WO2023171472A1 - 心拍変動測定システムおよび心拍変動測定方法 - Google Patents

心拍変動測定システムおよび心拍変動測定方法 Download PDF

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WO2023171472A1
WO2023171472A1 PCT/JP2023/007447 JP2023007447W WO2023171472A1 WO 2023171472 A1 WO2023171472 A1 WO 2023171472A1 JP 2023007447 W JP2023007447 W JP 2023007447W WO 2023171472 A1 WO2023171472 A1 WO 2023171472A1
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heart rate
perspiration
signal
measurement
time
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PCT/JP2023/007447
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English (en)
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Inventor
仁 川喜多
毅司 黒澤
Original Assignee
国立研究開発法人物質・材料研究機構
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    • 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 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
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/0245—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • A61B5/0533—Measuring galvanic skin response

Definitions

  • the present invention relates to a heart rate variability measurement system and a heart rate variability measurement method.
  • Circulatory system diseases including heart disease, are serious diseases that lead to the highest number of deaths in Japan, and are dangerous diseases that can attack suddenly without being noticed. Therefore, monitoring of the circulatory system, including the heart, is extremely important for building a healthy society. Furthermore, since the frequency characteristics of time-based changes in heartbeat intervals are said to be correlated with autonomic nervous balance, heart rate variability measurement can also be effectively used to manage mental states and biological rhythms.
  • Heart rate variability can be monitored using an electrocardiogram or the like, but an electrocardiogram is a relatively large-scale device used in medical institutions, etc., and it is difficult to easily use it for monitoring anytime and anywhere.
  • Patent Document 1 describes a method of detecting the acceleration of a substrate attached to clothing using a sensor and deriving the heart rate from the acceleration. Although this method uses two sensors to prevent abnormal measurement data from being captured due to irregular posture, etc., it does not necessarily measure reliable heart rate variability because it only measures vibrations. The problem is that it is difficult to For this reason, there is a strong demand for a heart rate variability measurement system that can easily measure heart rate variability at an extremity of the body such as a finger using a small device.
  • An object of the present invention is to provide a system and a method for easily measuring heart rate variability in a hand such as a finger using a small measuring device.
  • a heart rate variability measurement system It has a sweat detection section and a signal calculation processing section
  • the perspiration detection unit includes a micro droplet detection unit in which a first thin wire and a second thin wire are arranged side by side on an insulating substrate, and a micro droplet detection portion in which a first thin wire and a second thin wire are arranged side by side on an insulating substrate, and It has a perspiration signal output section that measures the change and outputs it as a perspiration signal
  • the signal calculation processing section includes a calculation section, an information storage section, and a heart rate variability value output section, The calculation unit calculates time t, time lag ⁇ t, value CH(t) of the perspiration signal at time t, heart rate factor Y(t+ ⁇ t) indicating heart rate fluctuation at time t+ ⁇ t, coefficients a, b, and a predetermined constant as ⁇ .
  • the information storage unit stores at least the coefficient a, the coefficient b, and the constant ⁇ , The system, wherein the heart rate variability value output unit outputs the heart rate factor Y.
  • the coefficient a and the coefficient b are calculated from equation (3) based on the measurement of the heart rate value HB(t) at time t, which was carried out in advance at the same time as the sweat signal measurement by the heart rate variability measurement system.
  • the sweat detection section includes a minute droplet detection section in which a thin wire of a first metal and a thin wire of a second metal different from the first metal are juxtaposed on an insulating substrate;
  • Configuration 3 3.
  • Configuration 4 The system of claim 2 or 3, wherein the second metal is selected from the group consisting of silver, copper, iron, zinc, nickel, cobalt, aluminum, tin, chromium, molybdenum, manganese, magnesium, and alloys thereof.
  • Configuration 5 The system according to any one of configurations 1 to 4, wherein the ⁇ is 0.2.
  • Configuration 6 A plurality of at least one of the first metal thin wire and the second metal thin wire is provided, and the first metal thin wire and the second metal thin wire are directed toward the other side from opposite directions. 6.
  • (Configuration 11) a minute droplet detection unit in which a thin wire of a first metal and a thin wire of a second metal different from the first metal are juxtaposed on an insulating substrate; Obtaining the value CH(t) of the perspiration signal at time t using a perspiration detection device having a perspiration signal output section that measures the galvanic current flowing between the thin metal wires and outputs it as a perspiration signal; Equations (1) and (2) shown below, where time lag ⁇ t, heart rate factor Y (t+ ⁇ t) indicating heart rate fluctuation at time t+ ⁇ t, coefficients a, b, and a predetermined constant ⁇ are used.
  • the coefficient a and the coefficient b are calculated from equation (3) based on the measurement of the heartbeat value HB(t) at time t, which was performed simultaneously with the sweat signal measurement by the sweat detection device, which was carried out in advance.
  • Y'(t+ ⁇ t) HB(t+ ⁇ t)-HB(t+ ⁇ t- ⁇ )...(3)
  • Y'(t+ ⁇ t) a ⁇ X(t)+b...(4) Determined by regression analysis.
  • Configuration 12 The method for measuring heart rate variability according to configuration 11, wherein the ⁇ is 0.2.
  • a system and a method for easily measuring heart rate variability in a hand such as a finger using a small measuring device are provided.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram showing the configuration of a heart rate variability measurement system of the present invention.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram showing the configuration of a heart rate variability measurement system of the present invention.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram illustrating the configuration of a microdroplet detection section of the system of the present invention and its operating principle.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of essential parts showing the structure of a microdroplet detection section of the system of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of essential parts showing the structure of a microdroplet detection section of the system of the present invention.
  • FIG. 2 is a sectional view of a main part showing the structure of a sample section of the system of the present invention.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram showing the configuration of a signal calculation processing section of the system of the present invention.
  • FIG. 3 is a characteristic diagram showing an example of an electrocardiogram measurement signal.
  • FIG. 3 is a characteristic diagram showing an example of a sweating signal in the present invention. It is a photograph showing the appearance of the sweat sensor used in the example. It is an optical photograph taken from the top of the micro droplet detection part of the sweat sensor used in the example. It is an explanatory diagram showing a measurement procedure in an example.
  • FIG. 3 is a characteristic diagram showing the correlation between sweating signal data and heart rate value data.
  • FIG. 3 is a characteristic diagram showing the correlation between sweating signal data and heart rate value data.
  • the heart rate variability measurement system 101 of the present invention includes a sweat detection section 11 and a signal calculation processing section 12, as shown in FIG.
  • the sweat detection section 11 is a means for measuring the transpiration rate (sweating rate) of water transpired by sweating from the subject's hands, and as shown in FIG. Be prepared.
  • the specimen section 21 includes a container that accommodates at least a portion of the subject's hand, and a microdroplet detection section 21a that detects microdroplets with a converted diameter size of 100 nm or more and 20 ⁇ m or less.
  • the hand refers to each part of the finger, palm, and wrist, and the sweat detection unit 11 measures the transpiration rate of water that evaporates from one or more parts of the hand due to sweating. Therefore, the transpiration rate of water may be measured from any one of the fingers, the palm, the wrist, the fingers and the palm, the palm and the wrist, or the fingers, the palm, and the wrist.
  • measurement using fingers makes it easier to reduce the size and weight of the device used (sweat detection device), is simple and easy to handle, and is easy to reduce costs. It has characteristics.
  • Measurement using the palm of the hand has the advantage that the rate of sweating can be easily measured with high accuracy since the amount of perspiration from that area is large. Measurement at the wrist is close to the trunk of the body, making it possible to measure with less influence from factors other than sweating. Naturally, measurements using multiple parts such as fingers and palms make it possible to measure the characteristics of each part.
  • the device should either contain the part of the hand to be measured, or should have a structure that prevents sweat from escaping from the measurement part of the hand when it is in close contact with or close to the part of the hand to be measured, such as a box-shaped device with a hand insertion opening. Or make it into a cup shape that can be used as a lid to place the measuring part such as a finger. Further, the device has a small cavity (space capacity) during measurement so that the sweating rate can be measured in a short time without touching the microdroplet detection section 21a with the hand to be measured. For this reason, the capacity of the sample portion, which is the space created in the container during measurement, is preferably 0.05 cm 3 or more and 2.5 cm 3 or less.
  • the micro droplet detection unit 21a detects water evaporated from sweat as micro droplets.
