の組織の変位状態の変化を求め、当該血管および血管周辺の組織の変位状態に基づいて各計測位置毎の血流速度を導出する。

　続いて、Ｓ４に進み、各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃから出力された検出信号波形（または血流変化に対応する内壁変位データの波形）を比較する。

　Ｓ５では、図６Ａ～６Ｃに示されるように、検出信号の波形の位相差、Ｔ２－Ｔ１＝Δｔ１、Ｔ３－Ｔ１＝Δｔ２によってＰＷＶの値Δｔ１、Δｔ２を演算する。さらに、ＰＷＶの値に基づく脈波伝搬速度を演算し、当該脈波伝搬速度に対応する被測定領域の血管特性（血管の弾性の割合、血管内のプラーク量、動脈硬化の割合）をデータベース７から導出して当該被測定領域における血管の動脈硬化度を導出する。

　続いて、Ｓ６では、ＰＷＶの値に基づく脈波伝搬速度および血管の動脈硬化度をデータベースに格納すると共に、ＰＷＶの値に基づく脈波伝搬速度および血管の動脈硬化度をディスプレイ装置８に表示する。なお、第１血流計測センサおよび第２血流計測センサの双方の計測データの位相差を求め、これを演算結果として記憶する。

　続いて、Ｓ７に進み、各光センサユニット２１Ａ～２１Ｃの全計測データ（例えば、１週間分の全データ）についてのＰＷＶの演算および脈波伝搬速度の検出が完了したか否かをチェックする。Ｓ２７において、全計測データについてのＰＷＶの演算および脈波伝搬速度の検出が完了していないときは、上記Ｓ２１に戻り、Ｓ２１以降の処理を繰り返す。

　また、Ｓ７において、全計測データについてのＰＷＶの演算および脈波伝搬速度の検出が完了したときは、Ｓ８に進み、外部ユニット５の制御装置９から入力された全計測データのＰＷＶ計測結果および脈波伝搬速度をディスプレイ装置８の表示画面に表示する。これにより、被計測者が所定期間（例えば、１週間）の生活の中で計測された全計測データに基づく、ＰＷＶ計測結果および脈波伝搬速度を確認することが可能になる。

〔血圧算出方法〕
　上述のように、外部ユニット５の制御装置９は、被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の血管特性（血流による血管および血管周辺の組織の変位状態）に基づいて、脈波伝搬速度および動脈硬化度を求めることができる。

　そして制御装置９は、脈波伝搬速度および動脈硬化度に基づいて、被測定者の血圧（動脈圧）を演算により求めることができる。

　すなわち、脈波伝播速度をｃと動脈圧をＰとすると、動脈硬化度を利用して、以下の数式のように関係式が成り立つことが知られている。脈波伝搬速度が血管の硬さに依存し、さらに血圧にも依存することを表すものである。以下の数式において、ρは血液密度、βは血管の硬さの程度を表す定数（スティフィネスパラメータ）である。

　このように制御装置９は、この数式から、被測定者の被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の血圧（動脈圧Ｐ）をそれぞれ算出することができる。

〔心肺機能センサの構成〕
　図８に示すように、心肺機能センサ４は、局部発信器４０、送信アンテナ４１、受信アンテナ４２、混合器４３、増幅器４４、Ａ／Ｄ変換器４５、演算制御部４６および無線通信装置４７を備えている。

　局部発振器４０はマイクロ波を生成する。局部発信器４０で生成されたマイクロ波は、送信アンテナ４１から放射され、人体（対象物）で反射し、受信アンテナ４２で受信される。ここで人体は体全体だけでなく、心臓や肺などの臓器を含む。居部発振器４０で生成されるマイクロ波は周波数が１０ＭＨｚ程度であることが好ましい。これにより、送信アンテナ４１から放射されたマイクロ波が人体に進入し、心臓や肺などの臓器から反射波を取得し易くなる。

