心力衰竭诊断装置的制作方法

本发明涉及使用基于呼吸的检测信号得到的指标来进行心力衰竭的诊断的心力衰竭诊断装置。

背景技术

在心力衰竭的患者中，病情的恶化有可能导致死亡等严重的结果，因此病情的掌握、早期发现等很重要。因此，对于心力衰竭的患者，需要适当地进行心力衰竭的预后的预测、心力衰竭恶化的早期检测、心力衰竭的重症度的评价等。

然而，也考虑通过交感神经活动的测定来评价心力衰竭的状态，但交感神经活动的测定并不容易。对此，例如在日本专利第5679971号公报(专利文献1)中，提出了能够基于呼吸的检测信号容易地掌握心力衰竭的病情的方法。

在该专利文献1中公开的心力衰竭的诊断方法中，根据由呼吸传感器检测出的睡眠中的被检查者的呼吸波形进行频率解析而生成频谱，进一步地，使用通过提取包含呼吸频率的频带并整夜连续地生成呼吸频率的标准偏差的倒数即呼吸频率指数(RSI)而得到的指标，通过该指标的时间推移来掌握心力衰竭的症状。

另外，作为呼吸传感器，例示了粘贴于被检查者的鼻腔附近的皮肤面的由热传感器构成的呼吸气流传感器，但为了进一步减轻被检查者的不适感，例如也提出了采用压敏传感器的方案。压敏传感器通过铺设于被检查者就寝的床等床面来检测伴随呼吸的体压变化，不需要佩戴于被检查者的身体上。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利第5679971号公报

技术实现要素：

发明所要解决的问题

然而，本发明人进行了研究，结果判明：能够充分地基于由压敏传感器检测出的体压变化来测定呼吸，另一方面，在根据从由压敏传感器检测出的呼吸信号得到的频谱，例如求出上述的呼吸频率指数(RSI)等来掌握心力衰竭的症状的情况下，与使用呼吸气流传感器的情况相比，在精度上存在改善的余地。

本发明的解决课题在于提供一种新的心力衰竭诊断装置，该心力衰竭诊断装置使用由压电型传感器得到的基于体压变化的呼吸的检测信号，能够实现进行基于呼吸频率指数(RSI)等的心力衰竭的诊断时的精度的提高。需要说明的是，本发明中的心力衰竭的诊断并不限定于狭义的基于医生的诊断的判断，作为与被检查者的心力衰竭相关的症状的判别，例如包含心力衰竭的预后的预测、心力衰竭恶化的早期检测、心力衰竭的重症度的评价等结果信号的输出，还包含与心力衰竭相关的症状的判断信息的提供等。

用于解决问题的手段

以下，对用于掌握本发明的优选方式进行记载，但以下所记载的各方式是例示性地记载的方式，不仅能够适当地相互组合而采用，对于各方式所记载的多个构成要素，也能够尽可能独立地识别并采用，也能够适当地与其他方式所记载的任一构成要素组合而采用。由此，在本发明中，并不限定于以下记载的方式，能够实现各种其他方式。

第一方式是一种心力衰竭诊断装置，其使用基于横躺的被检查者的呼吸的检测信号得到的且利用了呼吸频率的标准偏差的指标来诊断心力衰竭，其中，所述心力衰竭诊断装置具有：柔性的压电型传感器片，其输出与输入振动相应的所述检测信号；呼吸信号获取部，其从该压电型传感器片的该检测信号中提取由呼吸引起的振动频率的信号作为呼吸信号；以及功率谱运算部，其根据该呼吸信号求出呼吸频带的功率谱，所述心力衰竭诊断装置设置有信号修正部，所述信号修正部以使得在该功率谱中呼吸波形的一次频率分量的最大值相对于呼吸波形的二次频率分量的最大值为1.5倍以上的方式对该检测信号进行修正而成为该呼吸信号。