  • the configuration of the minute droplet detection section 21a the configuration of a sensor section of a droplet sensor that monitors changes in electrical resistance and capacitance between thin wires, galvanic current flowing between thin wires, etc. can be adopted.
  • droplet sensors are of the type that detects the state of transpired water that accompanies perspiration in the form of droplets or aggregated water molecules, and are now of the type that uses a porous layer etc. to absorb the transpired water. In comparison, it is preferable because it has high responsiveness to the detection target.
  • a first metal thin wire (first metal thin wire) 23 arranged side by side on an insulating substrate with a minute interval d apart, and a second metal thin wire (first metal thin wire) different from the first metal.
  • a galvanic current measurement method that includes a second thin metal wire 25 and measures the galvanic current flowing between the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 is particularly preferable from its responsiveness.
  • the first thin metal wire 23 is electrically connected to a first electrode 24 which is a collector electrode
  • the second thin metal wire 25 is electrically connected to a second electrode 26 which is a collector electrode and bundled.
  • FIG. 3 shows the principle by which a minute droplet can be detected by the minute droplet detection section 21a using the galvanic current measurement method. Note that this principle is also described in Patent Document 2. Moisture from the evaporated water becomes minute droplets and floats in the air, and due to adsorption/condensation phenomena, they straddle the first thin metal wire 23 made of metal A and the second thin metal wire 25 made of metal B. Droplets (water droplets containing impurity ions from sweat) are formed on the metal, and a galvanic current flows due to the electrochemical potential difference between the metals.
  • the rate of change of the galvanic current corresponds to the rate of formation of minute droplets, that is, the rate of perspiration.
  • This consonant relationship can be quantitatively known by obtaining a calibration curve in advance. Therefore, the rate of sweating can be determined by monitoring the rate of change of the galvanic current.
  • the rate of change of the galvanic current the first derivative of the galvanic output current, the reciprocal of the rise time until reaching the galvanic output current value set based on a certain standard, etc. can be used.
  • This method of measuring sweating rate is a physical adsorption detection method, which is different from the chemisorption detection method used in general humidity sensors.
  • the above-mentioned physical adsorption detection method detects moisture due to perspiration in the micro droplet detection section 21a, which includes the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 arranged side by side on an insulating substrate with a minute distance d between them.
  • the detection method has the characteristic that droplets can be adsorbed in a layered manner on the sensor surface (microdroplet detection surface), so that an accurate response can be obtained depending on the amount of moisture even under high humidity.
  • the adsorption capacity is limited by monomolecular layer adsorption, so when the amount of perspiration, that is, the amount of droplets due to perspiration increases, adsorption saturation occurs and measurement accuracy decreases.
  • At least one of the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 is provided in plural numbers, and the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 are arranged in opposite directions.
  • the electrodes run parallel to each other so as to extend toward the other side, and by using narrow electrodes, that is, thin wires, the exclusive area of the microdroplet detection section 21a is suppressed, and both electrodes are brought close to each other.
  • the opposing parts can be made longer.
  • the battery capacity can be increased, that is, the galvanic current that can be taken out can be increased.
  • Increasing the galvanic current is preferable because it improves the S/N in perspiration rate measurement.
  • Examples of configurations that increase the length of the adjacent portion between the thin wire electrodes (hereinafter referred to as parallel running distance) by arranging the thin wire electrodes in parallel include, for example, a comb-shaped structure and a double spiral structure. be able to.
  • the structure itself for making the parallel running distance of two thin wires as long as possible within a certain plane area is well known in the field of semiconductor devices, and such a structure may also be adopted as necessary.
  • platcing thin wires (thin wire electrodes) side by side on a substrate” does not mean specifying the mutual orientation of a plurality of thin wires placed on a substrate, but refers to spacing the thin wires on the same plane of the substrate. It means to arrange the
  • the material for the first thin metal wire 23 include gold (Au), platinum (Pt), silver (Ag), titanium (Ti), and alloys thereof; Mention may be made of materials selected from the group of carbon (C).
  • the material of the second thin metal wire 25 is, for example, silver (Ag), copper (Cu), iron (Fe), zinc (Zn), nickel (Ni), Mention may be made of materials selected from the group of cobalt (Co), aluminum (Al), tin (Sn), chromium (Cr), molybdenum (Mo), manganese (Mn), magnesium (Mg) and alloys thereof.
  • a material other than silver and its alloy is used as the material for the second thin metal wire 25.
  • the output depends on the combination of materials for the thin metal wires.
  • the silver/iron combination has a higher corrosion rate per same area, so the obtained current value is larger.
  • gold/silver has a longer lifespan because the electrode wears out less.
  • silver it is preferable to use silver as the first thin metal wire 23 or the second thin metal wire 25 because it has the effect of preventing mold from growing in the area where water droplets are detected.
  • the first electrode 24 and the second electrode 26 be made of the same material as the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25, since this simplifies the manufacturing process of the sweat detection device.
  • the distance d between the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 is preferably 0.1 ⁇ m or more and 10 ⁇ m or less, more preferably 1.0 ⁇ m or more and 5 ⁇ m or less, and even more preferably 1.5 ⁇ m or more and 3 ⁇ m or less.
  • the inventor has found from accumulating a large amount of experimental data that when the interval d is within this range, the resolution and measurement reproducibility of sweating rate is high.
  • the thickness of the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 is preferably 10 nm or more and 300 nm or less.
  • the thickness of the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 is less than 10 nm, problems arise in that the electrical resistance becomes too large, making it difficult to extract the output, and that the output changes easily over time.
  • the thickness of the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 exceeds 300 nm, no particular effect is observed and materials are wasted.
  • the thin metal wires on the anode side can be made thicker, or the width of the thin metal wires on the anode side can be increased, and instead of the thin metal wires on the cathode side, the thin metal wires on the cathode side can be made thicker. All you have to do is narrow the width.
  • the protective cap 32 On the upper surface of the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 arranged in the container 31.
  • the protective cap 32 preferably has a so-called overhang shape having an eave for the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 in order to improve protection from unnecessary sweat.
  • the hand for example, the fingertips
  • the protective cap 32 may touch or come close to the protective cap 32.
  • Static electricity inside the body may be discharged, and an unintended current value may be measured. Therefore, it is also preferable to make part or all of the material of the protective cap 32 conductive so that static electricity inside the body can be dissipated when a hand touches or comes close to the protective cap 32.
  • the protective cap 32, the first thin metal wire 23, and the second thin metal wire 25 are configured to be electrically insulated.
  • Examples of the film used for the protective cap 32 include SiO 2 , SiON, SiO x , SiN x , Si 3 N 4 , HfO x , Al 2 O 3 , polyimide, acrylic, polystyrene (PS), polypropylene (PP), and polyethylene.
  • PET Terephthalate
  • PC polycarbonate
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • PFA tetrafluoroethylene/perfluoroalkyl vinyl ether copolymer
  • FEP tetrafluoroethylene/hexafluoropropylene copolymer
  • ETFE ethylene copolymer
  • a protective cap having an opening through which gas passes is formed above the first thin metal wire 23, the second thin metal wire 25, and the protective cap 32.
  • a mesh 41 is provided.
  • the openings in the protective mesh 41 allow moisture due to perspiration (moisture from transpiration) to pass through the protective mesh 41.
  • the protective mesh 41 it is possible to prevent hands from touching the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25.
  • the protective mesh 41 include, but are not limited to, mesh members such as mesh plates and mesh films, woven fabrics, and nonwoven fabrics.
  • the material of the protective mesh 41 is not particularly limited, and metals, oxides, nitrides, oxynitrides, silicon, organic materials, and the like can be used.
  • the openings of the protective mesh 41 may be holes or grooves formed in the protective mesh material, fiber spaces when cloth is used as the protective mesh material, or the like, which ensure a path for moisture permeation.
  • the micro droplet detection unit 21a in which the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 are arranged is connected to the hand (finger 51 in the figure). It may be placed below, or may be placed above (FIG. 6(b)) or to the side at a distance that does not make contact with the hand.
  • the space 61 (capacity of the sample section) can be made compact and the sweat dripping from the hand can directly contact the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25. This improves the measurement accuracy and reliability of sweating rate.
  • the space 61 be made as small as possible in order to perform short-term measurement of the perspiration rate.
  • the measurement unit 22 is equipped with an ammeter 28 that is electrically connected to the first metal electrode 24 and the second metal electrode 26 via wiring 27.
  • the galvanic current generated by the thin metal wire 25 can be measured.
