JP4998896B2 - Cardiopulmonary function measuring device - Google Patents
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Description
本発明は、心肺機能計測装置に関し、特に、圧電フィルムセンサ及び／または導電性繊維センサを用い、長時間にわたって高精度の信号を得られるようにする信号処理回路及びアルゴリズムを備えた心肺機能計測装置に関する。 The present invention relates to a cardiopulmonary function measuring device, and in particular, a cardiopulmonary function measuring device provided with a signal processing circuit and an algorithm using a piezoelectric film sensor and / or a conductive fiber sensor to obtain a highly accurate signal over a long period of time. About.
最近、飛行機、高速列車、長距離高速バス等で、運転者の操作ミスにより多くの事故が発生している。これらの事故の多くは、運転者の高い精神的ストレスや居眠り運転がその原因とされ、そのうちいくつかは睡眠時無呼吸症候群によるものと診断されている。また、幼児の突然死、睡眠時無呼吸症候群は、大部分が睡眠中もしくは無意識の状態で発生している。 Recently, many accidents have occurred due to driver's operation mistakes on airplanes, high-speed trains, long-distance high-speed buses, etc. Many of these accidents are caused by high driver mental stress and drowsy driving, some of which have been diagnosed as being due to sleep apnea syndrome. In addition, sudden infant death and sleep apnea syndrome occur mostly during sleep or unconsciousness.
これらの病気に対しては、医者が診察する際に患者が健康状態にあるか否かを同定する助けとなる正確で継続的な観察手法が切望されている。また、このような健康状態にあるか否かを同定するための手法は、医療技術の発達によって人間の寿命が延びるという状況において、家庭での健康管理に対する新たな要求ともなっている。 For these illnesses, accurate and continuous observation techniques are eagerly desired to help identify whether a patient is in a healthy state when a doctor sees them. In addition, the method for identifying whether or not the patient is in a healthy state is a new requirement for health management at home in a situation where the lifespan of a human being is extended by the development of medical technology.
特許文献１には、第１のポリマー圧電体フィルムを２枚の電気伝導性布帛で挟んで構成された第１の生体電極と、第２のポリマー圧電体フィルムを２枚の電気伝導性布帛で挟んで構成された第２の生体電極と、圧力変動と生体電気とを計測するようにした電気信号線を有する生体信号計測センサからの信号を受ける圧力変動計測部、生体電気計測部、生体信号処理部を備えた生体信号計測装置について記載されている。
しかしながら、このような生体信号計測センサを人体に付けてデータを採集する際に、センサ回路に絶対のアースが取れないこと、体温や生体微弱電流によって圧電フィルムセンサに電荷が溜まっていくことによる出力電圧の上昇、さらに体の動きや筋電などによりノイズが発生する。 However, when such a biological signal measurement sensor is attached to the human body and data is collected, the output due to the fact that the sensor circuit cannot be absolutely grounded and the electric charge accumulates in the piezoelectric film sensor due to body temperature or weak biological current. Noise is generated by voltage rise, body movement, and myoelectricity.
一方、電気伝導性布帛を電極として心拍情報の計測、心電図作成などを行う場合には３電極が用いられることが普通であるが、装着性などを考慮して特許文献１では２電極法を用いている。しかも、電気伝導性布帛によるセンサが参照電極をとっていないため、採集した信号が微弱であると同時に、人体の影響（例えば、体温や静電気など）によるノイズが生じる。
On the other hand, when measuring heart rate information and creating an electrocardiogram using an electrically conductive fabric as an electrode, three electrodes are usually used. However, in consideration of wearability,
前述したように、圧電体フィルムと電気伝導性布帛とで構成された圧力変動計測センサ、電気伝導性布帛で構成された生体電気センサにより得られた信号を処理する従来の計測装置において、採集した信号が微弱であり、センサ回路に絶対のアースが取れないという事情や、体温や静電気など人体からの影響で圧電フィルムセンサに電荷が溜まっていくことによる出力電圧の上昇、さらに体の動きや筋電などによりノイズが発生することが避けられないため、計測精度を高めることができないものであった。そのため、圧力変動、生体電気を計測するセンサからの信号を処理する計測装置において発生するノイズを抑制し、長時間にわたって高精度の計測信号を得られるようにすることが求められていた。 As described above, the pressure fluctuation measurement sensor constituted by the piezoelectric film and the electrically conductive cloth, and the conventional measurement device for processing the signal obtained by the bioelectric sensor constituted by the electrically conductive cloth were collected. The signal is weak and the sensor circuit cannot be grounded absolutely, the output voltage rises due to the accumulation of electric charges in the piezoelectric film sensor due to the body temperature, static electricity, etc. Since noise is unavoidable due to electricity and the like, measurement accuracy cannot be increased. Therefore, it has been required to suppress noise generated in a measurement device that processes a signal from a sensor that measures pressure fluctuation and bioelectricity so that a highly accurate measurement signal can be obtained over a long period of time.