本发明人对代替呼吸气流传感器而采用压电型传感器的情况下的如上所述的心力衰竭诊断精度的问题进行了研究，结果得到了压电型传感器特有的输出特性是主要原因之一的见解。即，在基于压电型传感器所得到的呼吸的检测信号(呼吸信号)进行心力衰竭诊断时，利用根据呼吸信号求出的功率谱，将存在于呼吸频带的功率谱的峰值区域的信号用作呼吸的检测信号。因此，在压电型传感器的灵敏度的频率特性不平坦的情况下，成为呼吸信号的功率谱失真的形式。该失真对呼吸信号的标准偏差产生不良影响，对RSI值产生误差。特别是，一般的压电型传感器具有由该传感器的绝缘电阻和静电电容产生的高通滤波器特性，在包含呼吸信号频带的低频区域中，难以成为平坦的频率特性。

另一方面，呼吸信号的频谱具有包含低频区域的一次频率分量和高次频率分量的复杂的形状。因此，在压电型传感器的灵敏度的频率特性为高通滤波器特性的情况下，呼吸信号的频谱的高次分量被无意地强调而失真。由此可知，在上述的RSI值的计算时，存在包含二次分量而作为呼吸信号来处理的隐患，存在无法准确地检测呼吸频率的情况。即，为了高精度地计算RSI值，需要使压敏传感器的频率特性平坦。

在此，在本方式的心力衰竭诊断装置中，新采用了以使得在功率谱中将呼吸波形的一次频率分量成为比二次频率分量充分大的方式进行修正的信号修正部。通过该信号修正部，能够更准确地反映本来的呼吸信号即检测信号中的呼吸频率的一次分量，特别是能够抑制呼吸频率的二次分量引起的不良影响而获取功率谱。因此，例如在通过从得到的功率谱中获取利用了标准偏差的、与“呼吸周期的规则性”有关的指标来评价呼吸周期的随时间的变动或稳定性从而进行心力衰竭的诊断时，通过采用压电型的压敏传感器导致的对被检查者的非侵袭性、非限制性，不会有损无不适感的良好使用感，能够实现诊断精度的提高。

另外，与静电电容型的传感器、空气式等其他方式的传感器相比，一般地，压电型的传感器的灵敏度高且容易检测呼吸信息。进一步地，由于没有基于静态负荷导致的偏置信号，因此检测信号(呼吸信号)不会受到被测定者的体重、压电型传感器的铺设方式的影响，与上述的其他方式的传感器相比，具有容易进行信号处理的优点。

再有，压敏传感器不需要约束患者，特别是本申请中提出的压电型的压敏传感器的灵敏度高，即使在床单下、床垫下也能够测量，因此能够减少给患者带来的负担。

第二方式在第一方式所涉及的心力衰竭诊断装置的基础上，所述压电型传感器片具有压电层和电极层，该压电层由橡胶弹性体形成。

一般而言，与橡胶弹性体制的压电型传感器相比，陶瓷制、合成树脂制的压电型传感器的截止频率容易成为低频，但柔性低，患者容易感到不适。因此，在本方式的心力衰竭诊断装置中，作为压电型传感器的材质，采用截止频率容易成为高频的橡胶弹性体，并且通过采用所述的信号修正部，能够高精度地检测被检查者的呼吸周期。因此，能够确保被检查者的呼吸信号的检测精度以及心力衰竭的诊断精度，并且能够采用柔性的压电型片材，能够进一步减轻使用时的被检查者的不适感。

第三方式在所述第二方式所涉及的心力衰竭诊断装置的基础上，所述压电型传感器片的所述压电层由具有10⁹Ω·cm以上的体积电阻率的高电阻橡胶材料构成。

在本方式的心力衰竭诊断装置中，通过采用电阻值比较高的橡胶材料作为压电层，能够使得一般由1/(2πRC)决定的压电型传感器中的低频侧的截止频率(截断频率)为更低的频率。因此，能够抑制呼吸波形的一次频率分量中的呼吸信号的衰减，还能够有效地避免由信号修正部的大幅修正引起的噪声的放大等的担忧。

