JP4962947B2 - 非接触診断装置 - Google Patents

Description

本発明は非接触で心拍・呼吸を計測する非接触診断装置に関する。

従来、人間や生物の被検体の呼吸を監視する場合、被検体をカメラ撮影し、モニタ画面により被検体が正常呼吸状態にあるか、無呼吸状態にあるかを判定するモニタ装置が知られている。しかし、このモニタ装置では監視者の熟練度が低い場合や、監視者が疲労している場合には無呼吸状態の判定を見逃す可能性がある。そこで、被検体を撮像して画像データを作成し、画像データの単位時間当たりの変化を解析して被検体の無呼吸状態を監視して確実に判定できるようにした呼吸モニタ装置が提案されている（特許文献１、特許文献２）。
特開２００２−２７２８４７号公報 特開２００２−３０６４５５号公報

ところで、上記提案のものでは画像データを解析するため、装置が大がかりになってしまうとともに、心臓の鼓動の監視や診断をすることはできない。また、画像撮影を利用する場合には、人間に適用しようとすると着用している衣服を脱がなければならないなどの問題がある。

本発明は上記課題を解決しようとするもので、非接触で心拍・呼吸を計測して診断に役立てようとすることを目的とする。
そのために本発明は、被検体の所定の部位に呼吸計測用マイクロ波を照射し、被検体からの反射波を受信する呼吸計測用送受信手段と、呼吸計測用マイクロ波の照射部位と異なる部位に、呼吸計測用マイクロ波より高い周波数の心拍計測用マイクロ波を照射し、被検体からの反射波を受信する心拍計測用送受信手段と、受信した各反射波を位相検波する検波手段と、位相検波で得られた呼吸信号成分と心拍信号成分とを異なる周波数帯域でフイルタリングするためのバンドパスフィルタとを備え、バンドパスフィルタでフイルタリングされた前記異なる周波数帯域におけるパワーが最大となる周波数をそれぞれ求めて呼吸数、心拍数を計測することを特徴とする。

本発明によれば、被検体の胸部等の部位に呼吸計測用マイクロ波を、被検体の頸動脈や背面等の部位に呼吸計測用マイクロ波より高い周波数の心拍計測用マイクロ波をそれぞれ照射し、受信した反射波を位相検波して呼吸信号成分と心拍信号成分を取得し、各信号成分を異なる帯域のバンドパスフィルタに通し、パワーが最大となる周波数を求めることで、精度よく心拍と呼吸を非接触で計測することが可能となる。

以下、本発明の実施の形態について説明する。
図１は非接触で心拍と呼吸を計測する装置構成を説明するブロック図である。本装置は人間以外の動物などの被検体にも適用可能であるが、以下では衣服を着用したままの被験者を診断対象として説明する。
被験者１０は、ここでは担架１１に仰向けになっている場合を想定する。この被験者に対し、呼吸計測用アンテナボックス１を被験者の胸部などの呼吸活動を観察するのに適した位置にセットし、呼吸計測用マイクロ波の照射部位と異なる位置で、心拍変動を観察するのに適した、例えば頸動脈付近、背中など呼吸運動の影響を受けにくい位置に心拍計測用アンテナボックス２をセットする。次いで、マイクロ波レーダー装置３からアンテナボックス１、２を通して呼吸計測用マイクロ波、心拍計測用マイクロ波をそれぞれ照射してその反射波を受信する。被験者に向けて電波を照射すると、衣服を着用したままの患者であってもマイクロ波に対して通常の衣服は透明で、人間の体は良好なマイクロ波反射体であるため、必要な強度の反射波が得られる。送信するマイクロ波の周波数としては、呼吸計測用としては１．０GHz 〜１０数GHz 、心拍計測用としては、１０数GHz 〜２０数GHz 、パワーは数十ｍＷである。マイクロ波レーダー装置３では、受信した反射波を位相検波し、アンテナ周囲の背景ノイズを除去して心臓の鼓動、呼吸による体表面の微小変位で変調された信号が得られる（詳細は後述）。