　受信アンテナ４２で受信された反射波は、局部発振器４０で生成された信号と混合器４３で混合される。すなわち、局部発振器４０で生成されるマイクロ波（ローカル信号）と、その反射波（受信信号）とを混合してドップラー信号を検波するホモダイン検波が行われる。居部発振器４０、送信アンテナ４１、受信アンテナ４２、および混合器４３はドップラーセンサであり、混合器４３は検波器として機能する。

　人体に動きが無い場合、局部発振器４０で生成されたマイクロ波と、人体から反射してきたマイクロ波の周波数は同一周波数であるため、混合器４３の出力には交流成分が含まれない。すなわち、混合器４３の出力は０Ｈｚ（直流）である。

　一方、人体が送信アンテナ４１および受信アンテナ４２に対して近接または離反した場合、ドップラー効果により反射波の成分が変化するため、混合器４３の出力には、その差分の信号が現れる。この差分の信号には、心臓の動き（心拍）や肺の動き（呼吸）に対応する成分が含まれている。混合器４３の出力は増幅器４４により増幅され、Ａ／Ｄ変換器４５によりアナログデジタル変換される。

　演算制御部４６は、Ａ／Ｄ変換器４５の出力信号を高速フーリエ変換し、変換後の信号に対して心拍数および呼吸数を算出する。心臓と肺は異なる挙動を示すため、フィルタ処理によりこれらを分離して取り扱うことができる。

　例えば、演算制御部４６は、高速フーリエ変換後の信号に対して、心拍数の周波数帯域を通過帯域とするフィルタを用いてフィルタ処理を施し、フィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数から、心拍数を算出する。

　また、例えば、演算制御部４６は、高速フーリエ変換後の信号に対して、呼吸数の周波数帯域を通過帯域とするフィルタを用いてフィルタ処理を施し、フィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数から、呼吸数を算出する。

　演算制御部４６は、心拍数および呼吸数を無線通信装置４７によりそれぞれ無線信号に変換して外部ユニット５の制御装置９に送信する。外部ユニット５の制御装置９は心拍数および呼吸数をデータベース７に格納する。

　なおデータベース７には、適宜、心拍数および呼吸数が過去の履歴が把握可能に記憶されており、制御装置は、最新の心拍数を過去の心拍数および呼吸数と比較して、当該比較結果の差分値が所定値以上であった場合、ディスプレイ装置８に異常発生を表示するように指示する。

〔血圧補正方法〕
　実際に外部ユニット５の制御装置９は、無線通信装置６で第１血流計測センサ２、第２血流計測センサ３および心肺機能センサ４から送信された計測データをそれぞれ受信すると、当該各計測データを自動的にデータベース７に格納する。

　なお、このデータベース７には、血流による血管および血管周辺の組織の変位の計測結果に対応する血管の内壁変位データ（血管の内径の収縮）、および心肺機能センサ４による心拍数および呼吸数と、第１血流計測センサ２および第２血流計測センサ３の各検知ユニット１２の全計測データに基づき得られた脈波伝搬速度および血管（膝窩動脈および胸部大動脈）の動脈硬化度が格納されている。上記血管特性には、血管の弾性の割合、血管内のプラーク量（内膜の盛上がり）、動脈硬化の割合などが含まれる。

　ここで、血圧（動脈圧）は、心拍出量（心拍数×１回拍出量）×血管抵抗（弾力性）で表され、特に血管内の脱水時には、動脈圧はしばしば呼吸性にうねったような波形になる特徴がある。血管内の脱水が（循環血液量の減少）が存在する場合、呼吸による胸腔内圧の変化により１回拍出量に大きな変化を与えるため、動脈圧波形が大きく変動する。

　被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈に血管内脱水が生じている場合、制御装置９は、これら動脈の血圧の値を正確に算出することが困難になるおそれがある。

　このため制御装置９は、被測定者の心拍数および呼吸数を利用して、被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の動脈圧波形に重畳する呼吸性変動（呼吸による心拍数の変動）を外乱ノイズとして除去することにより、上記各動脈の血圧の算出値を補正するようになされている。