第四方式在所述第一方式至第三方式中任一方式所涉及的心力衰竭诊断装置的基础上，所述信号修正部构成为包含数字滤波器，所述数字滤波器使得0.1Hz～0.5Hz之间的最大功率相对于最小功率之比为5以下。

根据本方式的心力衰竭诊断装置，在诊断心力衰竭时被认为有效的呼吸频带中，例如在通过从得到的功率谱中获取利用了标准偏差的、与“呼吸周期的规则性”有关的指标来评价呼吸周期的随时间的变动或稳定性从而进行心力衰竭的诊断时，能够实现有效的检测信号的检测精度。

发明效果

根据本发明的心力衰竭诊断装置，通过采用压电型传感器片，能够抑制测定时被检查者的不适感而实现良好的使用感，并且使用利用了基于压电型传感器片的检测信号而得到的呼吸频率的标准偏差的指标，从而高精度地诊断与心力衰竭相关的信息。

附图说明

图1是用于说明作为本发明的一个实施方式的心力衰竭诊断装置的说明图。

图2是用于说明构成图1所示的心力衰竭诊断装置的压电型传感器片的说明图。

图3是表示构成图2所示的压电型传感器片的传感器主体的俯视图。

图4是图3中的IV-IV剖视图。

图5是表示伴随振动被输入到压电型传感器片而得到的数字量与时间之间的关系的具体的一个例子的曲线图。

图6是用于说明使用图1所示的心力衰竭诊断装置进行心力衰竭的诊断为止的步骤的说明图。

图7是表示构成信号修正部的数字滤波器的特性的具体的一个例子的曲线图。

图8是表示在信号修正部中修正后的传感器的输出特性的具体的一个例子的曲线图。

图9是将在信号修正部中未采用数字滤波器的情况下的传感器的输出特性的具体的一个例子作为参考而表示的曲线图。

图10是表示由功率谱运算部针对在信号修正部中修正后的信号而计算出的功率谱的曲线图。

图11是表示对使用者在床上的状态进行检测的机构的具体的一个例子的曲线图。

具体实施方式

以下，为了更具体地明确本发明，参照附图对本发明的实施方式进行详细说明。

首先，在图1中示出了作为本发明的一个实施方式的心力衰竭诊断装置10。该心力衰竭诊断装置10构成为包含：压电型传感器片12，其被输入与作为被检查者即使用者的患者P的呼吸、心脏的律动等相伴的身体的微小的体动(振动)，并输出与该输入振动相应的检测信号；以及解析装置14，其对从压电型传感器片12输出的检测信号进行解析。

更详细地，压电型传感器片12具有例如如图2所示的结构，并具备大致矩形片状的柔性的传感器主体16。如图3、图4所示，该传感器主体16具备压电层18、在该压电层18的压敏方向的两侧面以重叠状态配置的一对电极层20a、20b以及一对保护层22a、22b。

作为压电层18的材质，能够采用陶瓷、合成树脂、橡胶弹性体(包含Elastomer)等，但在本实施方式中，由体积电阻率ρv比陶瓷、合成树脂小的橡胶弹性体构成。若体积电阻率小，则截止频率例如在比由呼吸引起的振动频率的下限的频率靠高频侧，成为由呼吸引起的振动频带中的低频侧的频率，因此存在对呼吸信号的一次频率分量的检测造成障碍的隐患。因此，优选增大橡胶弹性体的电阻值，将截止频率设为例如比由呼吸引起的振动频率的下限的频率靠低频侧。具体而言，压电层18的体积电阻率ρv优选为10⁹Ω·cm以上，更优选为10¹⁰Ω·cm以上。