本発明は前述した課題を解決すべくなしたものであり、請求項１に係る発明は、ポリマー圧電体フィルムを２枚の薄層状の生体電極で挟んで構成された圧電フィルムセンサと、該圧電フィルムセンサで取得された信号を処理する信号処理回路とからなり、前記信号処理理回路は前記圧電フィルムセンサで取得された圧力変動を示す信号に対し低周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットするバンドパスフィルタと、前記圧電フィルムセンサにおける飽和状態を解消するように接続されたコンパレータ回路及びショート回路とを含んで構成されていることを特徴とする圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置である。
The present invention has been made to solve the above-mentioned problems. The invention according to
請求項１に係る発明を引用する請求項２に係る発明は、前記ローパスフィルタのカットオフ周波数を５００Ｈｚ以下、前記バンドパスフィルタのカットオフ周波数を０．０１Ｈｚから３０Ｈｚとしたことを特徴とする圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置である。
The invention according to
請求項１または請求項２のいずれか１項に係る発明を引用する請求項３に係る発明は、前記圧電フィルムセンサで取得される圧力変動を示す信号は呼吸信号と心拍信号であることを特徴とする圧電フィルムセンサを用いた心肺機能計測装置である。
The invention according to
請求項３に係る発明を引用する請求項４に係る発明は、前記圧電フィルムセンサで取得された信号をベースライン変動に影響する低周波数と呼吸信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、ローパスフィルタにより呼吸信号を抽出し、時間遅れ補償を行い、ゼロクロース点を算出し、吸気間隔及び呼気間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置である。
The invention according to
請求項３に係る発明を引用する請求項５に係る発明は、前記圧電フィルムセンサで取得された信号を呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、バンドパスフィルタにより心拍信号を抽出し、ピークを検出しやすくするためにローパスフィルタに通し、ピーク間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、圧電フィルムセンサで得られた信号から心拍情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置である。
The invention according to
請求項６または請求項７のいずれか１項に係る発明を引用する請求項８に係る発明は、前記導電性線維センサで取得される生体電気を示す信号は心電信号と心拍信号であることを特徴とする導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置である。
In the invention according to
請求項８に係る発明を引用する請求項９に係る発明は、導電性繊維センで取得された信号を呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分をカットするバンドパスフィルタに通し、電源ノイズを取り除くノッチフィルタを通し、バンドパスフィルタにより心拍信号を抽出し、ピークを検出しやすくするためにローパスフィルタを通し、ピーク間隔を算出する処理を行う信号処理部をさらに備え、導電性線維センサで得られた信号から心拍情報を抽出できるようにしたことを特徴とする心肺機能計測装置である。
The invention according to claim 9 which refers to the invention according to
請求項４に係る発明は、ポリマー圧電体フィルムを２枚の薄層状の生体電極で挟んで構成された圧電フィルムセンサと、該圧電フィルムセンサで取得された信号を収集し処理する圧電フィルムセンサ用信号収集回路と、２枚の導電性繊維からなる生体電極で構成される導電性繊維センサと、該導電性繊維センサで取得された信号を収集し処理する導電性繊維センサ用信号収集回路とを備えてなり、前記圧電フィルムセンサ用信号収集回路は高周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットするバンドパスフィルタと、前記圧電フィルムセンサにおける飽和状態を解消するように接続されたコンパレータ回路及びショート回路とを含んで構成され、前記導電性繊維センサ用信号収集回路は高周波ノイズをカットするローパスフィルタと、該ローパスフィルタを通った後に増幅された信号に対しベースライン変動及び高周波数ノイズをカットする第１のバンドパスフィルタと、電源のノイズをカットするノッチフィルタと、第２のバンドパスフィルタとを含んで構成されていることを特徴とする併用型の心肺機能計測装置である。 According to a fourth aspect of the present invention, there is provided a piezoelectric film sensor configured by sandwiching a polymer piezoelectric film between two thin-layered bioelectrodes, and a piezoelectric film sensor that collects and processes signals acquired by the piezoelectric film sensor. A signal collection circuit, a conductive fiber sensor composed of a bioelectrode composed of two conductive fibers, and a signal collection circuit for a conductive fiber sensor that collects and processes signals acquired by the conductive fiber sensor with it, the said piezoelectric film sensor signal acquisition circuit includes a low-pass filter for cutting high frequency noise, and a band-pass filter for cutting the baseline wander and high-frequency noise to the amplified signal after passing through the low-pass filter, Comprising a comparator circuit and a short circuit connected to eliminate the saturation state in the piezoelectric film sensor Is, the conductive fiber sensor signal acquisition circuit includes a low-pass filter for cutting the high-frequency noise, a first band-pass filter for cutting the baseline wander and high-frequency noise to the amplified signal after passing through the low pass filter A combined cardiopulmonary function measuring device comprising a notch filter for cutting noise from the power source and a second bandpass filter.