　具体的に、制御装置９は、被測定者から取得した全計測データを長期間に亘って管理しており、膝窩動脈の動脈圧波形と胸部大動脈の動脈圧波形との時間差分を監視する。そして制御装置９は、当該双方の動脈圧波形の時間差分に所定値以上のばらつきが発生すると、心拍数および呼吸数を用いてその時間差分をほぼ一定になるように補正する。

　従って制御装置９は、被測定者の被測定部位（膝窩動脈および胸部大動脈）の血圧の値を外乱ノイズを除去した状態に維持することができ、長期間に亘って高い精度で算出することができる。

　なお、制御装置９は、被測定者の被測定部位（膝窩動脈および胸部大動脈）の血圧の値をデータベース７に格納するが、管理時間（格納時間）が長期であるほど、短時間で変化幅が大きい血圧変動に対しても把握し易いため、高い精度で血圧を補正することができる。

　このように、生体情報検知装置１は、第１血流計測センサ２、第２血流計測センサ３および心肺機能センサ４が全て非接触に車用シートＳ内に設置されているので、被測定者を拘束することなく計測作業を容易に行えると共に、被測定者に接触させる方式のように着脱作業が不用になり、短時間で効率良く血圧を計測することができる。

　この結果、被測定者に長期間に亘って健康状態の悪化が進行している場合でも、外部ユニット５のディスプレイ装置８を目視確認しながら常時モニタリング（身体状態を把握）することができ、車両運転中の居眠りやヒヤリハットを未然に防止する可能性が飛躍的に高くなる。

　本実施形態に係る生体情報検出装置１によれば、被測定者は車用シートＳに着座するだけで、高い精度で血圧を測定することができる。カフの圧迫や姿勢の制約を受けることがないため、車両運転者に対する負担を軽減することができる。

　上記実施形態において、生体情報検出装置１を車用シートＳに適用する場合について述べたが、本発明はこれに限らず、座面に第１血流計測センサ３を設置し、かつ背面に第２血流計測センサ３および心肺機能センサ４を設置することができれば、車用シート以外に種々の背もたれ付シートに広く適用することが可能である。例えば、長時間着座する必要のある業務従事者（小説等の作家、ゲームやデザインなどの創作者、商品販売等の店員、集合住宅等の管理人など）の長期健康管理にも有効である。

　上記実施形態において、第２血流計測センサ３および心肺機能センサ４が被測定者の背中部分に適度に押し付けられるように、車用シートＳの背面内に水や生理食塩水の入った水パック（図示せず）を設けてもよい。被測定者の背中と水パックとの間にセンサ３、４が配置され、水パックの弾力性により、センサ３、４が被測定者の背中部分に適度に押し付けられ、血圧の測定精度を向上させることができる。

　図９に第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の概略構成を示す。心肺機能監視装置は、局部発振器９１、送信アンテナ９２、受信アンテナ９３、混合器９４、増幅器９５、Ａ／Ｄ変換器９６、演算制御部９７、記憶部９８、及び報知部９９を備えている。

　局部発振器９１はマイクロ波を生成する。局部発振器９１で生成されたマイクロ波は、送信アンテナ９２から放射され、人体（対象物）Ｐで反射し、受信アンテナ９３で受信される。ここで、人体Ｐは体全体だけでなく、心臓や肺などの臓器を含む。局部発振器９１で生成されるマイクロ波は周波数が１０ＭＨｚ程度であることが好ましい。これにより、送信アンテナ９２から放射されたマイクロ波が人体Ｐに進入し、心臓や肺などの臓器からの反射波を取得し易くなる。