次いで、マイクロ波レーダ装置の出力をサンプラー４により、所定のサンプリング周波数でサンプリングしてデータを取得し、得られたデータをバンドパスフィルタ５でフィルタリングしてノイズを除去する。バンドパスフィルタ５は呼吸計測においては０．２〜０．５Hz、心拍計測では０．５Hz〜３Hzの帯域以外の周波数成分はカットする。次いで、バンドパスフィルタ５の出力をデータ処理装置６に取り込み、例えば高速フーリエ変換等の手段で周波数分析し、パワーが最大となる周波数を求めて呼吸数、心拍数を検出する。また、被験者に対して、電極と呼吸センサーを付けて心電図と呼吸の活動をポリグラフ７に取り込み、非接触で取得した信号と同様にサンプラー４でサンプリングし、パンドパスフィルタ５を通してデータ処理装置６で呼吸数、心拍数を検出してこれをリファレンスとする。

図２はフィルタ処理した後の心拍及び呼吸信号波形を示している。
図２（ａ）は心拍信号を示しており、信号Ａが接触法による波形、信号Ｂが非接触法による波形で、この例では１分間の心拍が５９である。
図２（ｂ）は呼吸信号を示しており、信号Ｃが接触法による波形、信号Ｄが非接触法による波形で、この例では１分間の呼吸数が１８である。

次に、マイクロ波レーダー装置の概略構成について図３〜図５により説明する。
図３はヘテロダイン方式の送信器と受信器を用いた例を示すブロック図である。
送信器２０において、高周波（中間周波数）発生器２１の出力は、分配／合成器２２、増幅器２３を経てミクサ２４において局部発振器３８の出力と混合されて周波数変換され、増幅器２５、分配／合成器２６、増幅器２７を経て、送信用同軸ケーブル２８に供給されてアンテナボックスのアンテナから被検体に対して放射され、被検体からの反射波はアンテナボックススのアンテナを通して受信器３０で受信される。受信用同軸ケーブル３７上の受信信号は、増幅器３１、減算器３２、増幅器３３を経てミクサ３４で局部発振器３８の出力と混合されて中間周波数に変換され、増幅器３５を経て検波器３６に供給され、位相が９０°異なる１対の検波出力Ｅ₁ 及びＥ₂ に変換される。送信器内の分配／合成器２６の分岐出力ｅ_p は、不要反射波相殺信号発生器３９に供給され、この発生器３９の出力ｅ_q は受信器内の減算器３２に供給される。送信器内の分配／合成器２２の分岐出力ｅ_c は、検波器３６に供給される。

図４は検波器の内部構成を示す図である。
受信器３０の増幅器３５からの信号ｅ_r は２分されて、一方は乗算器３６１に被乗数信号として供給され、他方は乗算器３６２に被乗数信号として供給される。また、送信器内の分配／合成器２２の分岐出力ｅ_c も２分されて、一方はそのまま乗算器３６１に乗数信号ｅ_c として供給され、他方は９０°移相器３６３を経て乗算器３６２に乗数信号ｅ_s として供給される。乗算器３６１、３６２で同期検波された出力は、それぞれ低域フィルタ３６４、３６５を通って、直交成分検波出力Ｅ₁ 及びＥ₂ となる。

図５は不要反射波相殺信号発生器の内部構成を示す図である。
送信器内の分配／合成器２６の分岐出力ｅ_p は、可変移相器３９１と可変減衰器３９２により、それぞれ位相と振幅が調節されて、不要反射波相殺信号ｅ_q となる。

ここで、図３〜図５に示された回路、特に受信器の動作を説明する。
一般に、送信信号ｅ_T と受信信号ｅ_R は、
ｅ_T ＝ａ_T ｃｏｓω₀ ｔ （１）
ｅ_R ＝ａ_R ｃｏｓω₀ （ｔ−τ） （２）
ａ_T 、ａ_R ：定数
ω₀ ：角周波数＝２πｆ₀
ｆ₀ は例えば１２００ＭＨｚ
ｔ：時間
τ＝２Ｒ／Ｖ
Ｒ：被検体までの距離
Ｖ：電波の速度
の式で表わすことができる。