請求項１〜４のいずれか１項に係る発明を引用する請求項５に係る発明は、心肺機能の計測を行えるように身体に装着するための装着手段を備えてなることを特徴とする心肺機能計測装置である。
The invention according to
本発明によれば、圧電フィルムセンサ及び／または導電性繊維センサを用いた心肺機能計測装置において、圧電フィルムセンサで取得された信号に対してはローパスフィルタ、バンドパスフィルタによりノイズをカットするとともにコンパレータ及びショート回路によりセンサにおける飽和状態を解消し、また、導電性繊維センサで取得された信号に対してはローパスフィルタ、第１及び第２のバンドパスフィルタ、ノッチフィルタによりノイズをカットするようにしたので、長時間にわたって高精度の信号を得ることができ、また一般の者が睡眠中等日常生活において利用可能な形態の心肺機能計測装置とすることができる。 According to the present invention, in a cardiopulmonary function measuring device using a piezoelectric film sensor and / or a conductive fiber sensor, a signal obtained by the piezoelectric film sensor is cut by a low-pass filter and a band-pass filter and a comparator. In addition, the saturation state in the sensor is eliminated by the short circuit, and noise is cut by the low-pass filter, the first and second band-pass filters, and the notch filter for the signal acquired by the conductive fiber sensor. Therefore, a highly accurate signal can be obtained over a long period of time, and a cardiopulmonary function measuring device in a form that can be used by ordinary persons in daily life such as during sleep can be provided.
本発明による心肺機能計測においては、生体センサとして、呼吸と心拍などの生体信号を取得する圧電フィルムセンサを用いる形態、圧電フィルムセンサ及び導電性繊維センサを用いる形態がある。 In cardiopulmonary function measurement according to the present invention, as a biological sensor, forms state using a piezoelectric film sensor that acquires biometric signals such as breathing and heart, there is a configuration using the pressure conductive film sensor and the conductive fiber sensor.
そこでまず、圧電フィルムセンサを用いた圧電フィルムセンサ型心肺機能計測装置について説明する。図１に圧電フィルムセンサ型心肺機能計測装置の構成を示す。圧電フィルムセンサ１は、圧電体であるポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）フィルムを挟む第１の薄層状の生体電極及び第２の薄層状の生体電極で構成されたものであり、各電極からの信号は、ＲＣローパスフィルタ２，３を通り、アンプ４で増幅されバンドパスフィルタ５を経て出力され、また並列的にショート回路６、コンパレータ７が設けられている。圧電フィルムセンサ型心肺機能検出装置は、図１のような圧電フィルムセンサ１、ＲＣローパスフィルタ２、アンプ４、バンドパスフィルタ５、ショート回路６、コンパレータ７からなる圧電フィルムセンサ型ユニットを含んで構成される。
First, a piezoelectric film sensor type cardiopulmonary function measuring apparatus using a piezoelectric film sensor will be described. FIG. 1 shows the configuration of a piezoelectric film sensor type cardiopulmonary function measuring apparatus. The
図２に、ＲＣローパスフィルタの一例を示すが、生体信号計測時に必ず発生する高周波数ノイズをカットしてからアンプで増幅するために設けるもので、より高品質の信号を得ることが出来る。前記ＲＣローパスフィルタのカットオフ周波数は５００Ｈｚ以下でよい。 FIG. 2 shows an example of an RC low-pass filter, which is provided for amplifying with an amplifier after cutting high frequency noise that is inevitably generated at the time of biological signal measurement, so that a higher quality signal can be obtained. The RC low pass filter may have a cutoff frequency of 500 Hz or less.
ショート回路６及びコンパレータ７は、長時間の計測をするときに圧電フィルムセンサに溜まっている電荷を放電させ、センサのオーバーフローを防ぐためのものである。バンドパスフィルタ５は、より高質な呼吸信号と心拍信号を出力するために設けられるものである。呼吸と心拍信号を採集することを例に取れば、バンドパスフィルタのカットオフ周波数は０．０１〜３０Ｈｚでよい。また、前記バンドパスフィルタの次数は２次以上が好ましい。
The
図３に圧電フィルムセンサで得られた信号から抽出された呼吸情報を示す。図３（ａ）は圧電フィルムセンサから得られた本来の信号を示し、呼吸情報及び心拍情報を同時に含んでいる。図３（ｂ）は、後述する図５に示すアルゴリズムにより抽出された結果として得られた信号を示す。比較のために、図３（ｃ）には市販の呼吸曲線記録センサから得られた信号を示す。いずれのグラフも横軸は時間である。なお、図３（ｂ）中、隣接の白丸の時間−黒丸の時間＝吸気の時間間隔、隣接の黒丸の時間−白丸の時間＝呼気の時間間隔である。 FIG. 3 shows respiratory information extracted from a signal obtained by the piezoelectric film sensor. FIG. 3 (a) shows an original signal obtained from the piezoelectric film sensor, and includes respiration information and heartbeat information at the same time. FIG. 3B shows a signal obtained as a result of extraction by the algorithm shown in FIG. 5 described later. For comparison, FIG. 3C shows a signal obtained from a commercially available respiration curve recording sensor. In each graph, the horizontal axis is time. In FIG. 3B, the time of adjacent white circles—the time of black circles = the time interval of inspiration, and the time of adjacent black circles—the time of white circles = the time interval of expiration.