  • the current value and the time change in the current value are sent to the signal calculation processing section 12 via the signal path 29 as a perspiration signal.
  • the measuring section 22 functions as a perspiration signal output section that measures the change in galvanic current between the first thin metal wire 23 and the second thin metal wire 25 and outputs the result as a perspiration signal.
  • the signal path 29 may be electrical wiring, wireless distribution, or electronic media, but electrical wiring or wireless distribution is preferable from the viewpoint of quick response.
  • the measuring section (sweating signal output section) 22 may be placed inside the container 31 constituting the specimen section 21, placed outside, or placed across the inside and outside. good.
  • the sweat detection device When placed inside the container, the sweat detection device can be made compact.
  • the failure rate is reduced because the measuring section (sweating signal output section) 22 can be placed in an environment with relatively lower humidity than inside the device; (3) Since the heat generated from the device is less likely to affect the inside of the device, the accuracy and reliability of measuring sweating rate can be improved.
  • a moderate effect can be obtained between placing it inside and outside.
  • the signal calculation processing section 12 includes a calculation section 71, an information storage section 72, and a heart rate variability value output section 73.
  • the information storage unit 72 stores at least coefficients a, b, and constant ⁇ .
  • Heart rate variability value output section 73 outputs heart rate factor Y.
  • the coefficients a and b are calculated from equation (3) based on the measurement of the heart rate value HB(t) at time t performed at the same time as the sweat signal measurement by the heart rate variability measurement system 101, which was performed in advance.
  • Y'(t+ ⁇ t) HB(t+ ⁇ t)-HB(t+ ⁇ t- ⁇ )...(3)
  • Y'(t+ ⁇ t) a ⁇ X(t)+b...(4) determined by regression analysis.
  • the constant ⁇ is typically 0.2. It has been revealed through numerous experiments that when the constant ⁇ is set to 0.2, a high T value is obtained, the degree of relationship between X and Y increases, and the accuracy of heart rate variability measurement increases.
  • the heart rate measurement heart rate factor Y' calculated by the above formula (3) is a heart rate factor calculated using the constant ⁇ based on the previously measured heart rate value HB(t) at time t.
  • the heartbeat factor Y obtained by the above equation (1) is X(t) (i.e., the sweat signal They differ in that they are factors that have a linear relationship with change), and in order to distinguish between the two, the former is expressed using the symbol "Y'” and the latter is expressed using the symbol "Y". .
  • heartbeat factor Y and heartbeat measurement heartbeat factor Y' are essentially the same factor.
  • equations (3) and (4) used to determine coefficients a and b can also be rearranged as follows by replacing the symbol "Y'" with "Y".
  • Y(t+ ⁇ t) HB(t+ ⁇ t) ⁇ HB(t+ ⁇ t ⁇ )
  • X(t) CH(t)-CH(t- ⁇ )
  • Y(t+ ⁇ t) a ⁇ X(t)+b
  • the determination of the coefficients a and b will be exemplified.
  • the latter for example, when one measurement period is set to 60 seconds, consider dividing into a plurality of sections with 4 seconds as one section.
  • the time range of one section may be shorter or longer than 4 seconds, and it should be set so that the beats that can be converted to bpm (beats per minute), which is usually used as the unit of heart rate value, can be confirmed.
  • bpm beats per minute
  • the measurement period is 60 seconds and one section is 4 seconds, so we will set the starting point of the section in the interval from 0 seconds at the start of measurement to 56 seconds. Become.
  • a starting point is set every 0.05 seconds
  • Time series data of CH(t) can be obtained.
  • a number of analysis target data corresponding to the number of set values of the time lag ⁇ t are obtained from one time series data. be able to.
  • Regression analysis is performed using the large amount of analysis target data obtained in this way.
  • a simple regression analysis can be performed as a regression analysis method.
  • regression coefficients a and b as well as a coefficient of determination and a correlation coefficient are obtained from each data to be analyzed. Thereafter, using the T value of the correlation coefficient as an index, those whose T value exceeds +2 are extracted. Thereby, the reliability of the determined values of coefficients a and b can be increased. Then, the average value of the regression coefficients a and b is determined from the extracted data group, and this value is used as the determined value of the coefficients a and b, and is stored in the information storage unit 72.
  • the sweat detection section 11 and the signal calculation processing section 12 may be housed in one housing, or may be placed in physically separate locations. In the latter case, even if the perspiration signal 74 measured by the perspiration detection unit 11 is transmitted from the perspiration detection unit 11 to the signal calculation processing unit 12 via communication (wireless communication), the perspiration signal 74 measured by the perspiration detection unit 11 is transmitted via electronic media such as a USB, a memory card, or a disk. or may be transmitted via a wired connection. Among these, when transmitting by wireless communication, the sweat detection device attached to the hand can be made smaller and lighter like a finger cot, and the signal processing unit 12 receives data from a large number of subjects and performs calculations.
  • Methods using electronic media are characterized by the ability to efficiently process time-series data over a relatively long period of time.
  • the heart rate variability measurement method of the present invention uses the heart rate variability measurement system (sweating detection device) to measure the value CH(t) of the sweating signal at time t, and calculates a heart rate factor Y indicating the heart rate variability at time lag ⁇ t and time t+ ⁇ t. (t+ ⁇ t), coefficients a, b, and a predetermined constant ⁇ , the above-mentioned equations (1) and (2) are calculated, and the calculated heartbeat factor Y is output.
  • the coefficients a and b are calculated using the above-mentioned formula (3) from the measurement of the heart rate value HB(t) at time t, which was performed at the same time as the sweat signal measurement by the heart rate variability measurement system (sweat detection device).
  • the heartbeat measurement heartbeat factor Y' is calculated and determined by regression analysis of the above-mentioned equation (4).
  • the constant ⁇ is typically 0.2.
  • the constant ⁇ is set to 0.2, a high T value is obtained, the degree of relationship between X and Y increases, and the accuracy of heart rate variability measurement increases.
  • the determination of the coefficients a and b is as exemplified above. With this measurement method, heart rate variability can be easily measured using a compact device and an easy-to-handle hand such as a finger.
  • Example 1 Through numerous experiments, the inventor discovered that the rate of perspiration (amount of perspiration per unit time) from the extremities of the body, such as fingers, is correlated with heart rate fluctuations at a specific time lag. Based on this discovery, he formulated a method based on regression analysis and invented a method for measuring heart rate variability from sweat rate. Examples thereof are shown below.
  • FIG. 8 shows an example of waveform data of an electrocardiogram, which is often used in medical settings as a method of monitoring the state of the heartbeat, that is, the movement of the heart.
  • FIG. 9 shows an example of a sweat signal measured by a sweat sensor prototyped as a sweat detection device including the sweat detection section 11 of the system of the present invention.
  • (a) shows the measurement results for a time (time) of 0 to 60 s
  • (b) shows the results obtained by enlarging the range of time (time) of 30 to 40 s in (a).
  • data was recorded for 60 seconds after the electrocardiograph (manufactured by Parama Tech, EP-501) started and the electrocardiogram waveform started to appear.
  • the time point at which recording of the sweating signal (current value) output from the sweating sensor starts is 0 s, and at about 5 s, the subject places his or her finger on the specimen part of the sweating sensor (measuring the sweating signal). (start), and at a time of about 62 seconds, the finger was removed from the specimen part.
  • FIG. 10 shows an external photograph of the sweat sensor used in this example
  • FIG. 11 shows an optical photograph taken from above of the sensor section (corresponding to the minute droplet detection section 21a).
  • FIG. 10(a) is a photograph of a single sweat sensor
  • FIG. 10(b) is a photograph of a state in which a finger is placed on the container of this sensor.
  • the container of the specimen part is a cup-shaped approximately rectangular in plan view, and the upper part is open, and when the subject places (covers) his/her finger, the finger acts as a lid. becomes.
  • FIG. 11(a) is an optical photograph of the minute droplet detection part of the sweat sensor.
  • the image on the right is an enlarged image of the first thin metal wire 202 and the second thin metal wire 203 observed from above.
  • This sweat sensor can measure the rate of sweat evaporating from the finger (fingertip) when the finger is placed on the device as shown in Figure 10(b), and can transmit the measurement data to the server via wireless communication.
  • the first thin metal wire 202 was made of aluminum (Al)
  • the second thin metal wire 203 was made of gold (Au)
  • the interval between the first thin metal wire 202 and the second thin metal wire 203 was 1 ⁇ m.
