WO2017169996A1 - 生体情報計測装置 - Google Patents

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WO2017169996A1
WO2017169996A1 PCT/JP2017/011294 JP2017011294W WO2017169996A1 WO 2017169996 A1 WO2017169996 A1 WO 2017169996A1 JP 2017011294 W JP2017011294 W JP 2017011294W WO 2017169996 A1 WO2017169996 A1 WO 2017169996A1
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WO
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biological information
pressure sensor
sensor
information measuring
pulse wave
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PCT/JP2017/011294
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English (en)
French (fr)
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哲好 柴田
勝 村山
裕和 山本
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Sumitomo Riko Co Ltd
Original Assignee
Sumitomo Riko Co Ltd
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
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    • A61B5/103—Measuring devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb
    • A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb occurring during breathing
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L1/00—Measuring force or stress, in general
    • G01L1/14—Measuring force or stress, in general by measuring variations in capacitance or inductance of electrical elements, e.g. by measuring variations of frequency of electrical oscillators
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L5/00—Apparatus for, or methods of, measuring force, work, mechanical power, or torque, specially adapted for specific purposes

Definitions

  • the present invention relates to a biological information measuring device.
  • a heartbeat measuring element is selected from a group of pressure detection elements based on body pressure distribution information and pressure fluctuation distribution information corresponding to the respiratory cycle, and the selected element is used for the heartbeat period. Is described.
  • An object of the present invention is to provide a biological information measuring device that measures biological information with high accuracy with a simple configuration by a method different from the conventional one.
  • the biological information measuring device includes a pressure sensor cell formed in a planar shape and an arithmetic device that calculates biological information of the body facing the pressure sensor cell based on a detection value by the pressure sensor cell.
  • the arithmetic device acquires a detection value by the capacitive sensor as a primary signal at a predetermined sampling period Tb, and calculates a secondary signal that is an addition value of the primary signal included in the first time length N.
  • the calculation of the secondary signal is sequentially executed while shifting by a second time interval a (a ⁇ N), and the biological information is calculated based on the secondary signal.
  • the device calculates a secondary signal as an addition value of the detection value of the pressure sensor cell.
  • the secondary signal as the added value corresponds to a signal from which the harmonic noise component in the primary signal is removed. That is, the process of adding the primary signal substantially functions as a low-pass filter. In this way, the harmonic noise component is easily removed from the biological information to be acquired. Therefore, biological information can be measured with high accuracy.
  • FIG. 3 is a graph of a primary signal E. It is a graph of secondary signal Sum (n). It is a graph of tertiary signal Sig3_1. It is a graph of tertiary signal Sig3_2.
  • Embodiment> (1-1. Configuration of Measuring Device 1 for Body Pressure Distribution and Biological Information)
  • the configuration of the body pressure distribution and biological information measuring apparatus 1 (hereinafter referred to as a measuring apparatus) will be described with reference to FIGS.
  • the measuring device 1 measures the body pressure distribution and biological information of the body to which the sensor unit 10 formed in a planar shape is applied.
  • the measuring apparatus 1 in this embodiment measures a pulse wave and a respiratory component as biological information.
  • the measuring device 1 includes a sensor unit 10, a power supply device 20, an input side circuit 30, an output side circuit 40, a switching device 50, and an arithmetic device 60.
  • the sensor unit 10 has flexibility and is formed into a planar shape.
  • the sensor unit 10 is compressible and deformable in the surface normal direction.
  • the sensor unit 10 includes eight rows of first electrodes 11, 16 rows of second electrodes 12, and a dielectric layer 13. Note that the number of columns of the first electrode 11 and the second electrode 12 can be changed as appropriate.
  • the first electrodes 11 are formed in a band shape and are arranged in parallel to each other.
  • the second electrode 12 is arranged at a distance from the first electrode 11 in the surface normal direction of the sensor unit 10.
  • the 2nd electrode 12 is formed in strip
  • the extending direction of the second electrode 12 is a direction orthogonal to the extending direction of the first electrode 11.
  • the dielectric layer 13 is formed in an elastically deformable surface and is disposed between the first electrode 11 and the second electrode 12.
  • the first electrode 11 and the second electrode 12 are formed by blending a conductive filler in an elastomer.
  • the 1st electrode 11 and the 2nd electrode 12 have flexibility, and have an elastic property.
  • the elastomer constituting the first electrode 11 and the second electrode 12 include silicone rubber, ethylene-propylene copolymer rubber, natural rubber, styrene-butadiene copolymer rubber, acrylonitrile-butadiene copolymer rubber, acrylic rubber, and epichloro. Hydrine rubber, chlorosulfonated polyethylene, chlorinated polyethylene, urethane rubber, and the like are applied.
  • blended with the 1st electrode 11 and the 2nd electrode 12 should just be particle
  • the dielectric layer 13 is formed of an elastomer and has flexibility and a stretchable property.
  • the elastomer constituting the dielectric layer 13 include silicone rubber, acrylonitrile-butadiene copolymer rubber, acrylic rubber, epichlorohydrin rubber, chlorosulfonated polyethylene, chlorinated polyethylene, and urethane rubber.
  • the sensor unit 10 includes a pressure sensor cell 10a that functions as a capacitive sensor at a matrix electrode crossing position.
  • the sensor unit 10 includes 128 pressure sensor cells 10a arranged in 16 rows and 8 columns. And 128 pressure sensor cells 10a are arranged in a planar shape.
  • the dielectric layer 13 When the sensor unit 10 receives a force compressing in the surface normal direction, the dielectric layer 13 is compressed and deformed, so that the distance between the first electrode 11 and the second electrode 12 is shortened. That is, the electrostatic capacitance between the first electrode 11 and the second electrode 12 is increased.
  • the sensor unit 10 is disposed inside the seat surface 71 in front of the seat 70. Specifically, the sensor unit 10 is disposed on the back surface side of the skin in front of the seating surface 71. In the present embodiment, the sensor unit 10 is disposed on the seating surface 71 such that the extending direction of the second electrode 12 coincides with the front-rear direction of the seat 70.
  • the sensor unit 10 is disposed in a range corresponding to the left and right thighs. That is, the sensor unit 10 receives body pressure by the left and right thighs of the person who is seated.
  • the extending direction of the second electrode 12 coincides with the extending direction of the thigh, and further the extending direction of the femoral artery. That is, the sensor unit 10 is affected by the pulse wave and respiratory component of the femoral artery.
  • the sensor unit 10 may be disposed on the rear surface of the seat surface 71, the rear surface 72, and the headrest 73 in addition to the front surface of the seat surface 71 of the seat 70.
  • the sensor unit 10 receives body pressure from the back of the person and is affected by arterial pulse waves and respiratory components in the human buttocks.
  • the sensor unit 10 receives body pressure from the back of the person and is affected by arterial pulse waves and respiratory components on the back of the person.
  • the sensor unit 10 is disposed on the headrest 73, the sensor unit 10 receives body pressure from a human head, and is affected by, for example, arterial pulse waves and respiratory components in the neck.
  • the power supply device 20 generates a predetermined voltage and applies the predetermined voltage to the first electrode 11 of the sensor unit 10.
  • the input side circuit 30 is composed of a plurality of switches. One end of each switch is connected to the power supply device 20, and the other end of each switch is connected to the corresponding first electrode 11.
  • the switches corresponding to the first electrodes 11 in the third to sixth rows from the front side are turned on, and the others are turned off. In this state, a predetermined voltage is applied to the first electrodes 11 in the third to sixth rows from the front side.
  • the output side circuit 40 includes a plurality of switches. One end of each switch is connected to the corresponding second electrode 12, and the other end of each switch is connected to the arithmetic device 60 described later. In FIG. 1, the switch corresponding to the second electrode 12 in the sixth column from the left side is turned on, and the others are turned off.
  • the switching device 50 performs ON / OFF switching of each switch of the input side circuit 30 and the output side circuit 40. Then, the switching device 50 connects the pressure sensor cell 10a to be measured to the power supply device 20 and the arithmetic device 60. Details of the execution process by the switching device 50 will be described later.
  • the calculation device 60 acquires a detection value by the pressure sensor cell 10a to be measured, and calculates a body pressure distribution, a pulse wave and a respiratory component of the body facing the pressure sensor cell 10a based on the detection value.
  • the computing device 60 includes a detected value acquisition unit 61, a body pressure distribution computing device 62 that computes a body pressure distribution, and a pulse wave and respiratory component computing device 63 that computes a pulse wave and a respiratory component.
  • the detection value acquisition unit 61 acquires information on the execution process by the switching device 50 and also acquires the detection value by the sensor unit 10 in each execution state. That is, the detection value acquisition unit 61 acquires a change in capacitance of the pressure sensor cell 10a to be measured.
  • the body pressure distribution calculating device 62 calculates a body pressure distribution by acquiring a change in capacitance of the pressure sensor cell 10a to be measured for body pressure distribution and calculating an external force at the position of each pressure sensor cell 10a. .
