JP2016174642A - ウェアラブル型心電信号生成装置、心電信号生成方法、およびプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】使い勝手がよく、精確に心電測定できるウェアラブル型心電信号生成装置、心電信号生成方法、およびプログラムを提供する。
【解決手段】ウェアラブル型心電信号生成装置１００は、メガネ型フレーム形状をなし、鼻パッドに設けられた参照電極１１２とモダンに設けられた２つの測定電極１１１ａ，１１１ｂとを備えたウェアラブル部材１１０と、参照電極１１２および２つの測定電極１１１ａ，１１１ｂそれぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号から心電信号を取得する信号処理部１２０と、を備える。信号処理部１２０は、アナログの生体電気信号をＡ／Ｄコンバータでデジタル変換したデータを、ＦＩＦＯメモリを用いてデータ出力部で移動平均を算出して、算出した移動平均を心電信号生成部でアナログ変換することで、商用電源ノイズを除去して心電信号を取得する。
【選択図】図１

Description

本発明は、精確に心電測定できるウェアラブル型心電信号生成装置、心電信号生成方法、およびプログラムに関する。

心拍測定は単位時間当たりの脈拍数だけでなく、運動負荷の解析、心拍揺らぎからの呼吸曲線、ストレス解析等スポーツ科学や健康管理の為に非常に有用な測定項目である。そのため、心拍測定は、心疾患の診断や検査のために安静時に行うだけでなく、ジョギングや歩行等の運動時に行うのも有用である。

一般に、運動中の心拍計測は、心電計の電極を生体に装着することによって計測された心電波形のピーク、例えばＰ波やＲ波等を用いて心拍数を検出する心電図法や、指や耳たぶ等の末梢血管に赤外線を照射し、その反射光が血流および吸光特性によって周期的に変動する光学的な変化から心拍とほぼ等価な脈拍を検出する光電脈波法等が一般的である。

心拍計測を簡便に行う装置として、スポーツ心電誘導法における測定電極を着衣に埋め込み、着るだけで心拍測定ができる「ｈｉｔｏｅ」（登録商標）（非特許文献１）、頭部および顔面に装着して心拍測定ができるヘッドギア装置（特許文献１参照）、耳介に装着して心拍測定ができる装置（特許文献２）、また首に装着して心拍測定ができる装置（特許文献３）等が提案されている。

特表２０１４−５０２１８１号公報 特開２００６−１０２１６１号公報 国際公開２００８／０７８３８０

着るだけで生体情報の連続計測を可能とする機能素材「ｈｉｔｏｅ」、インターネット［ＵＲＬ：ｈｔｔｐｓ：／／ｗｗｗ．ｎｔｔｄｏｃｏｍｏ．ｃｏ．ｊｐ／ｉｎｆｏ／ｎｅｗｓ＿ｒｅｌｅａｓｅ／２０１４／０１／３０＿００．ｈｔｍｌ］、＜平成２７年３月５日検索＞

しかしながら、頭部および顔面、耳介、首に装着する装置は、装着が容易で誰にでも使用しやすいが、心拍測定に用いる頭部、顔面、耳、および首に流れている電流は小さいために、周囲の商用電源で動作する機器から発生する商用電源ノイズや装着者の体動に影響を受けてしまい、病院内等の商用電源ノイズがキャンセルされている環境以外や運動中での心拍測定は困難であるという問題点があった。一方、「ｈｉｔｏｅ」は、体表面に電極を装着するため、頭部および顔面、耳介、首に装着する装置より精確に測定することができるが、人体に強く密着させる必要があるために拘束感や圧迫感といった不快感が伴ったり、着衣であるので洗濯が必要であるが耐久性の観点から洗濯回数が限られたりするために、使い勝手に難があるといった問題点があった。

そこで、本発明は、上記課題に鑑み、商用電源ノイズや体動による影響を受けることなく、使い勝手がよく、精確に心電測定できるウェアラブル型心電信号生成装置、心電信号生成方法、およびプログラムに関する。