　受信アンテナ９３で受信された反射波は、局部発振器９１で生成された信号と混合器９４で混合される。すなわち、局部発振器９１で生成されるマイクロ波（ローカル信号）と、その反射波（受信信号）とを混合してドップラー信号を検波するホモダイン検波が行われる。局部発振器９１、送信アンテナ９２、受信アンテナ９３、及び混合器９４はドップラーセンサであり、混合器９４は検波器として機能する。

　人体Ｐに動きが無い場合、局部発振器９１で生成されたマイクロ波と、人体Ｐから反射してきたマイクロ波の周波数は同一周波数であるため、混合器９４の出力には交流成分が含まれない。つまり、混合器９４の出力は０Ｈｚ（直流）となる。

　一方、人体Ｐが送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３に対して接近あるいは離反した場合、ドップラー効果により反射波の成分が変化するため、混合器９４の出力には、その差分の信号が表れる。この差分の信号には、心臓の動き（心拍）や肺の動き（呼吸）に対応する成分が含まれている。例えば、心臓の動きは図１０Ａのような信号波形、肺の動きは図１０Ｂのような信号波形となり、混合器９４の出力信号はこれらを含むものとなる。

　混合器９４の出力は増幅器９５により増幅され、Ａ／Ｄ変換器９６によりアナログデジタル変換される。

　演算制御部９７は、Ａ／Ｄ変換器９６の出力信号を高速フーリエ変換し、変換後の信号に対してフィルタ処理を施し、心拍数及び呼吸数を算出する。図１０Ａ、１０Ｂに示すように、心臓と肺は異なる挙動を示すため、フィルタ処理によりこれらを分離して取り扱うことができる。

　例えば、演算制御部９７は、高速フーリエ変換後の信号に対して、心拍数の周波数帯域を通過帯域とするフィルタを用いてフィルタ処理を施し、フィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数から、心拍数を算出する。

　また、例えば、演算制御部９７は、高速フーリエ変換後の信号に対して、呼吸数の周波数帯域を通過帯域とするフィルタを用いてフィルタ処理を施し、フィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数から、呼吸数を算出する。

　記憶部９８は、演算制御部９７により算出された心拍数及び呼吸数を記憶する。

　演算制御部９７は、記憶部９８に記憶されている過去の心拍数や呼吸数の平均値と、算出した最新の心拍数及び呼吸数とを比較し、差分が所定値以上であった場合に、報知部９９に異常発生を報知するよう指示する。あるいはまた、演算制御部９７は、記憶部９８に記憶されている心拍数や呼吸数の基準値と、算出した心拍数及び呼吸数とを比較し、差分が所定値以上であった場合に、報知部９９に異常発生を報知するよう指示してもよい。

　報知部９９は、演算制御部９７からの指示に基づいて、心拍又は呼吸に異常が発生したことを報知する。例えば、報知部９９は警報音を発生させたり、監視モニタに異常発生を表示させたりする。

　このように、本実施形態によれば、人体にセンサ等を直接接触させずに、心肺機能を監視することができる。また、心肺機能に異常が発生したことを速やかに検出し、放置することができる。

（実施例１）
　上記第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は、人体から数メートル（例えば１～２メートル程度）まで離して設置することができる。このため、例えば、図１１に示すように、監視対象者が睡眠を行うベッド１００の上方の天井、もしくはベッド１００の側方の壁面に送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３を設置し、ベッド１００に寝ている人間の心肺機能を監視することができる。

（実施例２）
　前述のように、上記第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は、人体から数メートルまで離して設置することができる。このため、例えば、病院の待合室など、監視対象者が座位または立位で一定時間を過ごす部屋の天井もしくは壁面に、送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３を設置してもよい。これにより、病院の待合室などの部屋で待機している人間の心肺機能を監視することができる。その結果、例えば、診察前に患者の心肺機能に関する情報を取得することができ、診察の効率を向上させることができる。

（実施例３）
　前述のように、上記第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は、人体から数メートルまで離して設置することができる。このため、例えば、監視対象者の住居や職場の建物内の天井もしくは壁面に、送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３を設置してもよい。これにより、監視対象者の日常生活における心肺機能を監視することもできる。なお、複数組の送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３を、部屋ごとに設置してもよい。