  • the pulse wave and respiratory component calculation device 63 acquires a change in capacitance of the pressure sensor cell 10a to be measured for the pulse wave and respiratory component, and calculates a change in force received by the influence of the pulse wave. Calculate the wave. Furthermore, the pulse wave and respiratory component calculation device 63 obtains a change in capacitance of the pressure sensor cell 10a and calculates a change in force due to the influence of respiration, thereby calculating a respiratory component. Details of the body pressure distribution calculating device 62 and the pulse wave and respiratory component calculating device 63 will be described later.
  • the execution process of the switching device 50 will be described with reference to FIG.
  • the switching device 50 performs switching between the input side circuit 30 and the output side circuit 40.
  • the pressure sensor cell 10a for the purpose of measuring body pressure distribution
  • the pressure sensor cell 10a for the purpose of measuring pulse waves and respiratory components. Is different.
  • FIG. 4 shows 128 pressure sensor cells 10a arranged in a planar and matrix form.
  • the coordinate values of each axis are shown in the X direction and the Y direction.
  • (16, 8) is described below, the lower right position in FIG. 16 means a position where the Y coordinate is 8.
  • each of all 128 pressure sensor cells 10a located in a matrix is a measurement target. That is, in the case of measuring body pressure distribution, the switching device 50 sets the input side circuit 30 and the output side circuit 40 so that each of the 128 pressure sensor cells 10a functions as an individual sensor (first sensor). Switch.
  • each sensor functioning for the purpose of measuring body pressure distribution is referred to as a first sensor. That is, in the present embodiment, when the purpose is to measure body pressure distribution, the sensor unit 10 has 128 first sensors.
  • a mode in which the switching device 50 functions as the first sensor is referred to as a first mode.
  • the input side circuit 30 and the output side circuit 40 are switched so that two or more pressure sensor cells 10a function as one sensor (second sensor).
  • second sensor each sensor that functions when measuring the pulse wave and the respiratory component.
  • each of “A”, “B”, “C”, and “D” is a part that functions as a second sensor for the purpose of measuring pulse waves and respiratory components. That is, the sensor unit 10 has four second sensors. A mode in which the switching device 50 functions as the second sensor is referred to as a second mode.
  • the body pressure distribution calculation device 62 can calculate the body pressure distribution by obtaining a single detection value of each of the first sensors in a state where the body pressure is received.
  • the body pressure distribution calculating device 62 can grasp the change in the body pressure distribution by acquiring the detection values of each first sensor a plurality of times. That is, the measurement cycle required for body pressure distribution measurement is not so high. Therefore, even if the measurement is not performed with a high period for 128 first sensors, changes in the body pressure distribution can be sufficiently grasped.
  • the pulse wave is generally 50 to 100 times per minute, and more often 100 times or more per minute. And in order to measure a pulse wave, it is necessary to acquire the detection value of the 2nd sensor in a period shorter than the period of a pulse wave.
  • the respiration rate is generally 10 to 20 times per minute. That is, the pulse wave and respiratory component calculation device 63 cannot calculate the pulse wave and respiratory component unless it acquires the detection value of the second sensor in a very short cycle.
  • the measurement cycle of the pulse wave and the respiratory component by the second sensor must be extremely shorter than the measurement cycle of the body pressure distribution by the first sensor.
  • the switching device 50 functions as two or more pressure sensor cells 10 a indicated by “A” from the cycle when the pressure sensor cell 10 a of (1, 1) is functioned as the first sensor. Control to shorten the period when
  • the calculation device 60 includes the detection value acquisition unit 61, the body pressure distribution calculation device 62, and the pulse wave and respiratory component calculation device 63.
  • the detection value acquisition unit 61 acquires detection values in the first mode and the second mode that are executed while switching (S1). That is, the switching device 50 has a first mode in which each of the 128 pressure sensor cells 10a functions as an individual first sensor, and a second mode in which each of the pressure sensor cells 10A to “D” functions as a second sensor.
  • the detection value acquisition unit 61 acquires the respective detection values when switching between and.
  • the body pressure distribution calculation device 62 calculates body pressure at each position of the 128 pressure sensor cells 10a based on the detection value in the first mode (S2). That is, the body pressure distribution calculation device 62 calculates the electrostatic pressure of each of the 128 pressure sensor cells 10a, and calculates the body pressure at each position. Then, the body pressure distribution calculating device 62 obtains the body pressure distribution in the sensor unit 10.
  • the body pressure distribution obtained by the body pressure distribution calculation device 62 is indicated by hatching in FIG.
  • the position where the body pressure is equal to or greater than the threshold value is hatched.
  • the detection value about the 1st sensor of the same position is acquired again, the body pressure in the said position will be updated. That is, the body pressure distribution is updated according to the measurement period of the body pressure distribution.
  • the pulse wave and respiratory component calculation device 63 calculates the pulse wave and respiratory component based on the detected values of “A” to “D” in the second mode (S3). However, since the pulse wave is very small vibration, the capacitance that changes due to the influence of the pulse wave is small. Further, since the amount of fluctuation in body pressure due to respiration is very small, the capacitance that changes due to the influence of respiration is also small. Note that the change in capacitance due to the pulse wave is even smaller than the change in capacitance due to respiration. Therefore, the pulse wave and respiratory component computing device 63 performs processing for removing components other than the pulse wave and respiratory based on the detected value so that the pulse wave and respiratory component can be measured. Details of this processing will be described later.
  • the detection values of four second sensors are used, but the detection values of one second sensor may be used.
  • the pulse wave and respiratory component calculation device 63 can also select the detection value of the second sensor that can most detect the pulse wave and the respiratory component among the detection values of the four second sensors. Further, the pulse wave and respiratory component computing device 63 may output all of the pulse wave and respiratory component waveforms obtained from the detection values of the four second sensors.
  • the sensor unit 10 includes 128 first sensors in the first mode and four second sensors in the second mode. In one cycle of measurement, one measurement by each of 128 first sensors and a plurality of measurements by each of four second sensors are performed.
  • the switching device 50 switches the input side circuit 30 and the output side circuit 40 to switch the pressure sensor cell 10a to be measured.
  • the cycle Ta of one cycle is 4 ms, for example. That is, the frequency of one cycle of measurement is 250 Hz.
  • the switching device 50 sequentially executes the first mode that functions as individual first sensors once in a cycle.
  • the switching device 50 sequentially executes (1, 1) ⁇ (1,2) ⁇ ... ⁇ (16,7) ⁇ (16,8) as the first mode in one cycle. That is, the measurement cycle Ta by the same first sensor is 4 ms, which is the same as the cycle Ta of one cycle.
  • the switching device 50 sequentially executes the second mode that functions as the second sensors “A” to “D” in one cycle. More specifically, the switching device 50 sequentially executes a second mode that functions as each second sensor in a single cycle, a plurality of times at a predetermined period.
  • the switching device 50 executes in the order of “A” ⁇ “B” ⁇ “C” ⁇ “D” and repeats the process twice or more in one cycle. In the present embodiment, the switching device 50 executes the process of “A” ⁇ “B” ⁇ “C” ⁇ “D” 16 times. Therefore, the measurement cycle Tb by the same second sensor is 0.25 ms. That is, the measurement frequency by the same second sensor is 4 kHz.
  • the second mode is executed with a constant second mode reference period Tc. That is, the measurement intervals of the second sensors “A” and “B”, the measurement intervals of the second sensors “B” and “C”, the measurement intervals of the second sensors “C” and “D”, and the second sensor “D” , “A” is measured at the same second mode reference period Tc. Since there are four types of second sensors, the second mode reference period Tc is 0.0625 ms. That is, the reference frequency in the second mode is 16 kHz.
  • the measurement cycle Tb by the second sensor is set to a half or less of the predetermined noise cycle.
  • the noise here is, for example, high-order harmonic noise derived from a power supply, and includes a 20th-order harmonic noise of about 1.2 kHz in a 60 Hz power supply.
  • the period is 0.5 ms. Therefore, the measurement cycle Tb by the second sensor is set to 0.25 ms.
  • the pulse wave and respiratory component calculation device 63 includes a one-cycle addition unit 631, a 37-cycle addition unit 632, a first difference calculation unit 633, a respiratory component storage unit 634, a second difference calculation unit 635, A pulse wave storage unit 636 is provided.
  • the 1-cycle addition unit 631 acquires the detection value by the second sensor “A” as the primary signal E at a predetermined sampling period Tb.
  • the predetermined sampling period Tb is 0.25 ms. That is, the 1-cycle addition unit 631 stores the detected value of the second sensor “A” measured every 0.25 ms as the primary signal E.
  • the behavior of the primary signal E is the data shown in FIG. 10A. That is, the primary signal E contains a great deal of noise.
  • the 1-cycle addition unit 631 adds the primary signal E of “A” for one cycle.