本発明は、上記の課題を解決するために、以下の事項を提案している。なお、理解を容易にするために、本発明の実施形態に対応する符号を付して説明するが、これに限定されるものではない。

（１）本発明は、メガネ型フレーム形状をなすウェアラブル部材（例えば、図１のウェアラブル部材１１０に相当）と信号処理部（例えば、図１、図２の信号処理部１２０に相当）とからなり、前記ウェアラブル部材が、前記メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極（例えば、図１の参照電極１１２に相当）と、前記メガネ型フレームのモダンに設けられた２つの測定電極（例えば、図１の測定電極１１１ａ，１１１ｂに相当）と、を備え、前記信号処理部が前記参照電極および前記２つの測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換するＡ／Ｄコンバータ（例えば、図２のＡ／Ｄコンバータ１２２に相当）と、該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新されるファーストインファーストアウトメモリ（例えば、図２のファーストインファーストアウトメモリ１２３に相当）と、該ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し移動平均デジタルデータを出力するデータ出力手段（例えば、図２のデータ出力部１２４に相当）と、前記データ出力手段から出力された前記移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する心電信号生成手段（例えば、図２の心電信号生成部１２５に相当）と、を備えたことを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置を提案している。

（２）本発明は、メガネ型フレーム形状をなすウェアラブル部材（例えば、図９のウェアラブル部材１１０に相当）とイヤホン（例えば、図９のイヤホン２１０に相当）と信号処理部（例えば、図９の信号処理部１２０に相当）とからなり、前記ウェアラブル部材が、前記メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極（例えば、図９の参照電極１１２に相当）を備え、前記イヤホンが、それぞれのイヤホンと外耳との接触部位に測定電極（例えば、図９の測定電極１１１ａ，１１１ｂに相当）を備え、前記信号処理部が前記参照電極および前記測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換するＡ／Ｄコンバータ（例えば、図２のＡ／Ｄコンバータ１２２に相当）と、該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新されるファーストインファーストアウトメモリ（例えば、図２のファーストインファーストアウトメモリ１２３に相当）と、該ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し移動平均デジタルデータを出力するデータ出力手段（例えば、図２のデータ出力部１２４に相当）と、前記データ出力手段から出力された前記移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する心電信号生成手段（例えば、図２の心電信号生成部１２５に相当）と、を備えたことを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置を提案している。

（３）本発明は、（２）のウェアラブル型心電信号生成装置において、前記イヤホンが、インナーイヤー型またはカナル型であることを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置を提案している。

（４）本発明は、（１）から（３）のウェアラブル型心電信号生成装置おいて、前記参照電極および前記測定電極が、導電性樹脂により形成されていることを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置を提案している。

（５）本発明は、（１）から（４）のウェアラブル型心電信号生成装置おいて、前記Ａ／Ｄコンバータの前段に、前記アナログの生体電気信号を増幅するための増幅器を備えたことを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置を提案している。

（６）本発明は、（１）から（５）のウェアラブル型心電信号生成装置において、前記データ出力手段が、前記ファーストインファーストアウトメモリの更新前および更新後の差分デジタルデータと前回出力した移動平均デジタルデータから前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを算出することを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置を提案している。

（７）本発明は、メガネ型フレーム形状をなし、該メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極と、該メガネ型フレームのモダンに設けられた２つの測定電極とを備えるウェアラブル部材、および信号処理部を備えるウェアラブル型心電信号生成装置における心電信号生成方法であって、前記信号処理部は、Ａ／Ｄコンバータ、ファーストインファーストアウトメモリ、データ出力手段、および心電信号生成手段を備え、前記Ａ／Ｄコンバータが、前記参照電極および前記２つの測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換する第１のステップ（例えば、図８のステップＳ１，Ｓ３に相当）と、ファーストインファーストアウトメモリが、前記第１のステップで該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新される第２のステップ（例えば、図８のステップＳ４に相当）と、前記データ出力手段が、前記第２のステップで前記ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し前記移動平均デジタルデータを出力する第３のステップ（例えば、図８のステップＳ５に相当）と、前記心電信号生成手段が、前記第３のステップで出力された移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する第４のステップ（例えば、図８のステップＳ６に相当）と、を含むことを特徴とする心電信号生成方法を提案している。