  • the electrocardiograph measurement time is set to 60 seconds, and after the start-up and preparation period, the electrocardiogram waveform starts to appear on the screen (when the electrocardiograph starts sounding). , started recording the sweat signal output from the sweat sensor. This synchronized the timing of the start of displaying the electrocardiogram waveform and the start of recording the sweating signal, so that the elapsed time of measurement by both devices was the same.
  • the measurement time by the sweat sensor should be longer than the measurement time by the electrocardiograph (about a few seconds), and after the electrocardiogram measurement is completed, the subject should remove the finger from the sample part (vessel) of the sweat sensor. I decided to let go. Note that in this experiment, there may be a slight lag (several seconds delay) between the start of recording the sweat signal and the time the subject places his or her finger on the sample part (vessel) of the sweat sensor, but due to the synchronization process and adjustment of the measurement time described above, , it is possible to match the electrocardiogram waveform and the sweating signal waveform.
  • each subject was asked to perform the above-mentioned measurements at least once a day, and the measurements were carried out over a period of 3 months. Although the total number of measurements varied depending on the subject, a total of more than 30 measurements were performed for each subject. Then, using the data to be analyzed obtained by dividing the 60-second measurement period into a plurality of sections with each section being 4 seconds as exemplified above, the equations (1) to ( 4) was used to perform regression analysis calculations to obtain the coefficients a, b, and constant ⁇ , and also calculated the T value to evaluate the validity of the heart rate variability measurement of the present invention.
  • FIGS. 13 and 14 The results are shown in FIGS. 13 and 14.
  • (a) shows the T value with respect to the time lag ⁇ t
  • (b) shows its appearance frequency.
  • Figure 13 shows the data when the subject is at rest
  • Figure 14 shows the data when the subject is exercising (going up and down one floor's worth of stairs). This is the data when doing one round trip).
  • the constant ⁇ was set to 0.2, which allows a high degree of relationship to be obtained from the large amount of data acquired in this example.
  • a high T value of around 2 was periodically obtained every time lag ⁇ t of about 0.6 seconds, demonstrating that the heart rate variability measurement system of the present invention can measure heart rate variability.
  • FIG. 13 shows the data when the subject is at rest
  • Figure 14 shows the data when the subject is exercising (going up and down one floor's worth of stairs). This is the data when doing one round trip).
  • the constant ⁇ was set to 0.2, which allows a high degree of relationship to be obtained from the large amount of data acquired in this
  • the heart rate variability measurement system can easily measure heart rate variability in a hand such as a finger using a small and lightweight measuring device.
  • Daily measurement of heart rate variability makes it possible to issue warnings about abnormalities or signs of abnormality in the heart and circulatory system, and can also be effectively used to manage mental conditions and biological rhythms. Therefore, the heart rate variability measurement system and the heart rate variability measurement method of the present invention will become the cornerstone of building a healthy society, and are likely to be widely used in industry.
  • Sweating detection section 12 Signal calculation processing section 21: Sample section 21a: Micro droplet detection section 22: Measuring section (sweating signal output section) 23: First thin metal wire 24: First metal electrode 25: Second thin metal wire 26: Second metal electrode 27: Wiring 28: Ammeter 29: Signal path 31: Vessel 32: Protective cap 41: Protective mesh 51: Finger 61: Space 71: Arithmetic unit 72: Information storage unit 73: Heart rate variability value output unit 74: Sweat signal, input signal 101: Heart rate variability measurement system 102: Sample unit 103: Sample unit 201: Silicon chip (galvanic array) ) 202: First thin metal wire (aluminum) 203: Second thin metal wire (gold) 204: Scale

Abstract

本発明は、小型の測定装置で心拍変動を簡便に測定するシステムを提供する。本発明の心拍変動測定システムは、発汗検知部と信号演算処理部を有し、発汗検知部は第１の細線と第２の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、第１の細線と第２の細線の間の電気特性の変化を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有し、信号演算処理部は演算部、情報記憶部および心拍変動値出力部を有し、演算部は時刻ｔ、タイムラグΔｔ、時刻ｔにおける発汗信号の値ＣＨ（ｔ）、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ、Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）、を演算し、情報記憶部は係数ａ、係数ｂおよび定数αを記憶し、心拍変動値出力部は心拍ファクタＹを出力する。