図４に圧電フィルムセンサで得られた信号から抽出された心拍情報を示す。図４（ａ）は圧電フィルムセンサから得られた本来の信号を示し、図３（ａ）と同様に呼吸情報及び心拍情報を同時に含んでいる。図４（ｂ）は、後述するアルゴリズムにより抽出された結果として得られた信号を示す。比較のために、図４（ｃ）には３電極型ＥＣＧ（心電図：Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）から得られた信号を示す。なお、図４（ｂ）中、白丸間の時間間隔は心拍Ｒ−Ｒ間隔である。 FIG. 4 shows heartbeat information extracted from a signal obtained by the piezoelectric film sensor. FIG. 4A shows an original signal obtained from the piezoelectric film sensor, and simultaneously includes respiration information and heart rate information as in FIG. FIG. 4B shows a signal obtained as a result extracted by an algorithm described later. For comparison, FIG. 4C shows a signal obtained from a three-electrode ECG (electrocardiogram). In addition, in FIG.4 (b), the time interval between white circles is a heartbeat RR interval.
図５に、図３（ａ）に示す如き圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出するアルゴリズムを示す。圧電フィルムセンサで得られた信号はセンサ信号ｘ（ｎ）として出力され（ステップ１）、次に、ウェーブレット（ｗａｖｅｌｅｔ）・フィルタなど、ベースライン変動に影響する低周波数と呼吸信号に必要のない高周波成分を有効に取り除くためのソフトウエアフィルタ（０．０１〜４Ｈｚ）を通す（ステップ２）。次に、デジタルローパスフィルタ（０．３Ｈｚ）を利用して呼吸信号を抽出する（ステップ３）。その後時間遅れ補償（ステップ４）を行った後、ゼロクロース点を算出する（ステップ５）。その結果は先に図３（ｂ）に示したとおりである。得られたゼロクロース点の間隔を測定することで、吸気間隔及び呼気間隔が算出できる（ステップ６）。 FIG. 5 shows an algorithm for extracting respiration information from a signal obtained by the piezoelectric film sensor as shown in FIG. The signal obtained by the piezoelectric film sensor is output as a sensor signal x (n) (step 1), and then a low frequency that affects baseline fluctuation, such as a wavelet filter, and a high frequency that is not necessary for the respiratory signal. A software filter (0.01 to 4 Hz) for effectively removing the components is passed (step 2). Next, a respiratory signal is extracted using a digital low-pass filter (0.3 Hz) (step 3). After performing time delay compensation (step 4), a zero-close point is calculated (step 5). The result is as shown in FIG. By measuring the interval between the obtained zero-close points, the inspiration interval and the expiration interval can be calculated (step 6).