（８）本発明は、メガネ型フレーム形状をなし、該メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極と、該メガネ型フレームのモダンに設けられた２つの測定電極とを備えるウェアラブル部材、および信号処理部を備えるウェアラブル型心電信号生成装置における心電信号生成方法をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、前記信号処理部は、Ａ／Ｄコンバータ、ファーストインファーストアウトメモリ、データ出力手段、および心電信号生成手段を備え、前記Ａ／Ｄコンバータが、前記参照電極および前記２つの測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換する第１のステップ（例えば、図８のステップＳ１，Ｓ３に相当）と、ファーストインファーストアウトメモリが、前記第１のステップで該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新される第２のステップ（例えば、図８のステップＳ４に相当）と、前記データ出力手段が、前記第２のステップで前記ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し前記移動平均デジタルデータを出力する第３のステップ（例えば、図８のステップＳ５に相当）と、前記心電信号生成手段が、前記第３のステップで出力された移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する第４のステップ（例えば、図８のステップＳ６に相当）と、をコンピュータに実行させることを特徴とするプログラムを提案している。

本発明によれば、商用電源ノイズや体動による影響を受けることなく、使い勝手がよいウェアラブル型装置で、精確に心電測定できるという効果がある。

本発明の第１の実施形態に係るウェアラブル型心電信号生成装置を示す図である。 本発明の第１の実施形態に係るウェアラブル型心電信号生成装置の信号処理部の機能構成を示す図である。 本発明の第１の実施形態に係るＦＩＦＯメモリの仕組みおよび格納データを示す図である。 本発明の第１の実施形態に係るデータ出力部の加算処理を示す図である。 商用電源ノイズ除去を行っていない心電図を示す図である。 本発明の第１の実施形態に係るデータ出力部で商用電源ノイズ除去を行った心電図を示す図である。 逐次比較型Ａ／Ｄコンバータでデジタル変換を行った場合の心電図を示す図である。 本発明の第１の実施形態にかかるウェアラブル型心電信号生成装置における心電信号生成処理フローを示す図である。 本発明の第２の実施形態に係るウェアラブル型心電信号生成装置を示す図である。

以下、図面を用いて、本発明の実施形態について詳細に説明する。なお、本実施形態における構成要素は適宜、既存の構成要素等との置き換えが可能であり、また、他の既存の構成要素との組合せを含む様々なバリエーションが可能である。したがって、本実施形態の記載をもって、特許請求の範囲に記載された発明の内容を限定するものではない。

＜第１の実施形態＞
図１は、本発明の第１の実施形態に係るウェアラブル型心電信号生成装置１００を示す図である。図１に示すようにウェアラブル型心電信号生成装置１００は、ウェアラブル部材１１０および信号処理部１２０とから構成される。

ウェアラブル部材１１０は、本実施形態においてメガネ型フレーム形状であって、鼻パッドに参照電極１１２、左右の両モダン部分に測定電極１１１ａ，１１１ｂが設けられている。また、図示していないが参照電極１１２と測定電極１１１ａ，１１１ｂと信号処理部１２０とは、電気的に接続されている。参照電極１１２はユーザの鼻に、測定電極１１１ａ，１１１ｂはそれぞれ左右の耳介の付け根付近と接触するように設けられている。なお、図１において参照電極１１２は装着時に右に位置する鼻パッドに設けられているが、装着時に左に位置する鼻パッドに設けられてもよいし、左右両方の鼻パッドに備えられていてもよい。