説明を簡明にするため、減算器３２は無いと仮定すると、中間周波数に変換されて検波器３６に入力される受信信号ｅ_r は、変換後の遅延時間をあらたにτと起き直して
ｅ_r ＝ａ_r ｃｏｓω（ｔ−τ） （３）
ω：周波数変換後の中間角周波数＝２πｆ
ｆは例えば１０ＭＨｚ
の式で表わすことができる。

他方、分配／合成器２２により分岐された送信信号の一部ｅ_c は、
ｅ_c ＝ａ_c ｃｏｓωｔ （４）
と表わすことができる。乗算器３６１によりｅ_c とｅ_r を乗算すると、
ｅ_c ×ｅ_r ＝ａ_m ｃｏｓωｔｃｏｓω（ｔ−τ）
＝(1/2) ａ_m ｛ｃｏｓω（２ｔ−τ）＋ｃｏｓωτ｝ （５）
ａ_m ＝ａ_r ×ａ_c
また、ｅ_c を９０°移相した信号ｅ_s とｅ_r とを乗算器３６２により乗算すると、
ｅ_s ×ｅ_r ＝(1/2) ａ_m ｛ｓｉｎω（２ｔ−τ）＋ｓｉｎωτ｝ （６）
（５）式及び（６）式において、右辺を展開したときの第１項は、放射電波の２倍の周波数を持つが、第２項におけるωτは、被検体が静止している場合は一定であり、運動している場合でも、その変化の周波数は第１項に比して極めて低い。したがって、これら乗算器の出力をそれぞれ低域フィルタ３６４及び３６５を通すと、（５）式及び（６）式の右辺第１項に対応する成分が除去されて、検波出力Ｅ₁ 及びＥ₂ は、
Ｅ₁ ＝（１／２）ａ_m ｃｏｓωτ （７）
Ｅ₂ ＝（１／２）ａ_m ｓｉｎωτ （８）
となる。

以上の説明は任意の一つの反射波についてのものであり、従って、被検体からの反射波の位相（電波が往復に要する遅延時間）をτ₀ とし、それ以外の障害物、すなわち周囲の静止物からの反射波の遅延時間をτ_n で代表すれば、検波出力Ｅ₁ 及びＥ₂ は、
Ｅ₁ ＝（１／２）ａ_m ｃｏｓωτ₀ ＋（１／２）ａ_m ′ｃｏｓωτ_n （９）
Ｅ₂ ＝（１／２）ａ_m ｓｉｎωτ₀ ＋（１／２）ａ_m ′ｓｉｎωτ_n （10）
となるはずである。

上記２式の右辺第２項は、被検体とは無関係な不要信号である。ところが、通常、ａ_m ′はａ_m よりも著しく大きい場合があるため、このままでは、第１項、すなわち探知対象に対応する信号がノイズの中に埋もれてしまい、十分な感度が得られない。そこで、減算器３２及び不要反射波相殺信号発生器３９（図３）が設けられる。分配／合成器２６の分岐出力ｅ_p の位相と振幅を、可変移相器３９１と可変減衰器３９２（図５）により、増幅器３１からの受信信号の主要成分のそれらとほほ等しくなるように調整し、それを減算器３２に供給して、増幅器３１からの受信信号から差し引く。実際には、減算器３２の出力をレベルメータなどで監視しながら、それが最小となるように、可変移相器３９１と可変減衰器３９２を調節すればよい。これにより（９）式と（１０）式の右辺第２項の振幅を第１項に対する後述の検知処理に支障がない程度に小さくすることができる。