作为压电层18采用的橡胶弹性体没有限定，例如优选使用选自交联橡胶以及热塑性弹性体中的一种以上，例如可以列举聚氨酯橡胶、硅橡胶、丁腈橡胶(NBR)、氢化丁腈橡胶(H-NBR)、丙烯酸橡胶、天然橡胶、异戊二烯橡胶、乙烯-丙烯-二烯橡胶(EPDM)、乙烯-乙酸乙烯酯共聚物、乙烯-乙酸乙烯酯-丙烯酸酯共聚物、丁基橡胶、苯乙烯-丁二烯橡胶、氟橡胶、表氯醇橡胶等。另外，也可以使用导入官能基等而改性的弹性体。作为改性弹性体，例如优选具有选自羧基、羟基、氨基中的一种以上的氢化丁腈橡胶。

另外，压电层18包含压电粒子。压电粒子为具有压电性的化合物的粒子。作为具有压电性的化合物，已知具有钙钛矿型的晶体结构的强电介质，例如可优选采用钛酸钡、钛酸锶、铌酸钾、铌酸钠、铌酸锂、铌酸钾钠、铌酸钾钠锂、锆钛酸铅(PZT)、钛酸锶钡(BST)、钛酸铋镧(BLT)、钽酸铋锶(SBT)中的一种或两种以上的混合物。

电极层20a、20b优选具有能够追随压电层18而变形的柔性。这样的电极层20a、20b例如能够由在粘合剂中混合了导电材料的导电材料、导电性纤维等形成。作为粘合剂，能够采用与构成上述的压电层18的交联橡胶以及热塑性弹性体相同的材质。

另外，对电极层20a、20b中混合的导电材料没有限定，例如可以从由银、金、铜、镍、铑、钯、铬、钛、铂、铁和它们的合金等构成的金属粒子、由氧化锌、氧化钛等构成的金属氧化物粒子、由碳酸钛等构成的金属碳化物粒子、由银、金、铜、铂以及镍等构成的金属纳米线、炭黑、碳纳米管、石墨、薄层石墨、石墨烯等导电性碳材料中适当选择。

保护层22a、22b的材质没有限定，但优选在柔性的基础上还具有电绝缘性、耐久性、生物体亲和性。

在本实施方式中，压电层18、电极层20a、20b、保护层22a、22b均为薄壁的矩形板状，在压电层18的厚度方向两侧固接有电极层20a、20b，并且在这些压电层18以及电极层20a、20b的厚度方向两侧固接有保护层22a、22b。由此，压电层18及电极层20a、20b不向外部露出，而埋设于保护层22a、22b的内部。通过该结构，传感器主体16形成为薄壁的大致矩形片状。

并且，在传感器主体16的宽度方向中央部分，压电层18与电极层20a、20b在厚度方向上重叠的区域被设为感压部24，通过对该感压部24施加负荷而产生电荷。需要说明的是，感压部24既可以在整体上形成为一个结构体，也可以形成为在面方向上被分割为多个感压部的单元结构体。

另外，本实施方式的压电型传感器片12具备控制器26和连接器28，电极层20a、20b和控制器26通过配线30a、30b电连接，并且控制器26经由连接器28与家庭用电源或者电池等电连接而被供给电源。

控制器26具备：将从压电型传感器片12产生的电荷转换为电压的电荷放大器、将由电荷放大器转换后的电压输出转换为数字信号的A/D转换部。另外，控制器26具备信号放大部，例如能够适当对从压电型传感器片12产生的电荷、由电荷放大器转换后的电压、由A/D转换部转换后的数字信号等进行放大。进一步地，控制器26具有将测量出的数据通过例如wi-fi(注册商标)、bluetooth(注册商标)等无线通信向后述的智能手机32传送的功能。

本实施方式的解析装置14构成为包含智能手机32。智能手机32是便携电话机，具备中央运算装置(CPU)、RAM、ROM、作为显示画面的显示器等硬件构成，还具有一般的智能手机所具有的通话功能、数据通信功能等。