参照電極１１２および測定電極１１１ａ，１１１ｂは、心臓の拍動に伴って生じる微弱な電位を検出する電極であって、例えば、導電性樹脂により形成される。測定電極１１１ａ，１１１ｂは、一対の電極であって、それぞれの電位は参照電極１１２で検出された電位を基準電位として検出される。

信号処理部１２０は、測定電極１１１ａ，１１１ｂそれぞれで取得された電位を受信し、受信した電位に基づいて生成した心電信号を出力する。図１において、信号処理部１２０は、ウェアラブル部材１１０のテンプル部分に備えられているが、リム等の他の部位に備えられてもよい。また、信号処理部１２０は、ウェアラブル部材１１０から独立していて、別機器であってもよいし、携帯電話端末や腕時計といった他の装置に設けられていてもよい。なお、信号処理部１２０がウェアラブル部材１１０から独立している場合であっても、信号処理部１２０とウェアラブル部材１１０の参照電極１１２および測定電極１１１ａ，１１１ｂとは電気的に接続されている。

信号処理部１２０は、図２に示すように、アンプ１２１、Ａ／Ｄコンバータ１２２、ファーストインファーストアウト（ＦＩＦＯ）メモリ１２３、データ出力部１２４、および心電信号生成部１２５とから構成される。

アンプ１２１は、測定電極１１１ａ，１１１ｂそれぞれで取得された電位からなるアナログの生体電気信号（以下、アナログ生体電気信号という）を増幅し、出力する。なお、信号を増幅する必要がない場合には、アンプ１２１は不要である。本実施形態では、アンプ増幅率は１００倍程度に留めるのが望ましい。これは、胸部誘導や標準肢誘導による心電測定に比べ心電信号の振幅が小さく、また皮下に低導電率の頭蓋骨が存在することから、測定電極１１１ａ，１１１ｂそれぞれで取得された電位には商用電源ノイズが重畳しており、アンプ１２１から出力する生体電気信号が商用電源ノイズでＡ／Ｄコンバータ１２２の入力レンジからはみ出さないようにするためである。

例えば、アンプ１２１は、差動増幅回路を初段とする初段差動増幅器で増幅し、その後、交流成分のみ通して直流成分をカットするＤＣサーボによって心電信号に重畳している基線動揺を除去した後に更に増幅する。ここで、基線動揺とは、体の動きや呼吸により発生する低周波数のノイズをいう。また、心電信号には、筋肉を動かしたときに発生する比較的高周波数の筋電ノイズや商用電源ノイズも含まれている。そのため、アンプ１２１に、カットオフ周波数１００Ｈｚ〜１２０Ｈｚ程度のローパスフィルタ（ＬＰＦ）を備えることにより、筋電ノイズを除去することができる。商用電源ノイズについては、後述するデータ出力部１２４で除去する。なお、増幅、基線動揺の除去、筋電ノイズの除去には、従来技術を用いる。

Ａ／Ｄコンバータ１２２は、アンプ１２１から出力されたアナログ生体電気信号を所定のサンプリング周波数でデジタルデータに変換する。デジタルデータに変換されたアナログ生体電気信号は、以下、デジタル生体電気信号という。サンプリング周波数は、アナログ生体電気信号から除去対象の商用電源ノイズの周波数の整数倍であって、一般の地域ではラジオ、ＴＶ等の商用の電波がなくこれらの影響を受けにくい極極超長波〜極超長波と呼ばれる帯域である低速が望ましい。また、標本化理論によりサンプリング周波数の半分が帯域であるため、低速なサンプリング周波数はローパスフィルタとして作動して、デジタルデータへの変換時に同時に不要な高域周波数を除去することができる。

本実施形態においては、商用電源ノイズの周波数を関東等の５０Ｈｚ、１６ビット分解能とすると、サンプリング周波数は８００Ｈｚとなる。Ａ／Ｄコンバータ１２２で変換されたデジタル生体電気信号は商用電源ノイズが重畳しているので、１６サンプル周期で１周期が重畳している。なお、商用電源ノイズが６０Ｈｚの場合には、１３サンプル周期で１周期が重畳している。