このように圧電フィルムセンサで得られた信号から呼吸情報を抽出できるようにする心肺機能計測装置は、ステップ１〜６の処理を行うための信号処理回路を備えるものとすればよく、そのための専用回路を備える形態としてもよいが、そのためのソフトウエアを有するコンピュータにより信号処理を行う形態としてもよい。
Thus, the cardiopulmonary function measuring device that enables extraction of respiratory information from the signal obtained by the piezoelectric film sensor may be provided with a signal processing circuit for performing the processing of
図６に、図４（ａ）に示す如き圧電フィルムセンサで得られた信号から心拍情報を抽出するアルゴリズムを示す。圧電フィルムセンサで得られた信号はセンサ信号ｘ（ｎ）として出力され（ステップ１）、次に、ウェーブレット・フィルタなど、呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分を有効に取り除くためのソフトウエアフィルタ（８〜１２０Ｈｚ）を通す（ステップ２）。次に、デジタルバンドパスフィルタ（１３〜２５Ｈｚ）を利用して、心拍情報を抽出する（ステップ３）。そしてピーク値を検出しやすくするためにステップ３で得られたデータの絶対値を取った後ローパスフィルタ（５Ｈｚ）を通し（ステップ４）、ピーク値を検出する（ステップ５）。得られたピーク値間の間隔が心拍Ｒ−Ｒ間隔である（ステップ６）。
FIG. 6 shows an algorithm for extracting heartbeat information from a signal obtained by the piezoelectric film sensor as shown in FIG. The signal obtained by the piezoelectric film sensor is output as a sensor signal x (n) (step 1), and then, for effectively removing the influence of the respiratory signal and the high-frequency component unnecessary for the heartbeat signal, such as a wavelet filter. A software filter (8 to 120 Hz) is passed (step 2). Next, heart rate information is extracted using a digital bandpass filter (13 to 25 Hz) (step 3). Then, in order to make it easy to detect the peak value, the absolute value of the data obtained in
このように圧電フィルムセンサで得られた信号から心拍情報を抽出できるようにする心肺機能計測装置は、ステップ１〜６の処理を行うための信号処理回路を備えるものとすればよく、そのための専用回路を備える形態としてもよいが、そのためのソフトウエアを有するコンピュータにより信号処理を行う形態としてもよい。
Thus, the cardiopulmonary function measuring device that enables the heart rate information to be extracted from the signal obtained by the piezoelectric film sensor may be provided with a signal processing circuit for performing the processing of
次に、導電性繊維センサ型心肺機能計測装置について説明する。図７に導電性繊維センサ型心肺機能計測装置の構成を示す。導電性繊維センサ１１は導電性繊維からなる第１の生体電極及び第２の生体電極で構成され、各電極からの信号は電源や筋電、静電気などによるノイズ信号を除去するＲＣローパスフィルタ１２，１３を通り、アンプ１４で増幅され、ベースライン変動と高周波数ノイズを防ぐための第１のバンドパスフィルタ１５を通り、電源のノイズをカットするノッチフィルタ１６を経て、さらに第２のバンドパスフィルタ１７を経て出力される。前記ＲＣローパスフィルタ１２，１３のカットオフ周波数は５００Ｈｚ以下でよい。また、前記バンドパスフィルタ１５，１７の次数はいずれも２次以上が好ましい。そして、前記第１のバンドパスフィルタ１５は、０．０１〜１５０Ｈｚ、前記第２のバンドパスフィルタ１７は、０．０１〜１２０Ｈｚのカットオフ周波数とすることが好ましい。６０Ｈｚまたは５０Ｈｚの交流ノイズはノッチフィルタ１６を用いて除去される。導電性繊維センサ１１から適切な出力信号を得るためには、前記第１のバンドパスフィルタ１５、ノッチフィルタ１６、前記第２のバンドパスフィルタ１７というように、この順序で配置したものとすることが重要である。導電性繊維センサ型心肺機能検出装置は、図７のような導電性繊維センサ１１、ＲＣローパスフィルタ１２，１３、アンプ１４、第１のバンドパスフィルタ１５、ノッチフィルタ１６、第２のバンドパスフィルタ１７からなる導電性繊維センサ型ユニットを含んで構成される。
Next, the conductive fiber sensor type cardiopulmonary function measuring device will be described. FIG. 7 shows the configuration of a conductive fiber sensor type cardiopulmonary function measuring device. The conductive fiber sensor 11 includes a first biological electrode and a second biological electrode made of a conductive fiber, and signals from the electrodes are RC low-
図８に、導電性繊維センサ型心肺機能計測装置から抽出された心拍情報を示す。左側のグラフは正常に信号が得られた場合であり、右側のグラフは筋肉ノイズが入った場合である。最上段は導電繊維センサ型心肺機能計測装置で得られた本来の信号を示し、中段は抽出された心拍情報を示す。比較のために、下段には市販の３電極型ＥＣＧで得られた信号を示す。 FIG. 8 shows heart rate information extracted from the conductive fiber sensor type cardiopulmonary function measuring apparatus. The graph on the left is for a normal signal, and the graph on the right is for muscle noise. The top row shows the original signal obtained by the conductive fiber sensor type cardiopulmonary function measuring device, and the middle row shows the extracted heartbeat information. For comparison, a signal obtained with a commercially available three-electrode ECG is shown in the lower part.