  • measurement by the second sensor “A” is performed 16 times.
  • a cycle Ta of one cycle is 4 ms. That is, the 1-cycle addition unit 631 adds the detection values for 16 times by the second sensor “A” in the period of 4 ms.
  • the 1-cycle addition unit 631 similarly adds the second sensors “B” to “D”. Then, the 1-cycle addition unit 631 stores the data of each cycle for each of the second sensors “A” to “D”.
  • the 37-cycle addition unit 632 adds the data for one cycle obtained by the one-cycle addition unit 631 for 37 consecutive cycles.
  • the data added for 37 cycles is stored as the secondary signal Sum (n). That is, the 37-cycle addition unit 632 adds the detection values (primary signal E) for 592 times by the second sensor of “A” included in the period of 148 ms (first time length N) to obtain the secondary signal Sum ( n).
  • the 37-cycle addition unit 632 sequentially generates the secondary signal Sum (n) while shifting the second time interval a (a ⁇ N).
  • the second time interval a is one cycle. That is, the second time interval “a” is 4 ms. Therefore, as shown in FIG. 9, secondary signals Sum (1), Sum (2), Sum (3),..., Sum (n) are generated while shifting by one cycle.
  • the 37-cycle addition unit 632 generates secondary signals Sum (n) for the second sensors “B” to “D”.
  • the second time interval a is set to be equal to or less than the first time length N corresponding to 37 cycles.
  • the second time interval a may be sufficiently shorter than the first time length N corresponding to 37 cycles.
  • the noise of the behavior of the secondary signal Sum (n) is greatly reduced as compared with the primary signal E as shown in FIG. 10B.
  • a noise component equal to or less than half of the measurement cycle Tb by the second sensor is removed by the addition process.
  • the secondary signal Sum (n) a component that changes in a short cycle represents a change due to a pulse wave, and a long-cycle vibration represents a change due to respiration. That is, the secondary signal Sum (n) is a signal representing a pulse wave and a respiratory component.
  • a circled portion (a portion recessed downward) corresponds to a pulse wave
  • an arrow portion (a portion protruding greatly upward) corresponds to a respiratory component. It is. That is, at a predetermined time, the number of circled portions is a pulse rate, and the number of arrows is a respiratory rate.
  • the first difference calculation unit 633 and the second difference calculation unit 635 are tertiary, which is a difference between two secondary signals Sum (n) shifted by a third time interval M1, M2 (M1, M2 ⁇ a) (not shown).
  • the signals Sig3_1 and Sig3_2 are calculated.
  • the first difference calculation unit 633 calculates the tertiary signal Sig3_1 that is the difference between the immediately preceding two secondary signals Sum (m) and Sum (m-1). That is, the tertiary signal Sig3_1 has a time interval of one cycle (equal to the second time interval a) as the third time interval M1, that is, two secondary signals Sum (m) and Sum (m ⁇ 1) The difference.
  • the behavior of the tertiary signal Sig3_1 computed by the first difference computation unit 633 is not so different from the behavior of the secondary signal Sum (n) as shown in FIG. 10C. That is, the tertiary signal Sig3_1 is a signal representing a pulse wave and a respiratory component. Specifically, in FIG. 10C, a circled portion (a portion recessed downward) corresponds to a pulse wave, and an arrow portion (a portion protruding greatly upward) corresponds to a respiratory component. It is.
  • the absolute value of the tertiary signal Sig3_1 is smaller than that of the secondary signal Sum (n). Therefore, the tertiary signal Sig3_1 has a smaller data capacity than the secondary signal Sum (n), and can perform high-speed processing.
  • the second difference calculation unit 635 calculates a tertiary signal Sig3_2 that is a difference between two secondary signals Sum (m) and Sum (1) that are shifted by a relatively long time.
  • the third time interval M2 is sufficiently longer than the third time interval M1 used in the first difference calculation unit 633.
  • the third time interval M2 is 250 ms. 250 ms is a quarter of the pulse wave if a general pulse wave is about 1 Hz. That is, the third time interval M2 is equal to a period corresponding to about half of the maximum amplitude of the pulse wave. Therefore, the difference between the two secondary signals Sum (m) and Sum (1) shifted by the third time interval M2 has a relatively large effect of extracting the influence of the pulse wave.
  • the behavior of the tertiary signal Sig3_2 calculated by the second difference calculation unit 635 is as shown in FIG. 10D.
  • a circled portion (a portion recessed downward) is a portion corresponding to a pulse wave
  • an arrow portion (a portion protruding greatly upward) is a portion corresponding to a respiratory component.
  • the tertiary signal Sig3_2 has a change due to the pulse wave with respect to the change in respiration.
  • the absolute value of the tertiary signal Sig3_2 is smaller than that of the secondary signal Sum (n). Therefore, the tertiary signal Sig3_1 has a smaller data capacity than the secondary signal Sum (n), and can perform high-speed processing.
  • the respiratory component storage unit 634 stores the tertiary signal Sig3_1 calculated by the first difference calculation unit 633 as data representing the respiratory component (FIG. 10C).
  • the operator can obtain the respiratory rate by counting the number of long-period vibrations in the tertiary signal Sig3_1 stored in the respiratory component storage unit 634.
  • the pulse wave storage unit 636 stores the tertiary signal Sig3_2 calculated by the second difference calculation unit 635 as data representing a pulse wave (FIG. 10D).
  • the operator can obtain the pulse rate by counting the number of times corresponding to the pulse wave in the tertiary signal Sig3_2 stored in the pulse wave storage unit 636.
  • the pulse wave storage unit 636 stores the tertiary signal Sig3_2 calculated by the second difference calculation unit 635 as data representing a pulse wave.
  • the tertiary signal Sig3_1 calculated by the first difference calculation unit 633 represents not only a change due to respiration but also a change due to a pulse wave. Therefore, the respiratory component storage unit 634 may store data representing respiratory components and pulse waves.
  • the pulse wave and respiratory component calculation device 63 has a configuration in which the second difference calculation unit 635 and the pulse wave storage unit 636 do not exist.
  • the respiratory component storage unit 634 merely stores the tertiary signal Sig3_1, but in addition to this, a function of counting the respiratory rate based on the tertiary signal Sig3_1 can be added. That is, the respiratory component storage unit 634 can obtain the respiratory rate by counting the number of long-period vibrations in the tertiary signal Sig3_1.
  • the pulse wave storage unit 636 merely stores the tertiary signal Sig3_2, but in addition to this, a function of counting the pulse rate based on the tertiary signal Sig3_2 can be added. That is, the pulse wave storage unit 636 can obtain the pulse rate by counting the number of times corresponding to the pulse wave in the tertiary signal Sig3_2. The pulse wave storage unit 636 may count the pulse rate based on the tertiary signal Sig3_1 calculated by the first difference calculation unit 633.
  • the pulse wave storage unit 636 and the respiratory component storage unit 634 may store the secondary signal Sum (n) as data representing the pulse wave and the respiratory component, and the pulse rate based on the secondary signal Sum (n). And the respiratory rate may be counted.
  • the secondary signal Sum (n) since the secondary signal Sum (n) has a large data capacity, a storage device or a processing device corresponding to the capacity is required.
  • the measuring device 1 in the above embodiment includes a pressure sensor cell 10a formed in a planar shape, and an arithmetic device 60 that calculates biological information on the body facing the pressure sensor cell 10a based on a detection value by the pressure sensor cell 10a.
  • the arithmetic device 60 acquires the detection value by the pressure sensor cell 10a as the primary signal E at the measurement cycle (predetermined sampling cycle) Tb by the second sensor.
  • the arithmetic unit 60 calculates the secondary signal Sum (n), which is an added value of the primary signal E included in the first time length N (time length for 37 cycles), and the secondary signal Sum (n ) Are sequentially executed while shifting by the second time interval a (a ⁇ N).
  • the calculation device 60 calculates biological information based on the secondary signal Sum (n).
  • the measuring device 1 calculates a secondary signal Sum (n) as an added value of the detected value of the pressure sensor cell 10a.
  • the secondary signal Sum (n) as the added value corresponds to a signal from which the harmonic noise component in the primary signal E is removed. That is, the process of adding the primary signal E substantially functions as a low-pass filter. In this way, the harmonic noise component is easily removed from the biological information to be acquired. Therefore, biological information can be measured with high accuracy.
  • the computing device 60 computes a tertiary signal Sig3 that is the difference between the two secondary signals Sum (n) shifted by the third time interval M (M ⁇ a), and calculates biological information based on the tertiary signal Sig3. Arithmetic.
  • the absolute value of the tertiary signal Sig3 that is the difference between the two secondary signals Sum (n) is smaller than that of the secondary signal Sum (n). Therefore, the tertiary signal Sig3 has a smaller data capacity than the secondary signal Sum (n) and can perform high-speed processing.