商用電源ノイズは周期性ノイズであって、周期性ノイズは周期の整数倍のサンプルを加算すると正負足しあわされてゼロまたは一定の値となる。そこで、商用電源ノイズ周期数の整数倍の生体電気信号を加算することで、生体電気信号から商用電源ノイズの影響をキャンセルすることができる。この演算はＦＩＦＯメモリ１２３を用いれば、容易にリアルタイムに実行することができる。

ＦＩＦＯメモリ１２３は、Ａ／Ｄコンバータ１２２でデジタルデータに変換された１周期分のデジタル生体電気信号を格納する。ＦＩＦＯメモリ１２３は、商用電源ノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、整数倍の数に分割された１周期分のデジタル生体電気信号を順に格納して更新される。本実施形態においては、商用電源ノイズの周波数が５０Ｈｚ、サンプリング周波数が８００Ｈｚであるので、１６ビットのクロック信号毎に、１／１６周期の波形に対応するデジタル生体電気信号が順に、ＦＩＦＯメモリ１２３に格納される。

ここで、ＦＩＦＯメモリ１２３は、所定個数分のデータを一定時間幅分だけ蓄積をおこない、最初に到着したデータを一定時間経過後に取り出していくメモリであって、新しいデータが格納されると古いデータは出力されると同時に削除される。図３にＦＩＦＯメモリの仕組みと格納されるデータのイメージを示す。

本説明において、アナログ生体電気信号は（ａ）に示すようにＡ／Ｄコンバータ１２２において８ビット分解能でデジタル生体電気信号に変換され、ｄ_１〜ｄ_８のデジタル生体電気信号が出力されるとする。図３（ｂ）に示すようにデジタル生体電気信号の１周期分の８個のデータがＦＩＦＯメモリ１２３には格納され、数字が小さいものから順に格納されている。ＦＩＦＯメモリ１２３に、新たなデータとしてｄ_９が入力されると、もっとも古いｄ_１が出力されて、ｄ_１に変わってｄ_９が格納され、ＦＩＦＯメモリ１２３は更新される。

データ出力部１２４は、ＦＩＦＯメモリ１２３が更新される毎に、ＦＩＦＯメモリ１２３に格納されている１周期分のデジタル生体電気信号を移動平均した移動平均デジタルデータを出力する。

ここで、まず、加算の方法について説明する。ＦＩＦＯメモリ１２３に格納されるデジタル生体電気信号データをｄ_ｎで表し、ｎは０以上の整数であってＦＩＦＯ１２３メモリに入力された順を示すとする。ＦＩＦＯメモリ１２３に１周期分のデジタル生体電気信号が格納されると、データ出力部１２４は、ＦＩＦＯメモリ１２３に格納されているデータｄ_０〜ｄ_１５を加算した加算結果ｓｕｍ_０を算出し保存する。

そして、ＦＩＦＯメモリ１２３に新たなデジタルデータｄ_１６が入力されると、ＦＩＦＯメモリ１２３はｄ_０を出力して、ｄ_１６を格納して更新される。ＦＩＦＯメモリ１２３が更新されると、データ出力部１２４は、更新されたＦＩＦＯメモリ１２３に格納されているｄ_１〜ｄ_１６を加算した加算結果ｓｕｍ_１を算出し保存する。このように、新たなデジタルデータがＦＩＦＯメモリ１２３に入力されて、更新される度に、データ出力部１２４は、加算結果ｓｕｍ_ｘ（ｘ＝０，１，…）を算出し保存する。

しかしながら、ＦＩＦＯメモリ１２３が更新される度に、ＦＩＦＯメモリ１２３に格納されているデジタル生体電気信号を加算するのは演算負荷がかかってしまう。そこで、ＦＩＦＯメモリ１２３の更新前および更新後の差分デジタル生体電気信号と、前回のＦＩＦＯメモリ１２３の加算結果とから、ＦＩＦＯメモリ１２３更新後の加算結果を算出するのが望ましい。