Description

心拍変動測定システムおよび心拍変動測定方法
　本発明は、心拍変動測定システムおよび心拍変動測定方法に関する。
　心臓疾患をはじめとする循環器系の疾患は、日本における死亡者数上位の重篤な病気であり、かつ異常に気が付かず急に襲ってくることもある危険な病である。このため、心臓を含む循環器系のモニタリングは、健康社会構築のために大変重要である。
　また、心拍間隔の時間変化の周波数特性は自律神経バランスと相関があるとされているので、心拍変動測定は精神状態や生体リズムの管理にも有効に活用できる。
　循環器系の重要なモニタリング指標の１つは心拍変動である。
　心拍変動は、心電図などでモニタリングすることが可能であるが、心電図は医療機関等で使用されるような比較的大掛かりな装置であり、いつでもどこでも簡便にモニタリングに使用することは困難である。
　このような状況を受け、コンパクトで携帯可能な装置の開発が行われており、例えば、特許文献１に開示されている。
　特許文献１には、衣服に取り付けた基板の加速度をセンサーで検知し、そこから心拍数を導出する方法が記載されている。この方法では、２つのセンサーを用いることにより、姿勢の乱れなどに伴う異常測定データは取り込まれないように工夫されているものの、振動のみの計測のため、必ずしも信頼性の高い心拍変動測定を行うのは難しいという問題がある。
　このため、小型の装置で指などの身体末端部において心拍変動を簡便に測定できる心拍変動測定システムに対する強い需要がある。
特開２００２－３４５７６９号公報 国際公開第２０１６／０１３５４４号
　本発明の課題は、小型の測定装置で指等の手部において心拍変動を簡便に測定するシステムおよびその測定方法を提供することである。
　上記課題を解決するための本発明の構成を以下に示す。
　（構成１）
　心拍変動測定システムであって、
　発汗検知部と信号演算処理部を有し、
　前記発汗検知部は、第１の細線と、第２の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、前記第１の細線と前記第２の細線の間の電気特性の変化を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有し、
　前記信号演算処理部は、演算部、情報記憶部および心拍変動値出力部を有し、
　前記演算部は、時刻ｔ、タイムラグΔｔ、時刻ｔにおける前記発汗信号の値ＣＨ（ｔ）、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、次に示す式（１）および（２）
　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　　　・・・（１）
　　　Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）　　・・・（２）
を演算し、
　前記情報記憶部は、前記係数ａ、前記係数ｂおよび前記定数αを少なくとも記憶し、
　前記心拍変動値出力部は、前記心拍ファクタＹを出力する、システム。
　ここで、前記係数ａおよび前記係数ｂは、予め実施した前記心拍変動測定システムによる発汗信号測定と同時に行った時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定から式（３）
　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ＨＢ（ｔ＋Δｔ）－ＨＢ（ｔ＋Δｔ－α）　　・・・（３）
で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´を求め、式（４）
　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　・・・（４）
を回帰分析して決定される。
　（構成２）
　前記発汗検知部は、第１の金属の細線と、前記第１の金属とは異なる第２の金属の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線の間に流れるガルバニー電流を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有する、構成１記載のシステム。
　（構成３）
　前記第１の金属は金、白金、銀、チタンおよびこれらの合金、並びに炭素からなる群から選択される、構成２記載のシステム。
　（構成４）
　前記第２の金属は銀、銅、鉄、亜鉛、ニッケル、コバルト、アルミニウム、スズ、クロム、モリブデン、マンガン、マグネシウムおよびこれらの合金からなる群から選択される、構成２または３に記載のシステム。
　（構成５）
　前記αは０．２である、構成１から４の何れか１項に記載のシステム。
　（構成６）
　前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線の少なくとも一方は複数本設けられ、前記第１の金属の細線と前記２の金属の細線とは互いに対向する方向から相手側に向かって伸びることにより、互いに平行に併走する、構成２から５の何れか１項に記載のシステム。
　（構成７）
　前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線との間隔は、０．１μｍ以上１０μｍ以下である、構成２から６の何れか１項に記載のシステム。
　（構成８）
　前記発汗検知部と前記信号演算処理部とは物理的に離れた場所に置かれている、構成１から７の何れか１項に記載のシステム。
　（構成９）
　前記発汗検知部から出力される発汗信号データは、前記信号演算処理部に通信により送られる、構成８記載のシステム。
　（構成１０）
　前記発汗検知部から出力される発汗信号データは、前記信号演算処理部に電子媒体を介して送られる、構成８記載のシステム。
　（構成１１）
　第１の金属の細線と、前記第１の金属とは異なる第２の金属の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線の間に流れるガルバニー電流を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有する発汗検知装置を用いて時刻ｔにおける発汗信号の値ＣＨ（ｔ）を得ることと、
　タイムラグΔｔ、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、次に示す式（１）および（２）
　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　　　・・・（１）
　　　Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）　　・・・（２）
を演算することと、
　前記演算された心拍ファクタＹを出力することを含む、心拍変動測定方法。
　ここで、前記係数ａおよび前記係数ｂは、予め実施した前記発汗検知装置による発汗信号測定と同時に行った時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定から式（３）
　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ＨＢ（ｔ＋Δｔ）－ＨＢ（ｔ＋Δｔ－α）　　・・・（３）
で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´を求め、式（４）
　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　・・・（４）
を回帰分析して決定される。
　（構成１２）
　前記αは０．２である、構成１１記載の心拍変動測定方法。
　本発明によれば、小型の測定装置で指等の手部において心拍変動を簡便に測定するシステムおよびその測定方法が提供される。
本発明の心拍変動測定システムの構成を示す説明図である。 本発明の心拍変動測定システムの構成を示す説明図である。 本発明のシステムの微小液滴検出部の構成とその動作原理を説明する説明図である。 本発明のシステムの微小液滴検出部の構造を示す要部断面図である。 本発明のシステムの微小液滴検出部の構造を示す要部断面図である。 本発明のシステムの検体部の構造を示す要部断面図である。 本発明のシステムの信号演算処理部の構成を示す説明図である。 心電図の測定信号例を示す特性図である。 本発明における発汗信号の例を示す特性図である。 実施例で用いた発汗センサの外観を示す写真である。 実施例で用いた発汗センサの微小液滴検出部を上面から撮影した光学写真である。 実施例における測定手順を示す説明図である。 発汗信号データと心拍値データとの相関を示す特性図である。 発汗信号データと心拍値データとの相関を示す特性図である。
　以下、本発明を実施するための形態について図面を参照しながら説明する。
　まず、本発明の心拍変動測定システムについて説明する。
＜システム概要＞
　本発明の心拍変動測定システム１０１は、図１に示されるように、発汗検知部１１と信号演算処理部１２を有する。
＜発汗検知部＞
　発汗検知部１１は、被験者の手からの発汗による蒸散水の蒸散速度（発汗速度）を計測する手段であって、平面視図である図２に示すように、検体部２１と測定部２２を備える。
　検体部２１は、被験者の手の少なくとも一部を収める器と、直径換算の大きさが１００ｎｍ以上２０μｍ以下の微小液滴を検出する微小液滴検出部２１ａを備える。
　手は、指、掌および手首の各部を意味し、何れか１以上の部位からの発汗に伴う蒸散水の蒸散速度を発汗検知部１１により計測する。したがって、指単体、掌単体、手首単体、指と掌、掌と手首、指と掌と手首の何れかからの蒸散水の蒸散速度を計測してよい。
　ここで、指（より具体的には指先）での計測は、使用する装置（発汗検知装置）の小型化・軽量化を図りやすく、簡便で取り扱い性に優れ、かつ低コスト化を図りやすいという特徴がある。
　掌での計測は、その部位からの発汗量が多いことから、発汗速度を精度よく容易に計測できるという特徴がある。
　手首での計測は、体幹部に近く、発汗以外の他の要因の影響の少ない計測が可能になる。
　当然、指と掌のような複数部位を使っての計測では、個々の部位の特徴を兼ね備えた計測が可能になる。