  • the tertiary signal Sig3_1 calculated by the first difference calculation unit 633 is obtained when the third time interval M is equal to the second time interval a that is a shift time for generating the secondary signal Sum (n). Signal. That is, the difference from the immediately preceding secondary signal Sum (n) is the tertiary signal Sig3_1. Accordingly, the absolute value of the tertiary signal Sig3_1 is smaller than that of the secondary signal Sum (n).
  • the tertiary signal Sig3_2 calculated by the second difference calculation unit 635 is a signal when the third time interval M is longer than the first time length N that is the addition time of the secondary signal Sum (n). is there.
  • the tertiary signal Sig3_2 calculated by the second difference calculation unit 635 is a signal when the third time interval M is longer than the first time length N that is the addition time of the secondary signal Sum (n). is there.
  • the calculation device 60 can calculate a pulse wave and a respiratory component as biological information. That is, the first difference calculation unit 633 can reliably calculate the respiratory component. On the other hand, the second difference calculation unit 635 can reliably calculate the pulse wave. Further, the pulse wave can be calculated by the first difference calculation unit 633. Although both the respiratory component and the pulse wave are very minute vibrations, they can be reliably obtained by the above calculation processing. Note that the calculation device 60 may calculate only the pulse wave as the biological information, or may calculate only the respiratory component.
  • the measurement cycle Tb (sampling cycle) by the second sensor is set to one half or less of the predetermined noise cycle.
  • the predetermined noise is higher-order harmonic noise derived from a power source.
  • the measuring device 1 causes each of the pressure sensor cells 10a to function as an individual first sensor in one cycle that is two or more pressure sensor cells 10a arranged in a planar shape and a cycle Ta that is longer than the sampling cycle Tb.
  • a switching device 50 that sequentially executes the first mode and further executes a second mode in which two or more pressure sensor cells 10a function as one second sensor.
  • the arithmetic device 60 calculates the body pressure distribution of the body facing the pressure sensor cell 10a based on the detection values of the first sensor in the first mode, and uses the detection values of the second sensor in the second mode. Based on this, the biological information of the body is calculated.
  • Detected values by individual pressure sensor cells 10a are used for the calculation of the body pressure distribution.
  • a detection value when two or more pressure sensor cells 10a are functioned as one sensor is used.
  • the amplitude of body pressure is larger than the amplitude of biological information. Therefore, one pressure sensor cell 10a is sufficient to detect pressure fluctuations due to body pressure. Therefore, at the time of body pressure measurement, the body pressure distribution can be measured with high resolution by using the detection value of each pressure sensor cell 10a.
  • a small region such as one pressure sensor cell 10a is not sufficient for detecting pressure fluctuations due to biological information. Therefore, when detecting pressure fluctuation due to biological information, a detection value obtained when two or more pressure sensor cells 10a function as one second sensor is used. That is, at the time of measuring biological information, the detection area by the second sensor is enlarged so that it is easily affected by biological information that is minute vibration. Thereby, biological information which is minute vibration can be measured with high accuracy.
  • the pressure sensor cell 10a is disposed between the first electrode 11, the second electrode 12 facing the first electrode 11, and the first electrode 11 and the second electrode 12, and is elastically deformed in accordance with fluctuations in biological information.
  • the capacitance type sensor provided with the dielectric layer 13 is formed.
  • the pressure sensor cell 10a can detect fluctuations in body pressure and biological information.
  • the capacitance between the electrodes is proportional to the area of the electrodes facing each other. Therefore, when the opposing electrode area is small, the detected capacitance is small. That is, a large capacitance can be detected by configuring the second sensor for measuring biological information by two or more pressure sensor cells 10a. As a result, as described above, the biological information can be measured with high accuracy by the second sensor.