（実施例４）
　前述のように、上記第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は、人体から数メートルまで離して設置することができる。このため、例えば、公共施設等（例えば、学校の教室、図書館、体育館）の天井もしくは壁面に送信アンテナ９２および受信アンテナ９３を設置してもよい。これにより、施設利用者の心肺機能を監視するインフラストラクチャとして活用することができる。

　上記のように、第２の実施形態に係る心肺機能監視装置の送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３を、自宅の寝室等の部屋、病院の病室もしくは待合室、職場のオフィス、公共施設など、およそ監視対象者が臥位、座位または立位で過ごす空間の天井もしくは壁面に設置することで、住人、患者、従業員および施設利用者等の監視対象者の心肺機能を監視することができる。

　なお、第２の実施形態に係る心肺機能監視装置において、送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は天井や壁面に固定的に設置される形態に限られるものではない。送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は、天井や壁等の固定面と係合可能な形状の係合部あるいは磁石を利用した固定手段などを備えることで、天井または壁面に着脱可能に構成されてもよい。これにより、本発明に係る心肺機能監視装置を単独で携行可能な装置とすることができる。

　また、第２の実施形態に係る心肺機能監視装置のうち少なくとも送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３は、別の設置器具に内蔵されてもよい。ここで、別の設置器具とは、心肺機能監視以外の用途を有する器具のことであり、例えば、シーリングライト等の照明器具、オーディオ機器、テレビ等の家電製品、家具、装飾品等である。

　なお、この設置器具に、心肺機能監視装置の他の構成要素（混合器９４、増幅器９５、Ａ／Ｄ変換器９６、演算制御部９７、記憶部９８および報知部９９の少なくとも何れか）を内蔵してもよい。

（実施例５）
　上記第２の実施形態に係る心肺機能監視装置のうちの少なくとも送信アンテナ９２及び受信アンテナ９３を、使用者（監視対象者）が携行可能な装置（携行装置）に内蔵してもよい。この携行装置は、使用者（監視対象者）が携行可能なサイズや形状を有するものであり、例えばスマートフォンやタブレット端末などのモバイル電子機器であってもよい。これにより、外出先でも心肺機能を監視することができる。

　なお、上記の携行装置と通信可能に接続されたサーバを設け、当該サーバに演算制御部９７を配置してもよい。この場合、Ａ／Ｄ変換器９６の出力信号が当該サーバに送信され、サーバの演算制御部９７が心拍数および呼吸数を算出し、携行装置に送信する。

　　本発明を特定の態様を用いて詳細に説明したが、本発明の意図と範囲を離れることなく様々な変更が可能であることは当業者に明らかである。
　本出願は、２０１４年７月１日付で出願された日本特許出願２０１４－１３６０８２及び２０１５年３月１２日付で出願された日本特許出願２０１５－０４９５９１に基づいており、その全体が引用により援用される。

　１　生体情報検出装置
　２　第１血流計測センサ
　３　第２血流計測センサ
　４　心肺機能センサ
　５　外部ユニット
　６、１４、４７　無線通信装置
　７　データベース
　８　ディスプレイ装置
　９　制御装置
　１２　検知ユニット
　１３　計測制御部
　９１　局部発振器
　９２　送信アンテナ
　９３　受信アンテナ
　９４　混合器
　９５　増幅器
　９６　Ａ／Ｄ変換器
　９７　演算制御部
　９８　記憶部
　９９　報知部