　器は、計測する手の部位を収めるか、計測する手の部位と密着あるいは近接させたときに手の計測部位からの発汗を逃しにくい構造とし、例えば、手の挿入口が形成された箱状にしたり、指等の計測部位を蓋代わりに置けるカップ状にする。
　また、器は、計測対象となる手が微小液滴検出部２１ａに触れない範囲で発汗速度を短時間で計測可能なように、測定時のキャビティ（空間容量）が小さいものとする。
　このため、測定時に器にできる空間である検体部の容量は、０．０５ｃｍ３以上２．５ｃｍ３以下が好ましい。
　微小液滴検出部２１ａは、発汗による蒸散水を微小液滴として検出するものである。微小液滴検出部２１ａの構成としては、、細線間の電気抵抗、静電容量の変化、および細線間を流れるガルバニー電流等をモニターする液滴センサのセンサ部の構成を採用することができる。ここで、そのような液滴センサは、発汗に伴う蒸散水が液滴または凝集した水分子の状態になったものを検出するタイプが、多孔層などを使用して蒸散水を吸収するタイプに比べ、検出対象に対する応答性が高く好ましい。
　この中でも、微小な間隔ｄを隔てて絶縁性基板上に並置された第１の金属の細線（第１の金属細線）２３と、前記第１の金属とは異なる第２の金属の細線（第２の金属細線）２５とを備え、第１の金属細線２３と第２の金属細線２５間に流れるガルバニー電流を測定するガルバニー電流測定方式が、その応答性から特に好ましい。ここで、第１の金属細線２３は集電極である第１の電極２４に、第２の金属細線２５は集電極である第２の電極２６に電気的に繋がれて束ねられる。
　ガルバニー電流測定方式の微小液滴検出部２１ａで微小液滴が検出できる原理を図３に示す。なお、この原理は特許文献２にも記載がある。
　蒸散水の湿気（モイスチャー）が微小な液滴となって空気中を漂い、吸着／凝縮現象により、金属Ａからなる第１の金属細線２３と金属Ｂからなる第２の金属細線２５に跨るように液滴（汗からの不純物イオンを含む水滴）が形成され、金属間の電気化学ポテンシャル差により、ガルバニー電流が流れる。このガルバニー電流の大きさは、液滴の数や大きさと相関があるので、ガルバニー電流の変化速度は微小液滴形成速度、すなわち発汗速度に呼応する。この呼応関係は、予め検量線を求めておけば定量的にわかる。したがって、ガルバニー電流の変化速度をモニターすることによって発汗速度がわかる。
　ガルバニー電流の変化速度としては、ガルバニー出力電流の１次微分や、一定の基準で設定したガルバニー出力電流値に至るまでの立ち上がり時間の逆数などを用いることができる。
　この発汗速度の計測方式は物理吸着検出方式であり、一般的な湿度センサに使用されている化学吸着検出方式とは異なる。
　上記物理吸着検出方式、すなわち微小な間隔ｄを隔てて絶縁性基板上に並置された第１の金属細線２３と第２の金属細線２５とを備えた微小液滴検出部２１ａにおいて発汗によるモイスチャーを検出する方式は、センサ面（微小液滴検出面）に液滴が積層で吸着可能なため、高湿度下でもモイスチャーの量に応じて正確な応答が得られるという特徴を有する。一方、化学吸着検出方式は、単分子層吸着で吸着容量が限られるため、発汗量、すなわち発汗による液滴の量が多くなると吸着飽和が起こって測定精度が低下する。
　第１の金属細線２３と第２の金属細線２５は、図２に示すように、その少なくとも一方を複数本設け、第１の金属細線２３と第２の金属細線２５とは互いに対向する方向から相手側に向かって伸びるようにして互いに平行に併走させ、かつ電極の幅が狭い電極、すなわち細線にすることにより、微小液滴検出部２１ａの専有面積を抑えた上で、両電極が近接して対向している部分を長くすることができる。そして、このことにより電池容量の増大、すなわち取り出すことができるガルバニー電流を増大させることができる。ガルバニー電流が増大すると、発汗速度計測におけるＳ／Ｎが向上するので好ましい。
　このような細線電極同士を平行に配置することで、細線電極間の近接部分の長さ（以下、併走距離と称する）を増大させる構成としては、例えば、櫛形構造や、二重渦巻き構造を挙げることができる。一定の平面領域内で２つの細線の併走距離をできるだけ長くするための構造自体は半導体素子分野等でよく知られているので、そのような構造も必要に応じて採用してもよい。なお、本発明において、「細線（細線電極）を基板上に並置する」とは、基板上に置かれる複数の細線の相互の向きを特定するものではなく、細線を基板の同一平面上に離間させて配置することをいう。
　第１の金属細線２３の材料としては、第１の金属細線２３をカソードとする場合、例えば、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）、銀（Ａｇ）、チタン（Ｔｉ）およびこれらの合金、並びに炭素（Ｃ）の群から選ばれる材料を挙げることができる。
　第２の金属細線２５の材料としては、第２の金属細線２５をアノードとする場合、例えば、銀（Ａｇ）、銅（Ｃｕ）、鉄（Ｆｅ）、亜鉛（Ｚｎ）、ニッケル（Ｎｉ）、コバルト（Ｃｏ）、アルミニウム（Ａｌ）、スズ（Ｓｎ）、クロム（Ｃｒ）、モリブデン（Ｍｏ）、マンガン（Ｍｎ）、マグネシウム（Ｍｇ）およびこれらの合金の群から選ばれる材料を挙げることができる。ただし、第１の金属細線２３として銀またはその合金を用いる場合には、第２の金属細線２５の材料としては銀およびその合金以外を用いる。
　当然ながら、出力（電流）は金属細線の材料の組み合わせに依存する。例えば銀／鉄と金／銀とでは、銀／鉄の組み合わせの方が同じ面積当たりの腐食速度が大きいため、得られる電流値が大きくなる。一方で、金／銀の方は、電極の消耗が少ないため長寿命になる。ここで、銀は水滴を検出する場所にカビが発生するのを防ぐ効果があるので、第１の金属細線２３または第２の金属細線２５として用いることが好ましい。
　なお、第１の電極２４は第１の金属細線２３と、第２の電極２６は第２の金属細線２５と同じ材料とすると、発汗検知装置の製造工程が簡単化されるので好ましい。
　第１の金属細線２３と第２の金属細線２５との間隔ｄは、０．１μｍ以上１０μｍ以下が好ましく、１．０μｍ以上５μｍ以下がより好ましく、１．５μｍ以上３μｍ以下がさらにいっそう好ましい。間隔ｄがこの範囲にあると、発汗速度の分解能や計測再現性が高いことを発明者は多大な実験データの積み上げから見出した。
　第１の金属細線２３および第２の金属細線２５の厚さは、１０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましい。第１の金属細線２３および第２の金属細線２５の厚さが１０ｎｍを下回ると、電気抵抗が大きくなりすぎて出力を取り出しにくくなり、また出力の経時変化も大きくなりやすいという問題が生じる。一方、第１の金属細線２３および第２の金属細線２５の厚さが３００ｎｍを上回っても特段の効果は認められず、材料の浪費になる。
　なお、第１の金属細線２３および第２の金属細線２５間において繰り返しガルバニー電流が流れると、アノード側の金属細線の金属がイオン化することでアノード側の金属細線が次第に消耗する。特に、金属細線の敷設密度を高くするために金属細線を細くした場合、このアノード側の金属細線の消耗によって細線電極間距離が次第に大きくなりやすく、また金属細線が断線しやすくなる。
　金属細線の敷設密度を維持したままでこの問題に対処するには、例えばアノード側の金属細線を厚くしたり、あるいはアノード側の金属細線の幅を広くし、その代わりにカソード側の金属細線の幅を狭くする等すればよい。
　第１の金属細線２３および第２の金属細線２５は、手と触れたり、直接手から滴り落ちる汗に触れると発汗速度の計測精度が落ちるため、検体部１０２の構造を説明する図４に示すように、器３１に配置された第１の金属細線２３および第２の金属細線２５の上面に保護キャップ３２を形成しておくことが好ましい。ここで、保護キャップ３２は、不要な汗からの保護性を高めるため、第１の金属細線２３および第２の金属細線２５に対する庇を有するいわゆるオーバーハング形状になっていることが好ましい。また、計測する手の部位を器に収めたとき、あるいは、計測する手の部位と器とを密着あるいは近接させたときに、手が保護キャップ３２に触れるあるいは近接することで手（例えば指先）から体内静電気が放電され、意図しない電流値が計測される場合がある。そのため、保護キャップ３２の材料の一部あるいは全部を導電性とすることで、手が保護キャップ３２に触れた際あるいは近接した際に体内静電気を逃がすことができるようにすることも好ましい。ただし、この場合には、保護キャップ３２と第１の金属細線２３および第２の金属細線２５とは、電気的に絶縁された構成とする。
　保護キャップ３２に用いられる膜としては、例えばＳｉＯ２、ＳｉＯＮ、ＳｉＯｘ、ＳｉＮｘ、Ｓｉ３Ｎ４，ＨｆＯｘ、Ａｌ２Ｏ３、ポリイミド、アクリル、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、テトラフルオロエチレン・パーフルオロアルキルビニルエーテル共重合体（ＰＦＡ）、テトラフルオロエチレン・ヘキサフルオロプロピレン共重合体（ＦＥＰ）、テトラフルオロエチレン・エチレン共重合体（ＥＴＦＥ）、および、銅、アルミニウム、ニッケル、亜鉛およびそれらの合金、および、ステンレス鋼からなる群より選ばれる単層膜、あるいはその群より選ばれる１以上からなる積層膜を挙げることができる。
　また、別の検体部１０３の構造を説明する図５に示すように、第１の金属細線２３および第２の金属細線２５や保護キャップ３２の上方に、気体が透過する開口が形成された保護メッシュ４１を設けておくのが好ましい。保護メッシュ４１の開口により、発汗によるモイスチャー（蒸散水の湿気）は保護メッシュ４１を通り抜けることができる。一方で、保護メッシュ４１が設けられていることにより、手が第１の金属細線２３および第２の金属細線２５に触れることを防止できる。
　保護メッシュ４１としては、例えば、メッシュ板やメッシュフィルムなどのメッシュ部材、織布、不織布などが挙げられるが、これらに限定されない。保護メッシュ４１の材料は、特に限定はなく、金属、酸化物、窒化物、酸窒化物、シリコン、有機物などを用いることができる。保護メッシュ４１の開口は、保護メッシュ材に形成された孔や溝、保護メッシュ材に布を用いたときの繊維の空間部など湿気透過のパスが確保されたものとすることができる。
　また、第１の金属細線２３および第２の金属細線２５が配置されている微小液滴検出部２１ａは、図６（ａ）に示すように、手（図の場合は指５１）に対して下方に配置してもよいし、上方（図６（ｂ））または側方に前記手とは接触しない間隔を置いて配置してもよい。ここで、微小液滴検出部２１ａを上方に配置すると、空間６１（検体部の容量）をコンパクトにしながら直接手から滴り落ちる汗が第１の金属細線２３および第２の金属細線２５に触れるのを防ぐことができ、発汗速度の計測精度や計測信頼性が向上する。なお、上述のように、空間６１は、発汗速度の短時間計測を行う上で、可能な限り小さくしておくことが好ましい。