  • Body pressure distribution and biological information measuring device 10: sensor unit, 10a: pressure sensor cell, 11: first electrode, 12: second electrode, 13: dielectric layer, 20: power supply device, 30: input side circuit, 40: output side circuit, 50: switching device, 60: arithmetic device, 61: detected value acquisition unit, 62: body pressure distribution arithmetic device, 63: arithmetic device for pulse wave and respiratory component, 70: seat, 71: seat surface , 72: back surface, 73: headrest, 631: 1 cycle addition unit, 632: 37 cycle addition unit, 633: first difference calculation unit, 634: respiratory component storage unit, 635: second difference calculation unit, 636: pulse wave Storage unit, E: primary signal, Sum (n): secondary signal, Sig3: tertiary signal, Sig3_1: tertiary signal by first difference calculation unit, Sig3_2: tertiary signal by second difference calculation unit, a: second M1: third time interval, M1: third time interval, M

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Abstract

簡易な構成で生体情報を高精度に計測する生体情報計測装置を提供する。計測装置（１）は、面状に形成される圧力センサセル（１０ａ）と、圧力センサセル（１０ａ）による検出値に基づいて圧力センサセル（１０ａ）に面する身体の生体情報を演算する演算装置（６０）とを備える。演算装置（６０）は、所定のサンプリング周期（Ｔｂ）で圧力センサセル（１０ａ）による検出値を一次信号（Ｅ）として取得する。演算装置（６０）は、続いて、第一時間長Ｎに含まれる一次信号（Ｅ）の加算値である二次信号（Ｓｕｍ（ｎ））を演算すると共に、二次信号（Ｓｕｍ（ｎ））の演算を第二時間間隔ａ（ａ≦Ｎ）ずつずらしながら順次実行する。さらに、演算装置（６０）は、二次信号（Ｓｕｍ（ｎ））に基づいて生体情報を演算する。

Description

生体情報計測装置
　本発明は、生体情報計測装置に関するものである。
　特開２０１５－１８８６９８号公報には、体圧分布情報と呼吸周期相当の圧力変動分布情報に基づいて、圧力検出素子群の中から心拍測定用素子を選定し、選定された素子によって心拍周期相当の圧力変動を検出することが記載されている。
　特許第４８６４４９７号公報には、生体のそれぞれ異なる部分で振動を測定し、それぞれ測定された振動の強度を周波数毎に算出し、それぞれ算出された振動の強度を周波数毎に加算し、加算された振動の強度が閾値以上となった各周波数を心拍情報として検出することが記載されている。
　本発明は、従来とは異なる方法により、簡易な構成で生体情報を高精度に計測する生体情報計測装置を提供することを目的とする。
　生体情報計測装置は、面状に形成される圧力センサセルと、前記圧力センサセルによる検出値に基づいて、前記圧力センサセルに面する身体の生体情報を演算する演算装置とを備える。前記演算装置は、所定のサンプリング周期Ｔｂで前記静電容量型センサによる検出値を一次信号として取得し、第一時間長Ｎに含まれる前記一次信号の加算値である二次信号を演算すると共に、前記二次信号の演算を第二時間間隔ａ（ａ≦Ｎ）ずつずらしながら順次実行し、前記二次信号に基づいて前記生体情報を演算する。
　当該装置は、圧力センサセルの検出値の加算値としての二次信号を演算している。加算値としての二次信号は、一次信号の中の高調波ノイズ成分を除去した信号に相当する。つまり、一次信号を加算する処理が、実質的に、ローパスフィルタとして機能する。このように、取得対象の生体情報より高調波ノイズ成分が容易に除去される。従って、高精度に生体情報を計測できる。
本実施形態の計測装置の全体構成図である。 センサユニットの分解斜視図である。 センサユニットの取り付け位置の説明図である。 センサユニットを示し、第二センサとしての圧力センサセルを示す図である。 演算装置の処理のフローチャートである。 体圧分布を示す図である。 切替装置により計測対象とされる圧力センサユニットの順序を示す図である。 演算装置の構成図である。 二次信号を示す図である。 一次信号Ｅのグラフである。 二次信号Ｓｕｍ（ｎ）のグラフである。 三次信号Ｓｉｇ３＿１のグラフである。 三次信号Ｓｉｇ３＿２のグラフである。
　＜１．実施形態＞
　（１－１．体圧分布及び生体情報の計測装置１の構成）
　体圧分布及び生体情報の生体情報計測装置１（以下、計測装置と称する）の構成について、図１－図３を参照して説明する。計測装置１は、面状に形成されたセンサユニット１０の付与された身体の体圧分布及び生体情報を計測する。本実施形態における計測装置１は、生体情報として、脈波及び呼吸成分を計測する。計測装置１は、センサユニット１０、電源装置２０、入力側回路３０、出力側回路４０、切替装置５０、及び、演算装置６０を備える。
　センサユニット１０は、可撓性を有し、面状に形成される。センサユニット１０は、面法線方向に、圧縮変形可能である。例えば、センサユニット１０は、図２に示すように、８列の第一電極１１と、１６列の第二電極１２と、誘電層１３とを備える。なお、第一電極１１と第二電極１２の列数は、適宜変更可能である。
　第一電極１１は、帯状に形成され、相互に平行に配置される。第二電極１２は、センサユニット１０の面法線方向に、第一電極１１に対して距離を隔てて配置される。第二電極１２は、帯状に形成され、相互に平行に配置される。第二電極１２の延在方向は、第一電極１１の延在方向に対して直交する方向である。誘電層１３は、弾性変形可能な面状に形成され、第一電極１１と第二電極１２との間に配置される。
　第一電極１１及び第二電極１２は、エラストマー中に導電性フィラーを配合させることにより成形される。第一電極１１及び第二電極１２は、可撓性を有し、伸縮自在な性質を有する。第一電極１１及び第二電極１２を構成するエラストマーには、例えば、シリコーンゴム、エチレン－プロピレン共重合ゴム、天然ゴム、スチレン－ブタジエン共重合ゴム、アクリロニトリル－ブタジエン共重合ゴム、アクリルゴム、エピクロロヒドリンゴム、クロロスルホン化ポリエチレン、塩素化ポリエチレン、ウレタンゴムなどが適用される。また、第一電極１１及び第二電極１２に配合される導電性フィラーには、導電性を有する粒子であればよく、例えば、炭素材料や金属等の微粒子が適用される。
　誘電層１３は、エラストマーにより成形され、可撓性を有し且つ伸縮自在な性質を有する。誘電層１３を構成するエラストマーには、例えば、シリコーンゴム、アクリロニトリル－ブタジエン共重合ゴム、アクリルゴム、エピクロロヒドリンゴム、クロロスルホン化ポリエチレン、塩素化ポリエチレン、ウレタンゴムなどが適用される。
　従って、第一電極１１と第二電極１２との交差位置がマトリックス状に位置する。センサユニット１０は、マトリックス状の電極交差位置において、静電容量型センサとして機能する圧力センサセル１０ａを備える。本実施形態においては、センサユニット１０は、横１６列、縦８列に配列された１２８個の圧力センサセル１０ａを備える。そして、１２８個の圧力センサセル１０ａが、面状に配列されている。
　そして、センサユニット１０が面法線方向に圧縮する力を受けた場合には、誘電層１３が圧縮変形することにより、第一電極１１と第二電極１２の離間距離が短くなる。つまり、第一電極１１と第二電極１２との間の静電容量が大きくなる。
　ここで、センサユニット１０は、図３に示すように、例えば、シート７０の座面７１前方の内部に配置される。詳細には、センサユニット１０は、座面７１前方の表皮の裏面側に配置される。本実施形態においては、センサユニット１０は、第二電極１２の延在方向がシート７０の前後方向に一致するように、座面７１に配置される。また、センサユニット１０は、左右の大腿部に相当する範囲に配置される。つまり、センサユニット１０は、着座する人の左右の大腿部によって、体圧を受ける。そして、第二電極１２の延在方向は、大腿部の延在方向、さらには、大腿動脈の延在方向に一致する。つまり、センサユニット１０は、大腿動脈の脈波や呼吸成分の影響を受ける。
　なお、センサユニット１０は、シート７０の座面７１前方の他に、座面７１後方、背面７２やヘッドレスト７３に配置してもよい。センサユニット１０が座面後方に配置される場合は、センサユニット１０は、人の背部により体圧を受け、人の臀部における動脈の脈波や呼吸成分の影響を受ける。また、背面７２に配置される場合には、センサユニット１０は、人の背部により体圧を受け、人の背部における動脈の脈波や呼吸成分の影響を受ける。また、センサユニット１０がヘッドレスト７３に配置される場合には、センサユニット１０は、人の頭部により体圧を受け、例えば首部における動脈の脈波や呼吸成分の影響を受ける。
　電源装置２０は、所定の電圧を発生し、センサユニット１０の第一電極１１に対して所定電圧を印加する。
　入力側回路３０は、複数のスイッチにより構成される。各スイッチの一端は、電源装置２０に接続されており、各スイッチの他端は、対応する第一電極１１に接続される。図１においては、前側から３列目から６列目までの第一電極１１に対応するスイッチがＯＮされ、他はＯＦＦされている。この状態では、前側から３列目から６列目までの第一電極１１に、所定電圧が印加される。