図４を用いて具体的な処理について説明する。なお、本説明において、ＦＩＦＯメモリ１２３は８個のデジタル生体電気信号を格納し、すでに、ｄ_０〜ｄ_７が格納されているとする。このとき、ＦＩＦＯメモリ１２３にｄ_０〜ｄ_７が格納されているときには、加算結果ｓｕｍ１３０にはｄ_０〜ｄ_７を累積加算した値ｓｕｍ_０が入っている。Ａ／Ｄコンバータ１２２から新たなｄ_８が入力されると、まず、演算器１４１で、前回の加算結果ｓｕｍ_０と入力されたｄ_８とを加算する。次に、ＦＩＦＯメモリ１２３にｄ_８が入力されると、ＦＩＦＯメモリ１２３はｄ_０を出力し、ｄ_８を格納し、更新される。そして、演算器１４２で、演算器１４１から出力されたｓｕｍ_０＋ｄ_８からＦＩＦＯメモリ１２３から出力されたｄ_０を減算して、ＦＩＦＯメモリ更新後の加算結果ｓｕｍ_１を算出する。

そして、データ出力部１２４は、保存したデジタル生体電気信号の一周期分の加算結果、本実施形態においては１６個の加算結果の平均を、移動平均デジタルデータとして出力する。移動平均は、直近のｎ個のデータを平均し、その平均値を代表値として用いるフィルタであり、一種のローパスフィルタである。本実施形態では、サンプリング周波数８００Ｈｚにおける１６点の移動平均を用いており、カットオフ周波数は２２Ｈｚとなり、２２ＨＺ以上の高周波成分を除去することができる。

ところで、Ａ／Ｄコンバータ１２２でアナログ生体電気信号をデジタル信号に変換する際、サンプリング周波数の半分の周波数であるナイキスト周波数を越える周波数をもつアナログ信号がＡ／Ｄコンバータ１２２に入力された場合に、変換されたデジタル生体電気信号には折り返し雑音という別の高域ノイズ混入してしまう。折り返し雑音は、周波数軸上でナイキスト周波数を対称軸にして折り返した位置に信号が現われる。すなわち、本実施形態において、サンプリング周波数は８００Ｈｚであるので、折り返し雑音は４００Ｈｚ以上の帯域に信号が表われる。

上述したように、本実施形態において、カットオフ周波数は２２Ｈｚであるので、４００Ｈｚ以上の帯域に表われる折り返し雑音も十分にカットすることができる。なお、折り返し雑音の４００Ｈｚ以上の帯域と商用電源ノイズの周波数（５０Ｈｚ／６０Ｈｚ）とは大きくかけ離れていて、商用電源ノイズは正弦波であるので、相互に影響していることはなく、商用電源ノイズは移動平均により除去することができ、カットオフ周波数により折り返し雑音は除去できる。

心電図の基本波形はＰ波、ＱＲＳ波、Ｔ波、Ｕ波の４つの波で構成されている。その内、ピークが最も大きく鋭いＱＲＳ波は、０．６〜０．０１秒程度、周波数は１０〜１６Ｈｚ程度であるので、数十Ｈｚの帯域があれば十分に心電波形を判別可能である。よって、カットオフ周波数は２２Ｈｚであるので、ＱＲＳ波に必要な周波数帯１０〜１６Ｈｚは通過させることができ、十分に心電波形を判別可能である。

心電信号生成部１２５は、データ出力部１２４から出力された移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する。商用電源ノイズ除去を行っていない心電図を図５に、データ出力部１２４で商用電源ノイズ除去する処理を行った心電図を図６に示す。図５の心電信号では見えにくかったＱＲＳ波が、図６に示す商用電源ノイズが除去された心電信号ではＱＲＳ波がはっきりと見えているのがわかる。