ところで、被検体との距離は、例えば、生体の呼吸、心拍、身体各部の動きなどに応じて、僅かであるが変動し、それに起因して、反射波の位相τ₀ が変動する。被検体までの距離の平均値をＲ₀ で表わし、変動分をｒで表わせば、
ωτ₀ ＝ω・２（Ｒ₀ ＋ｒ）／Ｖ
＝（２ω／Ｖ）Ｒ₀ ＋（２ω／Ｖ）ｒ
ここで、２ω／ＶとＲ₀ は一定であるから、（２ω／Ｖ）Ｒ₀ ＝Ａ、２ω／Ｖ＝Ｂと置けば、（９）式と（１０）式は次のように書き替えられる。ただし、前述のようにして低減された不要反射波信号の残りを△Ｅ₁ と△Ｅ₂ で表わすと、
Ｅ₁ ＝（１／２）ａ_m ｃｏｓ（Ａ＋Ｂｒ）＋△Ｅ₁
Ｅ₂ ＝（１／２）ａ_m ｓｉｎ（Ａ＋Ｂｒ）＋△Ｅ₂
となる。

しかるに、Ｒ₀ に対して、ｒは微小であるから、
｜Ａ｜≫｜Ｂｒ｜であり、したがって、次の近似式
Ｅ₁ ≒（１／２）ａ_m ｛ｃｏｓＡ−ＢｒｓｉｎＡ｝＋△Ｅ₁ （11）
Ｅ₂ ＝（１／２）ａ_m ｛ｓｉｎＡ＋ＢｒｃｏｓＡ｝＋△Ｅ₂ （12）
が成り立つ。

これら２式の右辺を展開したときの第１項と第３項は一定、すなわち直流成分であるから、高域フィルタによって除去することができ、それにより、第２項が示す反射波信号の変化分、すなわち被検体の体表面の微小変位（心拍呼吸による変位）を検知することができる。ここで、９０度位相が異なる検波出力Ｅ₁ 及びＥ₂ を発生させる理由について説明すると、変化量ｒの係数であるｓｉｎＡとｃｏｓＡにおいて、Ａすなわち（２ω／Ｖ）Ｒ₀ がπの整数倍に近い時には、ｓｉｎＡ≒０となるので、Ｅ₁ による検知は不可能になるが、｜ｃｏｓＡ｜≒１となるので、Ｅ₂ による検知の感度は最大となり、また、Ａがπ／２の整数倍に近いときには、ｃｏｓＡ≒０となるので、Ｅ₂ による検知は不可能となるが、｜ｓｉｎＡ｜≒１となるので、Ｅ₁ による検知の感度は最大となる。したがって、Ａの値の如何にかかわらず、検出不能という事態を避けることができる。

次に、非接触診断装置を用いて停車及び走行時の救急車において、患者の心拍・呼吸を計測可能か否かを実験した結果を説明する。
被験者は、救急車のアイソレータ内に仰向けになり、その間の呼吸及び心拍の活動を被接触診断装置で観察する。その際、マイクロ波を照射するアンテナは、被験者胸部（呼吸活動を観察するため）と、被験者背部（心拍を観察するため）に設置する。また、同時に被験者には、電極と呼吸センサを付けて、心電図と呼吸の活動を接触法により観察し、これをリファレンスとする。

解析手順は、
（ａ）マイクロ波レーダで検出した心拍・呼吸活動のデータをそれぞれ、サンプリング周波数１００Hzで６０秒間取得する。
（ｂ）取得した心拍と呼吸のデータに、異なる帯域のバンドパスフィルタをかけてノイズを除去する。
（ｃ）バンドパスフィルタの出力を高速フーリエ変換してパワーが最大ピークとなる周波数を読み取る。
（ｄ）得られた周波数から１分間の心拍数および呼吸数を逆算する。
また、リファレンスとして取得した接触法のデータについても上記（ａ）〜（ｄ）の手順で解析し、１分間の心拍数および呼吸数を求めて非接触法で求めた値と比較する。