　出力側回路４０は、複数のスイッチにより構成される。各スイッチの一端は、対応する第二電極１２に接続され、各スイッチの他端は、後述する演算装置６０に接続される。図１においては、左側から６列目の第二電極１２に対応するスイッチがＯＮされ、他はＯＦＦされている。
　切替装置５０は、入力側回路３０及び出力側回路４０の各スイッチのＯＮ／ＯＦＦの切替を実行する。そして、切替装置５０は、計測対象とする圧力センサセル１０ａを、電源装置２０及び演算装置６０に接続させる。なお、切替装置５０による実行処理の詳細は、後述する。
　演算装置６０は、計測対象の圧力センサセル１０ａによる検出値を取得して、当該検出値に基づいて圧力センサセル１０ａに面する身体の体圧分布、脈波及び呼吸成分を演算する。演算装置６０は、検出値取得部６１と、体圧分布を演算する体圧分布演算装置６２と、脈波と呼吸成分を演算する脈波と呼吸成分の演算装置６３とを備える。
　検出値取得部６１は、切替装置５０による実行処理の情報を取得すると共に、各実行状態におけるセンサユニット１０による検出値を取得する。つまり、検出値取得部６１は、計測対象の圧力センサセル１０ａの静電容量の変化を取得する。
　体圧分布演算装置６２は、体圧分布の計測対象の圧力センサセル１０ａの静電容量の変化を取得して、個々の圧力センサセル１０ａの位置における外力を演算することで、体圧分布を演算する。脈波と呼吸成分の演算装置６３は、脈波と呼吸成分の計測対象の圧力センサセル１０ａの静電容量の変化を取得して、脈波の影響により受ける力の変化を演算することで、脈波を演算する。さらに、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、当該圧力センサセル１０ａの静電容量の変化を取得して、呼吸の影響により受ける力の変化を演算することで、呼吸成分を演算する。体圧分布演算装置６２及び脈波と呼吸成分の演算装置６３の詳細は、後述する。
　（１－２．切替装置５０の実行処理）
　切替装置５０の実行処理について、図４を参照して説明する。切替装置５０は、入力側回路３０及び出力側回路４０の切り替えを実行する。ここで、マトリックス状に位置する１２８個の圧力センサセル１０ａの中で、体圧分布計測を目的とする場合における圧力センサセル１０ａと、脈波及び呼吸成分の計測を目的とする場合における圧力センサセル１０ａとは、異なる。
　図４には、面状且つマトリックス状に配列される１２８個の圧力センサセル１０ａが示される。図４において、Ｘ方向及びＹ方向には、各軸の座標値が示されており、以下において、（１６，８）と記載した場合には、図４の右下の位置、すなわちＸ座標が１６であり、Ｙ座標が８である位置を意味する。
　体圧分布計測を目的とする場合において、マトリックス状に位置する１２８個全ての圧力センサセル１０ａのそれぞれが計測対象となる。つまり、体圧分布計測を目的とする場合において、切替装置５０は、１２８個の圧力センサセル１０ａそれぞれを個々のセンサ（第一センサ）として機能させるように、入力側回路３０及び出力側回路４０を切り替える。以下において、体圧分布計測を目的とする場合に機能する個々のセンサを、第一センサと称する。つまり、本実施形態において、体圧分布計測を目的とする場合において、センサユニット１０は、１２８個の第一センサを有することになる。また、切替装置５０により第一センサとして機能させるモードを、第一モードと称する。
　一方、脈波及び呼吸成分の計測を目的とする場合において、マトリックス状に位置する全ての圧力センサセル１０ａが計測対象でなく、一部の圧力センサセル１０ａのみが計測対象となる。そして、脈波及び呼吸成分の計測を目的とする場合において、二個以上の圧力センサセル１０ａを一個のセンサ（第二センサ）として機能させるように、入力側回路３０及び出力側回路４０を切り替える。以下において、脈波及び呼吸成分の計測を目的とする場合に機能する個々のセンサを、第二センサと称する。
　本実施形態においては、図４において、「Ａ」「Ｂ」「Ｃ」「Ｄ」で示されるそれぞれが、脈波及び呼吸成分の計測を目的とする第二センサとして機能する部位である。つまり、センサユニット１０は、４個の第二センサを有することになる。また、切替装置５０により第二センサとして機能させるモードを、第二モードと称する。
　（１－３．体圧分布、脈波、呼吸成分における計測周期）
　次に、第一センサによる体圧分布の計測周期と、第二センサによる脈波及び呼吸成分の計測周期について、説明する。
　体圧分布計測を目的とする場合には、体圧を受けていない状態の第一センサの検出値と、体圧を受けた状態の第一センサの検出値とを取得すれば足りる。従って、体圧分布演算装置６２は、体圧を受けた状態において、個々の第一センサの１回の検出値を取得すれば、体圧分布を演算することができる。
　ここで、体圧分布演算装置６２は、個々の第一センサの複数回の検出値を取得することで、体圧分布の変化を把握することができる。つまり、体圧分布計測に要求される計測周期は、それほど高いものではない。従って、１２８個の第一センサについて、それほど高い周期でない計測を行ったとしても、十分に体圧分布の変化を把握できる。
　一方、脈波は、一般に１分間に５０～１００回であり、多い場合には１分間に１００回以上となる。そして、脈波を計測するためには、脈波の周期に比べて格段に短い周期での第二センサの検出値を取得する必要がある。また、呼吸数は、一般に、１分間に１０数回～２０数回である。つまり、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、非常に短い周期での第二センサの検出値を取得しなければ、脈波及び呼吸成分を演算することはできない。
　従って、第二センサによる脈波及び呼吸成分の計測周期は、第一センサによる体圧分布の計測周期より極めて短くしなければならない。図４において、切替装置５０は、例えば、（１，１）の圧力センサセル１０ａを第一センサとして機能させる場合の周期より、「Ａ」で示す二個以上の圧力センサセル１０ａを第二センサとして機能させる場合の周期を短くするように制御する。
　（１－４．演算装置６０の処理）
　演算装置６０の処理について、図５－図６を参照して説明する。演算装置６０は、上述したように、検出値取得部６１、体圧分布演算装置６２、脈波と呼吸成分の演算装置６３を備える。
　図５に示すように、検出値取得部６１が、切り替えながら実行される第一モード及び第二モードによる検出値を取得する（Ｓ１）。つまり、切替装置５０が、１２８個の圧力センサセル１０ａそれぞれを個々の第一センサとして機能させる第一モードと、「Ａ」～「Ｄ」の圧力センサセル１０ａそれぞれを第二センサとして機能させる第二モードとを切り替えながら実行する場合に、検出値取得部６１が、それぞれの検出値を取得する。
　体圧分布演算装置６２は、第一モードにおける検出値に基づいて、１２８個の圧力センサセル１０ａのそれぞれの位置における体圧を演算する（Ｓ２）。つまり、体圧分布演算装置６２は、１２８個の圧力センサセル１０ａのそれぞれの静電容量を演算して、各位置における体圧を演算する。そして、体圧分布演算装置６２は、センサユニット１０における体圧分布を得る。
　体圧分布演算装置６２により得られる体圧分布は、図６にて、ハッチングにて示す。例えば、図６には、体圧が閾値以上となる位置に、ハッチングを付している。また、閾値を複数段階設定することで、体圧の強弱度合の分布を表すこともできる。そして、再び、同一位置の第一センサについての検出値を取得すると、当該位置における体圧を更新する。つまり、体圧分布の計測周期に応じて、体圧分布が更新される。
　脈波と呼吸成分の演算装置６３は、第二モードにおける「Ａ」～「Ｄ」のそれぞれの検出値に基づいて、脈波及び呼吸成分を演算する（Ｓ３）。ただし、脈波は、非常に小さな振動であるため、脈波の影響により変化する静電容量も小さい。また、呼吸による体圧変動量も非常に小さいため、呼吸の影響により変化する静電容量も小さい。なお、脈波による静電容量の変化は、呼吸による静電容量の変化よりもさらに小さい。そこで、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、検出値に基づいて、脈波及び呼吸以外の成分を除去する処理を行い、脈波及び呼吸成分を計測できるようにする。この処理の詳細は、後述する。
　ここで、脈波及び呼吸の演算において、４個の第二センサの検出値を用いるが、１個の第二センサの検出値を用いるようにしてもよい。例えば、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、４個の第二センサの検出値の中で、脈波及び呼吸成分を最も検出できる第二センサの検出値を選択することもできる。また、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、４個の第二センサの検出値による得られる脈波及び呼吸成分の波形の全てを出力するようにしてもよい。
　（１－５．切替装置５０による詳細処理）
　次に、切替装置５０による詳細処理について、図７を参照して説明する。上述したように、センサユニット１０は、第一モードにおける１２８個の第一センサと、第二モードにおける４個の第二センサとを有する。計測の１サイクルにおいて、１２８個の第一センサのそれぞれによる１回ずつの計測と、４個の第二センサのそれぞれによる複数回の計測を行う。
　具体的には、図７に示すように、切替装置５０は、入力側回路３０及び出力側回路４０を切り替えて、計測対象の圧力センサセル１０ａを切り替える。ここで、１サイクルの周期Ｔａは、例えば、４ｍｓである。すなわち、計測の１サイクルの周波数は、２５０Ｈｚである。
　切替装置５０は、１サイクルにおいて、個々の第一センサとして機能させる第一モードを１回ずつ順次実行させる。切替装置５０は、１サイクルにおいて、第一モードとして、（１，１）→（１，２）→・・・・→（１６，７）→（１６，８）を順次実行する。つまり、同一の第一センサによる計測周期Ｔａは、１サイクルの周期Ｔａと同一の４ｍｓとなる。
　一方、切替装置５０は、１サイクルにおいて、「Ａ」～「Ｄ」の第二センサとして機能させる第二モードを順次実行させる。より詳細には、切替装置５０は、１サイクルにおいて、個々の第二センサとして機能させる第二モードを、所定周期で複数回ずつ順次実行させる。切替装置５０は、１サイクルにおいて、「Ａ」→「Ｂ」→「Ｃ」→「Ｄ」の順に実行すると共に、その処理を二回以上繰り返す。本実施形態においては、切替装置５０は、「Ａ」→「Ｂ」→「Ｃ」→「Ｄ」の処理を、１６回実行する。従って、同一の第二センサによる計測周期Ｔｂは、０．２５ｍｓとなる。すなわち、同一の第二センサによる計測周波数は、４ｋＨｚとなる。