本実施形態において、上述したＡ／Ｄコンバータ１２２は、ΣΔ変調方式を用いたΣΔ型であるのが望ましい。他の変調方式を用いた型、例えば、フラッシュ型や逐次比較型である場合には、量子化誤差を持つためにデータ出力部１２４でノイズ除去を行ってもノイズが残留する事があるためである。図７に、Ａ／Ｄコンバータ１２２が逐次比較型１２ビットであって、データ出力部１２４にて１６点移動平均を施して商用電源ノイズの除去処理を行った場合の心電図を示す。移動平均処理を実施すると、量子化ノイズはｎ個の加算で量子化ノイズは１／√ｎになるのでノイズが残留してしまう。そのため、図７に示すように、残留してしまったノイズによるひげ状の細かなスパイクが心電図に表われてしまう。

図８は、本実施形態に係るウェアラブル型心電信号生成装置１００における心電信号生成処理フローを示す図である。

まず、ステップＳ１において、測定電極１１１ａ，１１１ｂおよび参照電極１１２それぞれが電位を取得し、取得した電位をアンプ１２１に出力する。なお、アンプ１２１を備えない場合には、Ａ／Ｄコンバータ１２２に送信する。

次に、ステップＳ２において、アンプ１２１は、測定電極１１１ａ，１１１ｂから取得した電位からなるアナログ生体電気信号を増幅し、Ａ／Ｄコンバータ１２２に出力する。

次に、ステップＳ３において、Ａ／Ｄコンバータ１２２は、ステップＳ２で増幅されたアナログ生体電気信号を、デジタル生体電気信号に変換する。

次に、ステップＳ４において、ＦＩＦＯメモリ１２３は、ステップＳ３で変換されたデジタル生体電気信号の１周期分のデータを格納し、商用電源ノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、１周期分を整数倍に分割したデジタル生体電気信号を時系列に格納して更新する。

次に、ステップＳ５において、データ出力部１２４は、ステップＳ４でＦＩＦＯメモリ１２３が更新される毎に、ＦＩＦＯメモリ１２３に格納されている１周期分のデジタル生体電気信号を移動平均した移動平均デジタルデータを出力する。

次に、ステップＳ６において、心電信号生成部１２５が、第５のステップで出力された移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する。

以上、説明したように、本実施形態によれば、メガネ型フレーム形状であって、使い勝手がよいウェアラブル型装置を提供することができるとともに、心電信号に重畳している商用電源ノイズや体動に伴うノイズを効率的に除去することで、精確な心電測定できる。

＜第２の実施形態＞
図９を用いて、本発明の第２の実施形態について説明する。本実施形態においては、ウェアラブル型心電信号生成装置は、メガネ型フレーム形状、イヤホン、および信号処理部を備える。なお、第１の実施形態と同一の符号を付す構成要素については、同一の機能を有することから、その詳細な説明は省略する。

図９は、本発明の第２の実施形態に係るウェアラブル型心電信号生成装置２００の機能構成を示す図である。図９に示すようにウェアラブル型心電信号生成装置２００は、ウェアラブル部材１１０、イヤホン２１０、および信号処理部１２０とから構成される。

ウェアラブル部材１１０は、本実施形態においてメガネ型フレーム形状であって、鼻パッドに参照電極１１２が設けられている。参照電極１１２は、ユーザの鼻に接触するように設けられている。なお、図９において参照電極１１２は装着時に右に位置する鼻パッドに設けられているが、装着時に左に位置する鼻パッドに設けられてもよいし、左右両方の鼻パッドに備えられていてもよい。

イヤホン２１０は、外耳または外耳道に接触する形状であればよく、インナーイヤー型またはカナル型である。イヤホン２１０は、外耳または外耳道との接触部位に一対の測定電極１１１ａ，１１１ｂが設けられている。