　測定部２２には、第１の金属電極２４および第２の金属電極２６に配線２７を介して電気的に繋がれた電流計２８が備えられていて、第１の金属細線２３と第２の金属細線２５とによって発生したガルバニー電流を測定することができるようになっている。そして、その電流値や電流値の時間変化は、発汗信号として信号パス２９によって信号演算処理部１２に送られる。言い換えると、測定部２２は、第１の金属細線２３と第２の金属細線２５の間のガルバニー電流の変化を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部として機能する。信号パス２９は、電気配線でも、無線配信でも、電子媒体でもよいが、即応性からは電気配線か無線配信が好ましい。
　ここで、測定部（発汗信号出力部）２２は、検体部２１を構成する器３１の内部に置かれていても、外部に置かれていても、内部と外部に跨って置かれていてもよい。器の内部に置かれると発汗検知装置をコンパクトにすることができる。器の外部に置かれると、（１）メンテナンス性が向上する、（２）器内部より比較的湿度の低い環境に測定部（発汗信号出力部）２２を置くことができるので故障率が下がる、（３）装置からの発熱の影響が器内部に影響を与えにくいので発汗速度の計測精度や計測信頼性が向上する、という効果が得られる。また、内部と外部に跨って置かれると、内部に置かれる場合と外部に置かれる場合の中庸の効果が得られる。
＜信号演算処理部＞
　信号演算処理部１２は、図７に示すように、演算部７１、情報記憶部７２および心拍変動値出力部７３を有する。
　演算部７１は、時刻ｔ、タイムラグΔｔ、時刻ｔにおける発汗信号７４（入力信号）の値ＣＨ（ｔ）、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、次に示す式（１）および（２）
　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　　　・・・（１）
　　　Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）　　・・・（２）
を演算する。
　情報記憶部７２は、係数ａ、ｂおよび定数αを少なくとも記憶する。
　心拍変動値出力部７３は、心拍ファクタＹを出力する。
　ここで、係数ａおよびｂは、予め実施した心拍変動測定システム１０１による発汗信号測定と同時に行った時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定から式（３）
　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ＨＢ（ｔ＋Δｔ）－ＨＢ（ｔ＋Δｔ－α）　　・・・（３）
で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´を求め、式（４）
　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　・・・（４）
を回帰分析して決定される。
　ここで、代表的には定数αは０．２とするのが好ましい。定数αを０．２とすると、高いＴ値が得られてＸ，Ｙの関係度合いが高まり、心拍変動測定の確度が高まることが、多大な実験から明らかになった。
　上述の通り、上記式（３）で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´は、予め実施した時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定を基に定数αを用いて求められる心拍ファクタであるのに対して、上記式（１）によって得られる心拍ファクタＹは、時刻ｔにおける発汗信号値ＣＨ（ｔ）と定数αを用いて上記式（２）により求められるＸ（ｔ）（すなわち、発汗信号変化）と一次の関係をもつファクタである点で異なっており、両者を区別する目的で、前者は記号「Ｙ´」を用いて表記され、後者は記号「Ｙ」を用いて表記されている。一方、上記式（１）と式（４）との対比から理解されるように、心拍ファクタＹと心拍計測心拍ファクタＹ´とは、本質的には同一のファクタである。
　この文脈において、係数ａおよびｂの決定に用いられる式（３）および式（４）は、記号「Ｙ´」を「Ｙ」に置き換えることで以下のように整理することも可能である。
　　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ＨＢ（ｔ＋Δｔ）－ＨＢ（ｔ＋Δｔ－α）
　　　　Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）
　　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ
　ここで、上記係数ａおよびｂの決定について例示的に説明する。
　係数ａおよびｂの決定にあたっては、心拍値ＨＢ（ｔ）と発汗信号値ＣＨ（ｔ）の時系列データを大量に取得することが望ましい。取得されるデータの数を増やすには、データの取得回数（頻度）を増やすことのみならず、一回の測定期間（測定時間）を複数の区画に分割し、各区画からデータを抽出することも有効であり得る。
　後者について、例えば、一回の測定期間を６０秒間に設定した場合において、４秒間を一区画として複数の区画に分割することを考える。ここで、一区画の時間範囲は４秒間より短くても長くても良く、心拍値の単位として通常使用されるｂｐｍ（beat per minutes）に換算可能な拍動が確認できるように設定すれば良い。所定の測定期間を、設定した区画で分割する際には、当該区画の始点（起点）をできるだけ多く設けることで、より多くの区画に分けることができる。上述した例で言うと、測定期間は６０秒間であり、一区画は４秒間であるので、測定開始時点の０秒から、時間（時刻）５６秒までの区間に、区画の始点を設けることになる。例えば、０．０５秒毎に始点を設けた場合には、５６／０．０５＝１１２０（個）の区画を得ることができ、これらの各区画から、心拍値ＨＢ（ｔ）と発汗信号値ＣＨ（ｔ）の時系列データを取得することができる。
　さらに、そのようにして得られた時系列データについて、タイムラグΔｔを一定の範囲で変化させることで、１つの時系列データから、タイムラグΔｔの設定値の数に対応する数の分析対象データを得ることができる。
　このようにして得られた大量の分析対象データを用いて、回帰分析を行う。ここで、典型的には、回帰分析の手法としては単回帰分析を行うことができる。これにより、各分析対象データから、回帰係数ａ、ｂと共に、決定係数と相関係数が得られる。
　しかる後、相関係数のＴ値を指標として、Ｔ値が＋２を超えるものを抽出する。これにより、決定される係数ａおよびｂの値の信頼性を高めることができる。
　そして、抽出されたデータ群から回帰係数ａ、ｂの平均値を求め、その値を係数ａおよびｂの決定値とし、情報記憶部７２に記憶させる。
　発汗検知部１１と信号演算処理部１２は、１つの筐体に収められていてもよいし、物理的に離れた場所に置かれていてもよい。後者の場合は、発汗検知部１１で測定された発汗信号７４は発汗検知部１１から信号演算処理部１２へ通信（無線通信）で送信されても、ＵＳＢ、メモリカードやディスクなどの電子媒体を介して送られても、有線接続で伝達されてもよい。この中で、無線通信で送信される場合は、手に取り付けられる発汗検知装置を指サックのように小型化・軽量化でき、また、信号処理部１２では数多くの被験者からのデータを受けて演算処理を同時並列的に大量処理できて効率が良い。有線を用いる場合は無線設備が不要になるので、システムの小型化・軽量化とコストの抑制をより行い易くなる。電子媒体を用いる方法は、比較的長期間の時系列データ処理を効率よく行えるという特徴がある。
＜測定方法＞
　次に、本発明のシステムによる心拍変動測定方法について説明する。
　本発明の心拍変動測定方法は、前記心拍変動測定システム（発汗検知装置）を用いて時刻ｔにおける発汗信号の値ＣＨ（ｔ）を測定し、タイムラグΔｔ、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、前述の式（１）および（２）を演算し、演算された心拍ファクタＹを出力するものである。
　ここで、係数ａおよびｂは、予め実施した前記心拍変動測定システム（発汗検知装置）による発汗信号測定と同時に行った時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定から前述の式（３）で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´を求め、前述の式（４）を回帰分析して決定される。
　ここで、代表的には定数αは０．２とするのが好ましい。定数αを０．２とすると、高いＴ値が得られてＸ，Ｙの関係度合いが高まり、心拍変動測定の確度が高まる。
　係数ａおよびｂの決定に関しては、上で例示的に説明した通りである。
　本測定方法により、コンパクトな装置で、かつ取り扱い易い指等の手部で、心拍変動を簡便に測定できる。
（実施例１）
　発明者は、多大な実験の中から、指等の身体の末端部からの発汗速度（単位時間当たりの発汗量）が特定のタイムラグで心拍の変動と相関があることを見出した。そして、その発見を基に、回帰分析に基づく定式化を行って発汗速度から心拍変動を測定する方法を発明した。その実施例を以下に示す。
　心拍の状態、すなわち心臓の動きをモニターする方法として医療現場で多用されている心電図の波形データの一例を図８に示す。また、本発明のシステムの発汗検知部１１を備える発汗検知装置として試作した発汗センサで測定した発汗信号の一例を図９に示す。両図とも、（ａ）は、時間（時刻）０～６０ｓの測定結果、（ｂ）は、（ａ）における時間（時刻）３０～４０ｓの範囲を拡大した結果を示す。ここで、図８に示す心電図測定では、心電計（パラマ・テック社製、EP-501）の起動後、心電図の波形が出始めてから６０秒間のデータを記録した。また、図９に示す発汗信号測定では、発汗センサから出力される発汗信号（電流値）の記録を開始した時点を０ｓとし、時刻約５ｓで被験者は指を発汗センサの検体部に置き（測定開始）、時刻約６２ｓで指を検体部から離す動作を行った。
　本実施例で用いた発汗センサの外観写真を図１０に、そのセンサ部（微小液滴検出部２１ａに相当）を上面から撮影した光学写真を図１１に示す。
　図１０（ａ）は発汗センサ単体の写真であり、（ｂ）はこのセンサの器に指を置いた状態の写真である。ここで、検体部の器は、平面視略矩形のカップ状であり、上方が開口しており、図１０（ｂ）に示すように被験者が指を置く（被せる）ことで当該指が蓋代わりとなる。