　さらに、第二モードは、一定の第二モード基準周期Ｔｃで実行される。つまり、第二センサ「Ａ」、「Ｂ」の計測間隔、第二センサ「Ｂ」、「Ｃ」の計測間隔、第二センサ「Ｃ」、「Ｄ」の計測間隔、第二センサ「Ｄ」、「Ａ」の計測間隔は、同一の第二モード基準周期Ｔｃとなる。第二センサが、４種類であるため、第二モード基準周期Ｔｃは、０．０６２５ｍｓとなる。すなわち、第二モードの基準周波数は、１６ｋＨｚとなる。
　ここで、ノイズの影響を確実に除去するために、第二センサによる計測周期Ｔｂは、所定のノイズの周期の２分の１以下に設定されている。ここでのノイズは、例えば、電源に由来する高次の高調波ノイズであり、６０Ｈｚ電源では２０次で１．２ｋＨｚ程度の高調波ノイズを含む。最大で２ｋＨｚ程度のノイズを想定した場合、当該周期は、０．５ｍｓである。そこで、第二センサによる計測周期Ｔｂは、０．２５ｍｓとしている。
　（１－６．脈波と呼吸成分の演算装置６３の詳細構成）
　脈波と呼吸成分の演算装置６３の構成について、図８、図９及び図１０Ａ－図１０Ｄを参照して説明する。ここで、図１０Ａ－図１０Ｄにおいて、横軸はサンプリング回数であって時間に相当し、縦軸はデータ数値である。図８に示すように、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、１サイクル加算部６３１、３７サイクル加算部６３２、第一差分演算部６３３、呼吸成分記憶部６３４、第二差分演算部６３５、脈波記憶部６３６を備える。
　１サイクル加算部６３１は、所定のサンプリング周期Ｔｂで「Ａ」の第二センサによる検出値を一次信号Ｅとして取得する。ここでは、所定のサンプリング周期Ｔｂは、０．２５ｍｓである。つまり、１サイクル加算部６３１は、０．２５ｍｓ毎に計測された「Ａ」の第二センサによる検出値を一次信号Ｅとして記憶する。一次信号Ｅの挙動は、図１０Ａに示すデータである。つまり、一次信号Ｅは、非常に多くのノイズを含んでいる。
　さらに、１サイクル加算部６３１は、「Ａ」の一次信号Ｅを、１サイクル分、加算する。ここでは、１サイクルにおいて、「Ａ」の第二センサによる計測は、１６回実施される。１サイクルの周期Ｔａは、４ｍｓである。つまり、１サイクル加算部６３１は、４ｍｓの期間における「Ａ」の第二センサによる１６回分の検出値を加算する。
　また、１サイクル加算部６３１は、「Ｂ」～「Ｄ」の第二センサについても同様に、それぞれ加算する。そして、１サイクル加算部６３１は、「Ａ」～「Ｄ」のそれぞれの第二センサについて、各サイクルのデータを、記憶しておく。
　３７サイクル加算部６３２は、１サイクル加算部６３１により得られた１サイクル分のデータを、連続する３７サイクル分、加算する。３７サイクル分加算されたデータは、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）として記憶される。つまり、３７サイクル加算部６３２は、１４８ｍｓの期間（第一時間長Ｎ）に含まれる「Ａ」の第二センサによる５９２回分の検出値（一次信号Ｅ）を加算して、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）を生成する。
　さらに、３７サイクル加算部６３２は、第二時間間隔ａ（ａ≦Ｎ）ずつずらしながら、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の生成を順次実行する。本実施形態においては、第二時間間隔ａは、１サイクル分としている。つまり、第二時間間隔ａは、４ｍｓである。従って、図９に示すように、１サイクル分ずつずらしながら、二次信号Ｓｕｍ（１）、Ｓｕｍ（２）、Ｓｕｍ（３）、・・・、Ｓｕｍ（ｎ）が生成される。そして、３７サイクル加算部６３２は、「Ｂ」～「Ｄ」の第二センサについても同様に、それぞれ二次信号Ｓｕｍ（ｎ）を生成する。
　なお、第二時間間隔ａは、３７サイクル分に相当する第一時間長Ｎ以下にする。特に、高精度に脈波及び呼吸成分を計測するためには、第二時間間隔ａは、３７サイクル分に相当する第一時間長Ｎに比べて十分に短くするとよい。
　二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の挙動は、図１０Ｂに示すように、一次信号Ｅに比べると、ノイズが大幅に低減している。特に、第二センサによる計測周期Ｔｂの２分の１以下のノイズ成分は、加算処理によって、除去される。二次信号Ｓｕｍ（ｎ）において、短周期に変化する成分が脈波による変化を表しており、長周期の振動が呼吸による変化を表している。つまり、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）は、脈波及び呼吸成分を表す信号となっている。具体的には、図１０Ｂにおいて、丸印の箇所（下方に凹んでいる箇所）が脈波に対応する箇所であり、矢印の箇所（大きく上に突出している箇所）が呼吸成分に対応する箇所である。つまり、所定時間において、丸印の箇所の数が脈拍数となり、矢印の箇所の数が呼吸数となる。
　第一差分演算部６３３、第二差分演算部６３５は、図略の第三時間間隔Ｍ１、Ｍ２（Ｍ１、Ｍ２≧ａ）だけずれた二個の二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の差分である三次信号Ｓｉｇ３＿１、Ｓｉｇ３＿２を演算する。
　第一差分演算部６３３は、直前の二個の二次信号Ｓｕｍ（ｍ）、Ｓｕｍ（ｍ－１）の差分である三次信号Ｓｉｇ３＿１を演算する。つまり、三次信号Ｓｉｇ３＿１は、第三時間間隔Ｍ１として、１サイクル分の時間間隔（第二時間間隔ａに等しい）、すなわち４ｍｓだけずれた二個の二次信号Ｓｕｍ（ｍ）、Ｓｕｍ（ｍ－１）の差分である。
　第一差分演算部６３３により演算される三次信号Ｓｉｇ３＿１の挙動は、図１０Ｃに示すように、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の挙動とそれほど変わりない。つまり、三次信号Ｓｉｇ３＿１には、脈波及び呼吸成分を表す信号である。具体的には、図１０Ｃにおいて、丸印の箇所（下方に凹んでいる箇所）が脈波に対応する箇所であり、矢印の箇所（大きく上に突出している箇所）が呼吸成分に対応する箇所である。ここで、三次信号Ｓｉｇ３＿１は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）に比べて、絶対値が小さくなっている。そのため、三次信号Ｓｉｇ３＿１は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）よりも、データ容量が小さく、高速処理を行うことができる。
　第二差分演算部６３５は、相対的に長い時間だけずれた二個の二次信号Ｓｕｍ（ｍ）とＳｕｍ（１）の差分である三次信号Ｓｉｇ３＿２を演算する。ここで、第三時間間隔Ｍ２は、第一差分演算部６３３にて用いる第三時間間隔Ｍ１よりも十分に長い。本実施形態では、第三時間間隔Ｍ２は、２５０ｍｓである。２５０ｍｓとは、一般的な脈波が１Ｈｚ程度であるとすると、その脈波の４分の１である。つまり、この第三時間間隔Ｍ２は、脈波の最大振幅の半分程度に相当する周期に等しい。従って、第三時間間隔Ｍ２だけずれた二個の二次信号Ｓｕｍ（ｍ）、Ｓｕｍ（１）の差分は、比較的、脈波の影響分を大きく抽出する作用がある。
　第二差分演算部６３５により演算される三次信号Ｓｉｇ３＿２の挙動は、図１０Ｄに示すような挙動となる。図１０Ｄにおいて、丸印の箇所（下方に凹んでいる箇所）が脈波に対応する箇所であり、矢印の箇所（大きく上に突出している箇所）が呼吸成分に対応する箇所である。三次信号Ｓｉｇ３＿２は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）と比べると、呼吸の変化に対して脈波による変化が際立っている。さらに、三次信号Ｓｉｇ３＿２は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）に比べて、絶対値が小さくなっている。そのため、三次信号Ｓｉｇ３＿１は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）よりも、データ容量が小さく、高速処理を行うことができる。
　呼吸成分記憶部６３４は、第一差分演算部６３３により演算された三次信号Ｓｉｇ３＿１を、呼吸成分を表すデータとして記憶する（図１０Ｃ）。オペレータは、呼吸成分記憶部６３４に記憶された三次信号Ｓｉｇ３＿１における長周期の振動回数をカウントすることで、呼吸数を得ることができる。
　脈波記憶部６３６は、第二差分演算部６３５により演算された三次信号Ｓｉｇ３＿２を、脈波を表すデータとして記憶する（図１０Ｄ）。オペレータは、脈波記憶部６３６に記憶された三次信号Ｓｉｇ３＿２において脈波に対応する箇所の回数をカウントすることで、脈拍数を得ることができる。
　＜２．実施形態の変形態様＞
　上記実施形態においては、脈波記憶部６３６は、第二差分演算部６３５により演算された三次信号Ｓｉｇ３＿２を、脈波を表すデータとして記憶した。ここで、上述したように、第一差分演算部６３３により演算された三次信号Ｓｉｇ３＿１には、呼吸による変化のみならず、脈波による変化も表されている。そこで、呼吸成分記憶部６３４が、呼吸成分と脈波とを表すデータを記憶することとしてもよい。この場合、脈波と呼吸成分の演算装置６３は、第二差分演算部６３５及び脈波記憶部６３６の存在しない構成となる。
　また、呼吸成分記憶部６３４は、単に三次信号Ｓｉｇ３＿１を記憶するだけであるが、この他に、三次信号Ｓｉｇ３＿１に基づいて呼吸数をカウントする機能を付加することもできる。つまり、呼吸成分記憶部６３４は、三次信号Ｓｉｇ３＿１における長周期の振動回数をカウントすることにより、呼吸数を得ることができる。
　また、脈波記憶部６３６は、単に三次信号Ｓｉｇ３＿２を記憶するだけであるが、この他に、三次信号Ｓｉｇ３＿２に基づいて脈拍数をカウントする機能を付加することもできる。つまり、脈波記憶部６３６は、三次信号Ｓｉｇ３＿２における脈波に対応する箇所の回数をカウントすることにより、脈拍数を得ることができる。なお、脈波記憶部６３６は、第一差分演算部６３３により演算された三次信号Ｓｉｇ３＿１に基づいて、脈拍数をカウントするようにしてもよい。
　また、脈波記憶部６３６及び呼吸成分記憶部６３４は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）を脈波及び呼吸成分を表すデータとして記憶してもよく、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）に基づいて脈拍数及び呼吸数をカウントしてもよい。ただし、上述したように、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）は、データ容量が大きいため、容量に応じた記憶装置や処理装置が必要となる。