図９に、導電性繊維センサで得られた信号から心拍情報を抽出するアルゴリズムを示す。導電性繊維センサで得られた信号がセンサ信号ｘ（ｎ）として出力され（ステップ１）、次に、ウェーブレット・フィルタなど、呼吸信号の影響と心拍信号に必要のない高周波成分を有効に取り除くためのソフトウエアフィルタ（０．０３〜１２５Ｈｚ）を通す（ステップ２）。次に、ノッチフィルタを用いて電源ノイズ（６０Ｈｚまたは５０Ｈｚ）を取り除く（ステップ３）。次に、デジタルバンドパスフィルタ（１３〜２５Ｈｚ）を利用して、心拍情報を抽出する（ステップ４）。そしてピーク値を検出しやすくするためにステップ４で得られたデータの絶対値を取った後ローパスフィルタ（５Ｈｚ）を通し（ステップ５）、ピーク値を検出する（ステップ６）。得られたピーク値間の間隔が心拍Ｒ−Ｒ間隔である（ステップ７）。
FIG. 9 shows an algorithm for extracting heart rate information from a signal obtained by the conductive fiber sensor. The signal obtained by the conductive fiber sensor is output as the sensor signal x (n) (step 1), and then, in order to effectively remove the influence of the respiratory signal and the high frequency component unnecessary for the heartbeat signal such as a wavelet filter. The software filter (0.03 to 125 Hz) is passed (step 2). Next, power supply noise (60 Hz or 50 Hz) is removed using a notch filter (step 3). Next, heart rate information is extracted using a digital bandpass filter (13 to 25 Hz) (step 4). Then, in order to make it easy to detect the peak value, the absolute value of the data obtained in
この導電性繊維センサで得られた信号から心拍情報を抽出できるようにする心肺機能計測装置は、ステップ１〜７の処理を行うための信号処理回路を備えるものとすればよく、そのための専用回路を備える形態としてもよいが、そのためのソフトウエアを有するコンピュータにより信号処理を行う形態としてもよい。
The cardiopulmonary function measuring device that enables heart rate information to be extracted from the signal obtained by the conductive fiber sensor may be provided with a signal processing circuit for performing the processing of
次に、圧電フィルムセンサ及び導電性繊維センサを組み合わせた併用型の心肺機能計測装置について説明する。導電性繊維センサは、圧電フィルムセンサに比べ、心電・心拍信号の計測に適している。しかし、普通の睡眠状況と日常生活下で用いた場合、導電性繊維センサが体とうまく接触できない状況は頻繁に発生することが考えられる。その場合、導電性繊維センサから心電・心拍信号を計測することができなくなる。 Next, a combined cardiopulmonary function measuring device combining a piezoelectric film sensor and a conductive fiber sensor will be described. The conductive fiber sensor is more suitable for measurement of electrocardiogram / heart rate signal than the piezoelectric film sensor. However, when used in normal sleep situations and in daily life, situations where the conductive fiber sensor cannot contact the body well may occur frequently. In that case, the electrocardiogram / heart rate signal cannot be measured from the conductive fiber sensor.
一方、圧電フィルムセンサは、センサ自信が体と接触しなくても、呼吸や心拍による体動が該圧電フィルムセンサに伸び縮みを与えれば、圧電フィルムセンサからその信号を検出することは可能である。しかし、圧電フィルムセンサの信号からよりも導電性繊維センサの信号からの方が心拍情報をより正確に抽出できる。したがって、より精度の高い心肺機能計測装置とする場合には、導電性繊維センサと圧電フィルムセンサとの両方を備えるのがよく、このような両方のセンサを備える併用型の心肺機能計測装置では、両センサを同時に使用し互いに補間することでより高性能の心肺機能計測装置を実現できる。 On the other hand, the piezoelectric film sensor can detect the signal from the piezoelectric film sensor if body movement due to breathing or heartbeat gives expansion / contraction to the piezoelectric film sensor even if the sensor confidence does not contact the body. . However, heartbeat information can be extracted more accurately from the signal of the conductive fiber sensor than from the signal of the piezoelectric film sensor. Therefore, in the case of a more accurate cardiopulmonary function measuring device, it is preferable to include both a conductive fiber sensor and a piezoelectric film sensor, and in a combined cardiopulmonary function measuring device including both such sensors, By using both sensors simultaneously and interpolating each other, a higher-performance cardiopulmonary function measuring device can be realized.