　図１１（ａ）は発汗センサの微小液滴検出部の光学写真であり、左側は、シリコンチップ（絶縁性基板）２０１上に櫛形に配置された金属細線（ガルバニーアレー）を、スケール２０４と一緒に撮影した像であり、右側は、第１の金属細線２０２と第２の金属細線２０３を上面から拡大観察した像である。
　この発汗センサは、図１０（ｂ）のように器に指を置くと指（指先）から蒸散する汗の速度（発汗速度）を計測し、無線通信によりサーバーに計測データを送信することができる構成になっている。ここで、第１の金属細線２０２はアルミニウム（Ａｌ）、第２の金属細線２０３は金（Ａｕ）とし、第１の金属細線２０２と第２の金属細線２０３との間隔は１μｍとした。
　このような発汗センサと心電計を用いて、被験者に対して図１２に示す手順に従って測定を行い、発汗信号ＣＨ（ｔ）と心拍値ＨＢ（ｔ）のデータを取得した。被験者は、５０歳代の女性２名および２０歳代の男性２名の計４名であった。測定手順を概説すると、心電計の測定時間は６０秒に設定し、起動・準備期間の終了後、心電図の波形が画面に出始めた時点（心電計の開始音が鳴った時点）で、発汗センサから出力される発汗信号の記録を開始した。これにより、心電波形の表示開始と発汗信号の記録開始のタイミングを同期し、両装置による測定の経過時間が同じになるようにした。発汗センサによる測定時間（発汗信号の記録時間）は、心電計の測定時間よりも長く（数秒程度）確保し、心電図測定が終了した後に、被験者は指を発汗センサの検体部（器）から離すこととした。なお、この実験では、発汗信号の記録開始から被験者が指を発汗センサの検体部（器）に置くまでに若干のずれ（数秒の遅れ）が生じ得るが、上記同期処理と測定時間の調節により、心電図の波形と発汗信号の波形を合わせることができる。
　各被験者は、１日１回以上、上述の測定を行うよう依頼され、測定は３ヶ月間に渡って実施された。被験者によって総測定回数の差はあるが、被験者一人あたり、計３０回以上の測定が行われた。
　そして、上で例示的に説明したようにして６０秒間の測定期間を４秒間を一区画とする複数の区画に分割することで得られた分析対象データを用い、前記の式（１）～（４）を使って回帰分析計算を行って係数ａ、ｂ、定数αを求めるとともに、Ｔ値も算出して本発明の心拍変動測定の妥当性を評価した。
　その結果を図１３および１４に示す。両図とも、（ａ）はタイムラグΔｔに対するＴ値、（ｂ）はその出現頻度を示し、図１３は被験者が安静にしているときのデータ、図１４は被験者が運動（１フロア分の階段昇降を１往復）をしているときのデータである。定数αは、本実施例で取得された大量のデータから、高い関係度合いが得られる０．２とした。
　図１３から、タイムラグΔｔが約０．６ｓ毎に周期的に２前後という高いＴ値が得られ、本発明の心拍変動測定システムで心拍変動を測定できることが実証された。
　運動時の測定である図１４でも同様に、タイムラグΔｔが約０．６ｓ毎に周期的に高いＴ値が得られることがわかる。ここで、ピークのＴ値は安静時のときの図１３より低いが、これは運動による心拍の乱れを反映したものと考えられる。
　なお、本実施例では、細線間に流れるガルバニー電流を測定する方式の発汗センサを用いている。この場合、発汗に対する応答性と測定確度に優れ、タイムラグΔｔ０．６ｓに対して精度が高く、安定した測定を行うことができた。
　本発明による心拍変動測定システムは、上記説明のように、小型で軽量の測定装置で指等の手部において心拍変動を簡便に測定することができる。日常的な心拍変動の測定は、心臓、循環器系の異常や異常予兆に警告を発することを可能とし、さらに精神状態や生体リズムの管理にも有効に活用できるものである。
　したがって、本発明の心拍変動測定システムおよび心拍変動測定方法は、健康社会構築の礎になるものであり、産業としても大いに使用される可能性が高いと考えられる。
１１：発汗検知部
１２：信号演算処理部
２１：検体部
２１ａ：微小液滴検出部
２２：測定部（発汗信号出力部）
２３：第１の金属細線
２４：第１の金属電極
２５：第２の金属細線
２６：第２の金属電極
２７：配線
２８：電流計
２９：信号パス
３１：器
３２：保護キャップ
４１：保護メッシュ
５１：指
６１：空間
７１：演算部
７２：情報記憶部
７３：心拍変動値出力部
７４：発汗信号、入力信号
１０１：心拍変動測定システム
１０２：検体部
１０３：検体部
２０１：シリコンチップ（ガルバニアレー）
２０２：第１の金属細線（アルミニウム）
２０３：第２の金属細線（金）
２０４：スケール
 

Claims (12)

  1. 　心拍変動測定システムであって、
    　発汗検知部と信号演算処理部を有し、
    　前記発汗検知部は、第１の細線と、第２の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、前記第１の細線と前記第２の細線の間の電気特性の変化を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有し、
    　前記信号演算処理部は、演算部、情報記憶部および心拍変動値出力部を有し、
    　前記演算部は、時刻ｔ、タイムラグΔｔ、時刻ｔにおける前記発汗信号の値ＣＨ（ｔ）、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、次に示す式（１）および（２）
    　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　　　・・・（１）
    　　　Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）　　・・・（２）
    を演算し、
    　前記情報記憶部は、前記係数ａ、前記係数ｂおよび前記定数αを少なくとも記憶し、
    　前記心拍変動値出力部は、前記心拍ファクタＹを出力する、システム。
    　ここで、前記係数ａおよび前記係数ｂは、予め実施した前記心拍変動測定システムによる発汗信号測定と同時に行った時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定から式（３）
    　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ＨＢ（ｔ＋Δｔ）－ＨＢ（ｔ＋Δｔ－α）　　・・・（３）
    で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´を求め、式（４）
    　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　・・・（４）
    を回帰分析して決定される。
  2. 　前記発汗検知部は、第１の金属の細線と、前記第１の金属とは異なる第２の金属の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線の間に流れるガルバニー電流を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有する、請求項１記載のシステム。

  3. 　前記第１の金属は金、白金、銀、チタンおよびこれらの合金、並びに炭素からなる群から選択される、請求項２記載のシステム。

  4. 　前記第２の金属は銀、銅、鉄、亜鉛、ニッケル、コバルト、アルミニウム、スズ、クロム、モリブデン、マンガン、マグネシウムおよびこれらの合金からなる群から選択される、請求項２または３に記載のシステム。
  5. 　前記αは０．２である、請求項１から４の何れか１項に記載のシステム。

  6. 　前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線の少なくとも一方は複数本設けられ、前記第１の金属の細線と前記２の金属の細線とは互いに対向する方向から相手側に向かって伸びることにより、互いに平行に併走する、請求項２から５の何れか１項に記載のシステム。
  7. 　前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線との間隔は、０．１μｍ以上１０μｍ以下である、請求項２から６の何れか１項に記載のシステム。
  8. 　前記発汗検知部と前記信号演算処理部とは物理的に離れた場所に置かれている、請求項１から７の何れか１項に記載のシステム。
  9. 　前記発汗検知部から出力される発汗信号データは、前記信号演算処理部に通信により送られる、請求項８記載のシステム。
  10. 　前記発汗検知部から出力される発汗信号データは、前記信号演算処理部に電子媒体を介して送られる、請求項８記載のシステム。
  11. 　第１の金属の細線と、前記第１の金属とは異なる第２の金属の細線とが絶縁性基板上に並置される微小液滴検出部と、前記第１の金属の細線と前記第２の金属の細線の間に流れるガルバニー電流を測定して発汗信号として出力する発汗信号出力部を有する発汗検知装置を用いて時刻ｔにおける発汗信号の値ＣＨ（ｔ）を得ることと、
    　タイムラグΔｔ、時刻ｔ＋Δｔにおける心拍変動を示す心拍ファクタＹ（ｔ＋Δｔ）、係数ａ、ｂおよび予め定めた定数をαとして、次に示す式（１）および（２）
    　　　Ｙ（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　　　・・・（１）
    　　　Ｘ（ｔ）＝ＣＨ（ｔ）－ＣＨ（ｔ－α）　　・・・（２）
    を演算することと、
    　前記演算された心拍ファクタＹを出力することを含む、心拍変動測定方法。
    　ここで、前記係数ａおよび前記係数ｂは、予め実施した前記発汗検知装置による発汗信号測定と同時に行った時刻ｔの心拍値ＨＢ（ｔ）の測定から式（３）
    　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ＨＢ（ｔ＋Δｔ）－ＨＢ（ｔ＋Δｔ－α）　　・・・（３）
    で計算される心拍計測心拍ファクタＹ´を求め、式（４）
    　　Ｙ´（ｔ＋Δｔ）＝ａ・Ｘ（ｔ）＋ｂ　　・・・（４）
    を回帰分析して決定される。
  12. 　前記αは０．２である、請求項１１記載の心拍変動測定方法。
     
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WO2018150903A1 (ja) * 2017-02-14 2018-08-23 国立研究開発法人物質・材料研究機構 結露および結露に伴う光散乱の予防方法および予防システム
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