　＜３．実施形態の効果＞
　上記実施形態における計測装置１は、面状に形成される圧力センサセル１０ａと、圧力センサセル１０ａによる検出値に基づいて圧力センサセル１０ａに面する身体の生体情報を演算する演算装置６０とを備える。演算装置６０は、第二センサによる計測周期（所定のサンプリング周期）Ｔｂで圧力センサセル１０ａによる検出値を一次信号Ｅとして取得する。演算装置６０は、続いて、第一時間長Ｎ（３７サイクル分の時間長）に含まれる一次信号Ｅの加算値である二次信号Ｓｕｍ（ｎ）を演算すると共に、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の演算を第二時間間隔ａ（ａ≦Ｎ）ずつずらしながら順次実行する。さらに、演算装置６０は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）に基づいて生体情報を演算する。
　計測装置１は、圧力センサセル１０ａの検出値の加算値としての二次信号Ｓｕｍ（ｎ）を演算している。加算値としての二次信号Ｓｕｍ（ｎ）は、一次信号Ｅの中の高調波ノイズ成分を除去した信号に相当する。つまり、一次信号Ｅを加算する処理が、実質的に、ローパスフィルタとして機能する。このように、取得対象の生体情報より高調波ノイズ成分が容易に除去される。従って、高精度に生体情報を計測できる。
　さらに、演算装置６０は、第三時間間隔Ｍ（Ｍ≧ａ）だけずれた二個の二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の差分である三次信号Ｓｉｇ３を演算し、三次信号Ｓｉｇ３に基づいて生体情報を演算している。このように、二個の二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の差分である三次信号Ｓｉｇ３は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）に比べると、絶対値が小さくなっている。そのため、三次信号Ｓｉｇ３は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）よりも、データ容量が小さく、高速処理を行うことができる。
　そして、第一差分演算部６３３で演算される三次信号Ｓｉｇ３＿１は、第三時間間隔Ｍを、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）を生成するためのずらし時間である第二時間間隔ａに等しくしたときの信号である。つまり、直前の二次信号Ｓｕｍ（ｎ）との差分が、三次信号Ｓｉｇ３＿１となる。これにより、三次信号Ｓｉｇ３＿１は、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）に比べると、絶対値が小さくなっている。
　また、第二差分演算部６３５で演算される三次信号Ｓｉｇ３＿２は、第三時間間隔Ｍを、二次信号Ｓｕｍ（ｎ）の加算時間である第一時間長Ｎより長い時間としたときの信号である。これにより、目的外の信号成分を除去することができ、目的の生体情報の成分を大きくすることができる。従って、目的の生体情報を確実に得ることができる。
　また、演算装置６０は、生体情報として脈波及び呼吸成分を演算することができる。つまり、第一差分演算部６３３により、確実に、呼吸成分を演算することができる。一方、第二差分演算部６３５により、確実に、脈波を演算することができる。また、第一差分演算部６３３により、脈波を演算することもできる。呼吸成分も脈波も、非常に微小な振動であるが、上記の演算処理により確実に得ることができる。なお、演算装置６０は、生体情報として脈波のみを演算するようにしてもよいし、呼吸成分のみを演算するようにしてもよい。
　第二センサによる計測周期Ｔｂ（サンプリング周期）は、所定のノイズ周期の２分の１以下に設定される。例えば、所定のノイズとは、電源に由来する高次の高調波ノイズなどである。第二センサによる計測周期Ｔｂを、所定のノイズ周期の２分の１以下に設定することで、第二センサによる検出値には、確実に、所定のノイズの影響分が含まれ、ノイズの影響分と、計測目的の成分とを区別することができる。従って、確実に、生体情報を得ることができる。
　また、計測装置１は、面状に配列される二個以上の圧力センサセル１０ａと、サンプリング周期Ｔｂよりも長い周期Ｔａである１サイクルにおいて、それぞれの圧力センサセル１０ａを個々の第一センサとして機能させる第一モードを順次実行すると共に、二個以上の圧力センサセル１０ａを一個の第二センサとして機能させる第二モードをさらに実行する切替装置５０とを備える。そして、演算装置６０は、第一モードにおける第一センサのそれぞれの検出値に基づいて、圧力センサセル１０ａに面する身体の体圧分布を演算すると共に、第二モードにおける第二センサの検出値に基づいて、身体の生体情報を演算する。
　体圧分布の演算には、個々の圧力センサセル１０ａによる検出値が用いられる。一方、生体情報の演算には、二個以上の圧力センサセル１０ａを一個のセンサとして機能させた場合の検出値が用いられる。
　体圧の振幅は、生体情報の振幅に比べて大きい。そのため、体圧による圧力変動を検出するためには、圧力センサセル１０ａ一個であっても十分である。そこで、体圧計測の時には、個々の圧力センサセル１０ａの検出値を用いることで、体圧分布を高分解能で計測することができる。
　一方、生体情報による圧力変動を検出するためには、圧力センサセル１０ａ一個のような小さな領域では、十分ではない。そこで、生体情報による圧力変動を検出する際には、二個以上の圧力センサセル１０ａを一個の第二センサとして機能させたときの検出値を用いている。つまり、生体情報の計測の時には、第二センサによる検出領域を大きくすることにより、微小振動である生体情報の影響を受けやすい状態としている。これにより、微小振動である生体情報を、高精度に計測できる。
　また、圧力センサセル１０ａは、第一電極１１と、第一電極１１に対向する第二電極１２と、第一電極１１と第二電極１２との間に配置され生体情報の変動に伴って弾性変形する誘電層１３とを備える静電容量型センサとした。これにより、圧力センサセル１０ａは、体圧及び生体情報の変動を検出することができる。さらに、電極間の静電容量は、対向する電極面積に比例する。そのため、対向する電極面積が小さいと、検出される静電容量が小さくなる。つまり、生体情報の計測のための第二センサが、二個以上の圧力センサセル１０ａにより構成されることにより、大きな静電容量を検出できる。その結果、上述したように、第二センサにより、生体情報を高精度に計測できるようになる。
１：体圧分布及び生体情報の計測装置、　１０：センサユニット、　１０ａ：圧力センサセル、　１１：第一電極、　１２：第二電極、　１３：誘電層、　２０：電源装置、　３０：入力側回路、　４０：出力側回路、　５０：切替装置、　６０：演算装置、　６１：検出値取得部、　６２：体圧分布演算装置、　６３：脈波と呼吸成分の演算装置、　７０：シート、　７１：座面、　７２：背面、　７３：ヘッドレスト、　６３１：１サイクル加算部、　６３２：３７サイクル加算部、　６３３：第一差分演算部、　６３４：呼吸成分記憶部、　６３５：第二差分演算部、　６３６：脈波記憶部、　Ｅ：一次信号、　Ｓｕｍ（ｎ）：二次信号、　Ｓｉｇ３：三次信号、　Ｓｉｇ３＿１：第一差分演算部による三次信号、　Ｓｉｇ３＿２：第二差分演算部による三次信号、　ａ：第二時間間隔、　Ｍ：第三時間間隔、　Ｍ１：第一差分演算部の処理における第三時間間隔、　Ｍ２：第二差分演算部の処理における第三時間間隔、　Ｎ：第一時間長、　Ｔａ：第一センサによる計測周期（１サイクルの周期）、　Ｔｂ：第二センサによる計測周期（サンプリング周期）、
　Ｔｃ：第二モード基準周期

Claims (9)

  1. 　面状に形成される圧力センサセルと、
    　前記圧力センサセルによる検出値に基づいて、前記圧力センサセルに面する身体の生体情報を演算する演算装置と、
    　を備える生体情報計測装置であって、
    　前記演算装置は、
    　所定のサンプリング周期Ｔｂで前記圧力センサセルによる検出値を一次信号として取得し、
    　第一時間長Ｎに含まれる前記一次信号の加算値である二次信号を演算すると共に、前記二次信号の演算を第二時間間隔ａ（ａ≦Ｎ）ずつずらしながら順次実行し、
    　前記二次信号に基づいて前記生体情報を演算する、生体情報計測装置。
  2. 　前記演算装置は、
    　第三時間間隔Ｍ（Ｍ≧ａ）だけずれた二個の前記二次信号の差分である三次信号を演算し、
    　前記三次信号に基づいて前記生体情報を演算する、請求項１に記載の生体情報計測装置。
  3. 　前記第三時間間隔Ｍは、前記第二時間間隔ａに等しい、請求項２に記載の生体情報計測装置。
  4. 　前記第三時間間隔Ｍは、前記第一時間長Ｎより長い時間である、請求項２に記載の生体情報計測装置。
  5. 　前記演算装置は、前記生体情報として脈波を演算する、請求項１－４の何れか一項に記載の生体情報計測装置。
  6. 　前記演算装置は、前記生体情報として脈波及び呼吸成分を演算する、請求項１－３の何れか一項に記載の生体情報計測装置。
  7. 　前記サンプリング周期Ｔｂは、所定のノイズ周期の２分の１以下に設定される、請求項１－６の何れか一項に記載の生体情報計測装置。
  8. 　前記生体情報計測装置は、
    　面状に配列される二個以上の前記圧力センサセルと、
    　前記サンプリング周期Ｔｂよりも長い周期Ｔａである１サイクルにおいて、それぞれの前記圧力センサセルを個々の第一センサとして機能させる第一モードを順次実行すると共に、二個以上の前記圧力センサセルを一個の第二センサとして機能させる第二モードをさらに実行する切替装置と、
    　を備え、
    　前記演算装置は、
    　前記第一モードにおける前記第一センサのそれぞれの検出値に基づいて、前記圧力センサセルに面する身体の体圧分布を演算すると共に、
    　前記第二モードにおける前記第二センサの検出値に基づいて、前記身体の生体情報を演算する、請求項１－７の何れか一項に記載の生体情報計測装置。
  9. 　前記圧力センサセルは、第一電極と、前記第一電極に対向する第二電極と、前記第一電極と前記第二電極との間に配置され前記生体情報の変動に伴って弾性変形する誘電層とを備える静電容量型センサである、請求項１－８の何れか一項に記載の生体情報計測装置。
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