図１０に導電性繊維センサと圧電フィルムセンサとを備える併用型の心肺機能計測装置の構成を示しており、この心肺機能計測装置においては、導電性繊維センサ２１からの信号を先に述べた導電性繊維センサ型ユニットを含んで構成される導電繊維センサ信号収集回路２３を通して収集し、Ａ／Ｄ変換後マイコン２５で処理する。同時に圧電フィルムセンサ２２からの信号も先に述べた圧電フィルムセンサ型ユニットを含んで構成される圧電フィルムセンサ信号収集回路２４を通して収集し、Ａ／Ｄ変換後マイコン２５で処理する。さらに、収集された信号、あるいはそれを処理して得られたデータを例えばＵＳＢ２６で接続されたコンピュータ２７に給送しデータの表示・保存・解析を行う。
FIG. 10 shows a configuration of a combined cardiopulmonary function measuring device including a conductive fiber sensor and a piezoelectric film sensor. In this cardiopulmonary function measuring device, a signal from the conductive fiber sensor 21 is the conductivity described above. Are collected through the conductive fiber sensor
導電性繊維センサと圧電フィルムセンサとの両方を備えた心肺機能計測装置の形態として、これをベルトタイプ等、身体に装着可能な装置形態とすることが考えられる。図１１にベルトタイプの心肺機能計測装置３１の構成の例を示す。ベルトタイプの心肺機能計測装置３１は２枚の導電性繊維シート３４，３５と圧電フィルムセンサ３６とをクッション材または可撓性板材に取り付けて構成されるセンサヘッド３２にベルト３３が取り付けられ、ウエストの周りに着用されるようにしてある。センサヘッド３２は例えば９０ｍｍの幅、１８５．５ｍｍの長さで、２枚の導電性繊維シート３４，３５は心拍情報を抽出するためＥＣＧを測定するために用いられる。また、圧電フィルムセンサ３６は腹部の上下動から呼吸のサイクルを測定すると共に心拍も測定する。
As a form of the cardiopulmonary function measuring device provided with both the conductive fiber sensor and the piezoelectric film sensor, it is conceivable to make this a device form that can be worn on the body, such as a belt type. FIG. 11 shows an example of the configuration of a belt-type cardiopulmonary function measuring device 31. The belt-type cardiopulmonary function measuring device 31 has a belt 33 attached to a
図１２に、導電性繊維センサの出力波形と心拍信号を示す。図中（ａ）は導電性繊維センサが体と接触不良か乾燥している場合に測定された波形で、（ｂ）は図９のアルゴリズムを適用して抽出した心拍信号であり、うまく抽出できなかったことが分かる。 FIG. 12 shows an output waveform and a heartbeat signal of the conductive fiber sensor. In the figure, (a) is the waveform measured when the conductive fiber sensor is in poor contact with the body or is dry, and (b) is the heartbeat signal extracted by applying the algorithm of FIG. You can see that there wasn't.
図１３に、図１２に示した導電性繊維センサの測定時と同時刻における圧電フィルムセンサの出力信号と抽出した心拍信号を示す。図中（ｃ）は圧電フィルムセンサからの出力信号、（ｄ）は図６のアルゴリズムを適用して得られた心拍信号であり、心拍情報がうまく抽出されたことが分かる。 FIG. 13 shows the output signal of the piezoelectric film sensor and the extracted heartbeat signal at the same time as the measurement of the conductive fiber sensor shown in FIG. In the figure, (c) is an output signal from the piezoelectric film sensor, (d) is a heartbeat signal obtained by applying the algorithm of FIG. 6, and it can be seen that the heartbeat information was successfully extracted.
導電性繊維センサを用いる際は、常時皮膚に接触しており、皮膚が湿っていることが必要である。実際、皮膚が乾燥してくると重要なノイズが発生する。図１２に示した例では、Ｒ−Ｒ間隔は正確に測定できないことは明らかである。 When using a conductive fiber sensor, it is necessary to always be in contact with the skin and to be moistened. In fact, when the skin gets dry, significant noise is generated. In the example shown in FIG. 12, it is clear that the RR interval cannot be measured accurately.
これに対して、前記導電性繊維センサを用いた測定と同時期に圧電フィルムセンサから得られる出力信号を図１３（ｃ）に示す。図１３（ｄ）には図６のアルゴリズムにより抽出した心拍信号を示す。導電性繊維センサを用いた測定ではできないが、圧電フィルムセンサから得られる出力信号からＲ−Ｒ間隔は計算できることは明らかである。それゆえ、導電性繊維センサと圧電フィルムセンサを同時に使用し、互いに補間することで、より高性能の心肺機能センサを実現できる。 On the other hand, an output signal obtained from the piezoelectric film sensor at the same time as the measurement using the conductive fiber sensor is shown in FIG. FIG. 13D shows a heartbeat signal extracted by the algorithm of FIG. Although it is not possible to measure using a conductive fiber sensor, it is clear that the RR interval can be calculated from the output signal obtained from the piezoelectric film sensor. Therefore, a higher-performance cardiopulmonary function sensor can be realized by simultaneously using a conductive fiber sensor and a piezoelectric film sensor and interpolating each other.
上述したように、圧電フィルムセンサ及びその信号処理アルゴリズムは有効に呼吸情報の抽出を行うことができるものであり、心拍情報の抽出にも高い潜在力を有するものである。しかしながら、圧電フィルムセンサはいつも有効ではないかもしれない。例えば体の動きで前記ベルトセンサがずれたり、動くことで、睡眠中に一定時間その機能を失ってしまうかも知れない。 As described above, the piezoelectric film sensor and its signal processing algorithm can extract respiratory information effectively, and have high potential for extracting heartbeat information. However, piezoelectric film sensors may not always be effective. For example, the belt sensor may be displaced or moved by the movement of the body, so that the function may be lost for a certain time during sleep.