并且，从控制器26传送到智能手机32的数据进一步从智能手机32传送到云34(服务器上)。发送到云34上的数据通过后述的功率谱运算部(RST计算部44)进行解析，从而计算RSI。计算出的RSI成为被传送到智能手机32而由患者P自身确认、或者被传送到医院而供医生判断心力衰竭的经过的材料。

在此，在本实施方式中，压电型传感器片12以在患者P横躺的床36的宽度方向上延伸的方式配置。特别地，在本实施方式中，压电型传感器片12具备长度能够调节的带部38，带部38卷绕在床36的床垫上，压电型传感器片12固定在床垫上，并且固定有该压电型传感器片12的床垫上覆盖有床单。由此，患者P不与压电型传感器片12直接接触而横躺在压电型传感器片12上，在本实施方式中，压电型传感器片12设置在患者P的胸部附近。

并且，当随着患者P的呼吸、心脏的律动等而向压电型传感器片12的感压部24输入微小的体动(振动)时，在压电层18产生电荷，并且该产生的电荷被控制器26的电荷放大器转换为电压。之后，通过A/D转换器将电压转换为数字量。在图5的曲线图中示出在控制器26中检测出的数字量与时间的关系之间的具体的一个例子。

以下，示出图6来说明通过解析装置14对伴随患者P的呼吸、心脏的律动而检测的信号(检测信号)进行解析的步骤的具体的一个例子。

首先，在患者P横躺在床36上的状态下，伴随着患者P的呼吸、心脏的律动等的微小的体动(振动)被输入到压电型传感器片12的感压部24，从而与该振动的大小(振幅)相应的电荷(信号)由控制器26随时间地检测。然后，由控制器26检测出的信号经由数字滤波器输出为呼吸信号。

即，为了通过数字滤波器而使压电型传感器片12的输出特性大致平坦，对转换为数字信号的数据(检测信号)进行使低频侧放大或使高频侧衰减的修正处理。该数字滤波器所进行的修正处理可以由控制器26进行，也可以由导入了适当的程序(应用)的智能手机32、云34进行。表示具体的数字滤波器的处理的数学式(修正式)等没有限定，但在图7中示出数字滤波器的输出特性的具体的一个例子。

需要说明的是，由于压电型传感器片12在生产上多少会产生偏差，因此优选还考虑该偏差来设定上述修正式。因此，数字滤波器的修正式也可以根据所得到的检测信号等，在最初的测定时、或者具有测定的程度、预定的测定间隔、时间间隔等而适当设定。

其结果是，由控制器26检测出的信号经由数字滤波器而具有图8所示的输出特性，被提取为修正后的检测信号(呼吸信号)。

需要说明的是，作为参考，在图9中示出不经由数字滤波器而输出的情况下的压电型传感器片12的输出特性。仍如图9所示，通过采用橡胶弹性体作为压电层18，在低频侧的0.5Hz附近具有截止频率，例如可看作0.1Hz附近的输出大幅降低。与此相对，通过利用数字滤波器对压电型传感器片12中的比截止频率靠低频侧的输出进行放大，从而如图8所示，例如与由人的呼吸引起的振动频率大致相当的0.1Hz～0.5Hz之间的输出特性成为大致平坦，0.1Hz～0.5Hz之间的最大功率与最小功率之比为5以下(5dB以下)。

顺便提及的是，在该0.1Hz～0.5Hz之间的最大功率与最小功率之比大于5的情况下，存在例如在后述的RST的计算时呼吸频率的高次谐波(二次频率分量)的影响变大，或者无法准确地计算RST的隐患。

根据这样以低频侧放大的方式修正并输出的呼吸信号，在至少包含呼吸频带(例如0.1Hz～0.5Hz)的频率下，通过频率解析来计算功率谱。将其结果示于图10。

在本实施方式中，在图10所示的功率谱中，基于呼吸波形的基波的一次频率分量的峰值(峰部)出现在大约0.25Hz的位置，并且作为高次谐波的二次频率分量的峰值(峰部)出现在大约0.5Hz的位置。