Claims

　シートの座面部に設けられ、該シートに着座した被測定者の膝窩動脈の血流状態を計測する第１血流計測手段と、
　前記シートの背面部に設けられ、前記被測定者の胸部大動脈の血流状態を計測する第２血流計測手段と、
　前記第１血流計測手段により計測された血流データおよび前記第２血流計測手段により計測された血流データから、脈波伝搬速度および動脈硬化度を求め、当該脈波伝搬速度および動脈硬化度に基づいて、前記被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ算出する血圧算出手段と
　を備えることを特徴とする生体情報検出装置。
　前記第１血流計測手段および前記第２血流計測手段から得られる各血流データを格納するデータベースを備え、
　前記血圧算出手段は、所定期間に亘って前記データベースに蓄積した前記各血流データに基づいて、前記膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ時系列的に算出し、前記被測定者の健康状態を監視する
　ことを特徴とする請求項２に記載の生体情報検出装置。
　前記シートの背面部に設けられ、前記被測定者の心拍数および呼吸数を計測する心肺機能計測手段
　を備え、前記血圧算出手段は、前記心拍数および前記呼吸数に基づいて、前記被測定者の膝窩動脈および胸部大動脈の各圧波形の時間差分がほぼ一定になるように、当該膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ補正する
　ことを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報検出装置。
　前記データベースは、前記心肺機能計測手段から得られる心拍数および呼吸数を格納し、
　前記血圧算出手段は、所定期間に亘って前記データベースに蓄積した前記心拍数および呼吸数に基づいて、前記膝窩動脈および胸部大動脈の血圧をそれぞれ補正する
　ことを特徴とする請求項３に記載の生体情報検出装置。
　請求項１乃至４のいずれかに記載の生体情報検出装置を備える背もたれ付シート。
　マイクロ波を生成する発振器と、
　前記発振器により生成されたマイクロ波を送信する送信アンテナと、
　監視対象者からの反射波を受信する受信アンテナと、
　前記発振器により生成されたマイクロ波と前記反射波とを混合し、前記マイクロ波と前記反射波との差分に基づく信号を出力する混合器と、
　前記混合器から出力された信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器と、
　前記Ａ／Ｄ変換器から出力される信号をフーリエ変換し、フーリエ変換後の信号に対してフィルタ処理を施し、心拍数及び呼吸数を算出する演算制御部と、
　を備える心肺機能監視装置。
　前記演算制御部は、心拍に対応する第１フィルタを用いたフィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数に基づいて心拍数を算出し、呼吸に対応する第２フィルタを用いたフィルタ処理後の周波数分布において振幅が最大となる周波数に基づいて呼吸数を算出することを特徴とする請求項６に記載の心肺機能監視装置。
　異常発生を報知する報知部をさらに備え、
　前記演算制御部は、算出した心拍数又は呼吸数と基準値との差分が所定値以上であった場合に、前記報知部に異常発生を報知するよう指示することを特徴とする請求項６又は７に記載の心肺機能監視装置。
　前記演算制御部が算出した心拍数及び呼吸数を記憶する記憶部をさらに備え、
　前記演算制御部は、前記記憶部に記憶されている心拍数又は呼吸数の平均値を前記基準値とすることを特徴とする請求項８に記載の心肺機能監視装置。
　前記発振器により生成されるマイクロ波の周波数は１０ＭＨｚであることを特徴とする請求項６乃至９のいずれかに記載の心肺機能監視装置。
　前記送信アンテナ及び前記受信アンテナは、前記監視対象者が臥位、座位または立位で過ごす空間の天井もしくは側面の壁面に取り付けられていることを特徴とする請求項６乃至１０のいずれかに記載の心肺機能監視装置。
　前記送信アンテナ及び前記受信アンテナは、前記監視対象者が臥位、座位または立位で過ごす空間の天井または壁面に着脱可能に構成されていることを特徴とする請求項６乃至１０のいずれかに記載の心肺機能監視装置。
　少なくとも前記送信アンテナ及び前記受信アンテナが別の設置器具に内蔵されていることを特徴とする請求項６乃至１０のいずれかに記載の心肺機能監視装置。
　少なくとも前記送信アンテナ及び前記受信アンテナが携行可能な装置に内蔵されていることを特徴とする請求項６乃至１０の何れかに記載の心肺機能監視装置。