図１４には、圧電フィルムセンサがうまく動作せず、導電性繊維センサがうまく動作した場合の結果を示す。（ａ）は圧電フィルムセンサからの出力信号であるが、信号が非常に小さく、（ｂ）に図６のアルゴリズムにより抽出した心拍信号を示すが、心拍情報あるいは呼吸情報の抽出が困難である。しかしながら、この時間帯では、（ｃ）に示すように導電性繊維センサは正常に機能しているようであり、心拍信号が抽出できていることは明白である。
それゆえ、導電性繊維センサと圧電フィルムセンサを同時に使用し、互いに補間することで、より高性能の心肺機能センサを実現できる。FIG. 14 shows the results when the piezoelectric film sensor does not work well and the conductive fiber sensor works well. (A) is an output signal from the piezoelectric film sensor, but the signal is very small, and (b) shows the heartbeat signal extracted by the algorithm of FIG. 6, but it is difficult to extract heartbeat information or respiratory information. However, in this time zone, as shown in (c), the conductive fiber sensor seems to function normally, and it is clear that the heartbeat signal can be extracted.
Therefore, a higher-performance cardiopulmonary function sensor can be realized by simultaneously using a conductive fiber sensor and a piezoelectric film sensor and interpolating each other.
１ 圧電フィルムセンサ
２ ＲＣローパスフィルタ
３ ＲＣローパスフィルタ
４ アンプ
５ ＲＣローパスフィルタ
６ ショート回路
７ コンパレータ
１１ 導電性繊維センサ
１２ ＲＣローパスフィルタ
１３ ＲＣローパスフィルタ
１４ アンプ
１５ 第１のバンドパスフィルタ
１６ ノッチフィルタ
１７ 第２のバンドパスフィルタ
２１ 導電性繊維センサ
２２ 圧電フィルムセンサ
２３ 導電性繊維センサ用信号収集回路
２４ 圧電フィルムセンサ用信号収集回路
２５ マイコン
３１ ベルトセンサ
３２ センサヘッド
３３ ベルト
３４、３５ 導電性繊維シート
３６ 圧電フィルムセンサDESCRIPTION OF
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| CN107397553A (en) * | 2017-01-21 | 2017-11-28 | 北京理工大学 | A kind of paces period monitoring unit based on electrostatic detection |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62290442A (en) * | 1986-06-10 | 1987-12-17 | 旭化成株式会社 | Body movement detection sensor element |
| JPS6437933A (en) * | 1987-08-04 | 1989-02-08 | Colin Electronics | Method and apparatus for monitoring respiration rate |
| JPH06319712A (en) * | 1993-03-17 | 1994-11-22 | Nippon Koden Corp | Multisensor |
| JP2002224051A (en) * | 2001-01-30 | 2002-08-13 | Yamaguchi Prefecture | Nonrestraint life monitor |
| JP2003284697A (en) * | 2002-03-29 | 2003-10-07 | Yamaguchi Prefecture | Biological signal measuring sensor and apparatus for the same |
| JP2004275563A (en) * | 2003-03-18 | 2004-10-07 | Citizen Watch Co Ltd | Ballistocardiogram monitoring device |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5485584A (en) * | 1977-09-05 | 1979-07-07 | Terumo Corp | Transducer for measuring frequency of respiration and pulse rate and device for measuring same |
| US4616659A (en) * | 1985-05-06 | 1986-10-14 | At&T Bell Laboratories | Heart rate detection utilizing autoregressive analysis |
| JP2960275B2 (en) * | 1993-04-06 | 1999-10-06 | 松下電器産業株式会社 | Tension determination device |
| JP3324199B2 (en) * | 1993-05-28 | 2002-09-17 | 松下電器産業株式会社 | Bedtime equipment |
| JP4416249B2 (en) * | 2000-02-07 | 2010-02-17 | テルモ株式会社 | Real time pulsation monitor |
| JP2005205023A (en) * | 2004-01-23 | 2005-08-04 | Sumitomo Rubber Ind Ltd | Method and system of measuring heart rate, respiratory rate or body motion |
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Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62290442A (en) * | 1986-06-10 | 1987-12-17 | 旭化成株式会社 | Body movement detection sensor element |
| JPS6437933A (en) * | 1987-08-04 | 1989-02-08 | Colin Electronics | Method and apparatus for monitoring respiration rate |
| JPH06319712A (en) * | 1993-03-17 | 1994-11-22 | Nippon Koden Corp | Multisensor |
| JP2002224051A (en) * | 2001-01-30 | 2002-08-13 | Yamaguchi Prefecture | Nonrestraint life monitor |
| JP2003284697A (en) * | 2002-03-29 | 2003-10-07 | Yamaguchi Prefecture | Biological signal measuring sensor and apparatus for the same |
| JP2004275563A (en) * | 2003-03-18 | 2004-10-07 | Citizen Watch Co Ltd | Ballistocardiogram monitoring device |
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