在该功率谱中，一次频率分量的最大值相对于二次频率分量的最大值为1.5倍以上。需要说明的是，在一次频率分量的最大值相对于二次频率分量的最大值小于1.5倍的情况下，二次频率分量的影响变大，存在无法准确地计算后述的RST的隐患。

然后，对于得到的功率谱，如上述专利文献1所记载的那样，计算患者P的呼吸频率的标准偏差(SD)，进一步地取该标准偏差(SD)的倒数(RSI)，由此得到呼吸周期的稳定度，进而得到作为表示心力衰竭疾病的重症度的指标的RST(呼吸稳定时间)。通过判定该RST的值例如相对于预定值是大还是小、或者相对于上次的测定时的RST的值变大还是变小等，能够判断心力衰竭疾病的重症度、发展度。

即，在本实施方式中，通过被调整为使频率特性大致平坦的数字滤波器，将由电荷放大器转换后的检测信号转换为呼吸信号，并将该呼吸信号通过经由智能手机32的互联网通信向云34传送。然后，所传送的数据被转换为功率谱，并且计算呼吸波形的标准偏差而求出RST。因此，在本实施方式中，从检测信号提取出由呼吸引起的振动频率的信号作为呼吸信号的呼吸信号获取部40、以及通过数字滤波器对由控制器26(压电型传感器片12)检测出的检测信号进行修正而作为呼吸信号的信号修正部42，它们由具备适当的程序(应用)的控制器26、智能手机32和云34中的至少一个构成(在图1中设置于控制器26)。另外，作为根据呼吸信号计算功率谱的功率谱运算部的RST计算部44构成为包含云34上的程序。

然而，发现心力衰竭疾病与睡眠质量之间存在相关关系。因此，优选的是，在得到上述RST的信息的基础上，还得到患者P是在床36上还是离开床36的信息。关于该是在床还是离床的判定，例如通过数字滤波器(例如，后述的提取4Hz以上的频率分量的高通滤波器、提取0.8Hz～2Hz的频率分量的带通滤波器)对由电荷放大器变换后的检测信号进行变换，通过在床离床判定部46对该信号判断是在床还是离床。该判断信号通过因特网通信被传送到云34上。即，在本实施方式中，在床离床判定部46由具备适当的程序(应用)的控制器26、智能手机32和云34中的至少一个构成(在图1中设置于控制器26)。

然后，如上述那样求出的RST和在床信息、离床信息也可以通过互联网通信被传送到在医院中医生可看到的系统，或者被传送到患者P的智能手机32。由此，医师能够观察RST、在床信息、离床信息，判断患者P是否存在心力衰竭的倾向，在判断为存在心力衰竭的倾向的情况下，实施药物的介入、去医院等适当的处置。

对患者P相对于床36是在床还是离床进行检测的具体手段没有限定，例如也可以如上述那样基于压电型传感器片12的检测信号来检测患者P相对于床36是在床还是离床。即，人的心律大约为1Hz，但伴随心律的身体的振动(心冲击)大约为4Hz以上，也可以经由对检测信号提取4Hz以上的频率分量的高通滤波器，如图11中的(a)所示那样检测心冲击，由此判断为患者P在床36上。或者，也可以经由对由心冲击引起的4Hz以上的频率分量进一步提取0.8Hz～2Hz的频率分量的带通滤波器，由此如图11中的(b)所示那样检测心律，通过检测心律来判断为患者P在床36上。需要说明的是，例如在未检测到这些心冲击、心律的情况下，判断为患者P处于离床状态。