被験者は５名、体動によるノイズを防ぐため、被験者には極力体を動かさないようにしてもらった。実験は、救急車の停車時（アイドリング）と、走行時の２条件のもとで行い、取得したデータを比較した。なお、実験は敢えて走行時の揺れの激しい場所で行った。また、１分間ごとに非接触診断装置による計測データと、接触法によるリファレンスデータが出力されるように設定した。

図６は心拍データの比較結果で、図６（ａ）は救急車停車時、図６（ｂ）は救急車走行時を示し、図７は呼吸データの比較結果で、図７（ａ）は救急車停車時、図７（ｂ）は救急車走行時を示し、いずれも横軸は接触法による計測値、縦軸はレーダーによる計測値（ｂｐｍ）を示している。

救急車停車時（図６（ａ）、図７（ａ））は、心拍の誤差率が−1.1 、呼吸の誤差率が−0.4 と小さく、レーダーによる非接触の測定が可能であることが示された。特に、呼吸に関してはほとんど誤差がなく（図７（ａ））、これは揺れの激しい走行時においても同様の結果が示された（図７（ｂ））。相関関数についても、呼吸は救急車停車時、走行時ともに相関係数が０．９を超えており、非常に高い相関が得られた。また、心拍においても、救急車停車時には相関係数が0.9 以上と強い相関が得られた（図６（ａ））。なお、心拍については走行時のデータにばらつきがあり相関係数も0.54であった（図６（ｂ））が、実験場所が走行時の揺れの激しい場所であることに起因している。

以上のように、本発明は、マイクロ波レーダによるセンサを呼吸用と心拍測定用に分離し、各別の周波数を使用し、バンドパスフィルタも別個に設定できるようにしている。この理由について説明すると、
（イ）呼吸による体表面の変位の振幅は数ｍｍから１ｃｍ程度であるのに対して、心拍は０．１ｍｍといったオーダである。小さい動きを検出するには短い波長の電波が有利であり、大きい動きに対しては長い波長の電波を使わないと、位相が３６０度以上回ってしまう場合があり、正しく動きの周波数が検出されない。
（ロ）呼吸と心拍を同じ部位で取得しようとすると２桁大きい振幅である呼吸運動が心拍測定に大きな妨害要因となる。呼吸検出は胸部付近を正面から検出するのがよく、心拍計測は胸部付近を避けて頸動脈付近、背中など呼吸運動の影響を受けにくいところで動作させる。
（ハ）場所を変えても同じ周波数のセンサを使用すると、干渉が発生してしまう。そこで、全く干渉の起きない異なる周波数のセンサを異なる部位に使用する。

非接触診断装置の構成を説明するブロック図である。 取得した心拍・呼吸信号波形を説明する図である。 ヘテロダイン方式の送信器と受信器を用いた例を示すブロック図である。 検波器の内部構成を示す図である。 不要反射波相殺信号発生器の内部構成を示す図である。 心拍データの比較図である。 呼吸データの比較図である。

符号の説明

１，２…アンテナボックス、３…マイクロ波レーダー装置、４…サンプラー、５…バンドパスフィルタ、６…データ処理装置、７…ポリグラフ

Claims (2)

1. 被検体の所定の部位に呼吸計測用マイクロ波を照射し、被検体からの反射波を受信する呼吸計測用送受信手段と、
   呼吸計測用マイクロ波の照射部位と異なる部位に、呼吸計測用マイクロ波より高い周波数の心拍計測用マイクロ波を照射し、被検体からの反射波を受信する心拍計測用送受信手段と、
   受信した各反射波を位相検波する検波手段と、
   位相検波で得られた呼吸信号成分と心拍信号成分とを異なる周波数帯域でフイルタリングするためのバンドパスフィルタとを備え、
   バンドパスフィルタでフイルタリングされた前記異なる周波数帯域におけるパワーが最大となる周波数をそれぞれ求めて呼吸数、心拍数を計測することを特徴とする非接触診断装置。
2. バンドパスフィルタの出力を高速フーリエ変換して前記異なる周波数帯域におけるパワーが最大となる周波数を求めることを特徴とする請求項１記載の非接触診断装置。

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