在RST的信息的基础上，也可以通过如上述那样判定患者P相对于床36是在床还是离床来判断心力衰竭疾病的重症度。即，如国际公开第2011/019091号中也记载的那样，发现心力衰竭患者的睡眠质量降低。由此，例如在尽管确保了夜间充分的睡眠时间但白天也在床36上卧床(无论是否处于睡眠状态)的情况下，在床时间以及离床时间等信息能够有助于判断心力衰竭疾病的重症度。特别是，在心力衰竭患者和健康人中，睡眠中的RST可见差异，因此，例如也可以在从检测到在床起经过30分钟、1小时等预定时间后，通过将推定为入睡的患者P的RST与健康人的RST进行比较来判断心力衰竭疾病的重症度。

这样的患者P相对于床36是在床还是离床的判定，可以如上述那样基于压电型传感器片12的检测信号来判定，但也可以通过另外设置例如日本特开2015-8920号、国际公开第2015/186182号所记载的压力传感器来检测患者P的体压，从而判断为患者P在床36上。

在如上所述的本实施方式的心力衰竭诊断装置10中，作为对由患者P的呼吸引起的振动进行检测的传感器，采用压电层18由橡胶弹性体构成的柔性的压电型传感器片12。因此，压电型传感器片12可以根据患者P的体形容易地变形，并且可以降低横躺在床36上的患者P感到不适、不快的可能性。

然而，通过由橡胶弹性体构成压电层18，难以得到低频侧的信号。因此，通过设置信号修正部42来进行放大功率谱中的低频侧这样的修正，能够避免高次谐波的影响，因此能够更准确地计算RST，能够更可靠地进行心力衰竭疾病的重症度的判断。

具体而言，压电层18由10⁹Ω·cm以上的高电阻的橡胶弹性体构成，由此能够更稳定地得到低频侧的信号。

另外，通过在信号修正部42中设置数字滤波器来放大呼吸信号的低频侧，能够稳定地得到在由橡胶弹性体构成压电层18的情况下而难以得到的低频侧的信号，能够更准确地进行RST的计算以及心力衰竭的判断。

进一步地，在本实施方式中，心力衰竭的重症度等不仅根据RST，还根据患者P相对于床36的在床以及离床的检测结果来判定。特别是，在本实施方式中，基于压电型传感器片12的检测信号来检测患者P相对于床36的在床以及离床，因此不需要另外设置特别的结构，能够以简单的构造进行更准确的诊断。

进一步地，由于传感器灵敏度可能根据压电型传感器片12的生产上的偏差、外部环境等而变化，因此可以通过考虑该变化来设置修正公式来抑制传感器灵敏度的偏差。

以上，对本发明的实施方式进行了说明，但本发明并不被该实施方式中的具体的记载限定性地解释，能够以基于本领域技术人员的知识施加了各种变更、修正、改良等的方式来实施。

在所述实施方式中，采用数字滤波器作为对低频侧的信号进行放大修正的机构，但也可以采用模拟滤波器。由此，可实现反应性(灵敏度)的提高。但是，如所述实施方式那样，通过采用数字滤波器，能够实现部件个数、成本的削减，在模拟滤波器中，由于存在由温度湿度引起的特性变化、由部件批次引起的特性的偏差等，因此优选数字滤波器。

需要说明的是，本发明所涉及的心力衰竭诊断装置的使用者不限于例如在医院住院或去医院接受治疗的患者，也可以通过在自家使用心力衰竭诊断装置计算RST，根据其结果掌握心力衰竭疾病的重症度，根据需要在医院等接受适当的治疗。

附图标记说明:

10：心力衰竭诊断系统；

12：压电型传感器片；

14：解析装置；

16：传感器主体；

18：压电层；

20a、20b：电极层；

22a、22b：保护层；

24：感压部；

26：控制器；

28：连接器；

30a、30b：配线；

32：智能手机；

34：云；

36：床；

38：带部；

40：呼吸信号获取部；

42：信号修正部；

44：RST计算部(功率谱运算部)；

46：在床离床判定部；

P：患者(使用者)。