以上、説明したように、本実施形態によれば、メガネ型フレーム形状とイヤホンとを組み合わせた、使い勝手がよいウェアラブル型装置を提供することができる。

なお、ウェアラブル型心電信号生成装置の処理をコンピュータシステムが読み取り可能な記録媒体に記録し、この記録媒体に記録されたウェアラブル型心電信号生成装置に読み込ませ、実行することによって本発明のウェアラブル型心電信号生成装置を実現することができる。ここでいうコンピュータシステムとは、ＯＳや周辺装置等のハードウェアを含む。

また、「コンピュータシステム」は、ＷＷＷ（Ｗｏｒｌｄ Ｗｉｄｅ Ｗｅｂ）システムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）も含むものとする。また、上記プログラムは、このプログラムを記憶装置等に格納したコンピュータシステムから、伝送媒体を介して、あるいは、伝送媒体中の伝送波により他のコンピュータシステムに伝送されてもよい。ここで、プログラムを伝送する「伝送媒体」は、インターネット等のネットワーク（通信網）や電話回線等の通信回線（通信線）のように情報を伝送する機能を有する媒体のことをいう。

また、上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであってもよい。更に、前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合せで実現できるもの、いわゆる差分ファイル（差分プログラム）であってもよい。

以上、この発明の実施形態につき、図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計等も含まれる。

１００ ウェアラブル型心電信号生成装置
２００ ウェアラブル型心電信号生成装置
１１０ ウェアラブル部材
１１１ａ 測定電極
１１１ｂ 測定電極
１１２ 参照電極
１２０ 信号処理部
１２１ アンプ
１２２ Ａ／Ｄコンバータ
１２３ ＦＩＦＯメモリ
１２４ データ出力部
１２５ 心電信号生成部
２１０ イヤホン

Claims (8)

1. メガネ型フレーム形状をなすウェアラブル部材と信号処理部とからなり、
   前記ウェアラブル部材が、
   前記メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極と、
   前記メガネ型フレームのモダンに設けられた２つの測定電極と、
   を備え、
   前記信号処理部が、
   前記参照電極および前記２つの測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換するＡ／Ｄコンバータと、
   該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新されるファーストインファーストアウトメモリと、
   該ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し移動平均デジタルデータを出力するデータ出力手段と、
   前記データ出力手段から出力された前記移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する心電信号生成手段と、
   を備えたことを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置。
2. メガネ型フレーム形状をなすウェアラブル部材とイヤホンと信号処理部とからなり、
   前記ウェアラブル部材が、
   前記メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極を備え、
   前記イヤホンが、
   それぞれのイヤホンと外耳との接触部位に測定電極を備え、
   前記信号処理部が、
   前記参照電極および前記測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換するＡ／Ｄコンバータと、
   該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新されるファーストインファーストアウトメモリと、
   該ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し移動平均デジタルデータを出力するデータ出力手段と、
   前記データ出力手段から出力された前記移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する心電信号生成手段と、
   を備えたことを特徴とするウェアラブル型心電信号生成装置。
3. 前記イヤホンが、インナーイヤー型またはカナル型であることを特徴とする請求項２に記載のウェアラブル型心電信号生成装置。
4. 前記参照電極および前記測定電極が、導電性樹脂により形成されていることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載のウェアラブル型心電信号生成装置。
5. 前記Ａ／Ｄコンバータの前段に、前記アナログの生体電気信号を増幅するための増幅器を備えたことを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載のウェアラブル型心電信号生成装置。
6. 前記データ出力手段が、前記ファーストインファーストアウトメモリの更新前および更新後の差分デジタルデータと前回出力した移動平均デジタルデータから前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを算出することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれかに記載のウェアラブル型心電信号生成装置。
7. メガネ型フレーム形状をなし、該メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極と、該メガネ型フレームのモダンに設けられた２つの測定電極とを備えるウェアラブル部材、および信号処理部を備えるウェアラブル型心電信号生成装置における心電信号生成方法であって、
   前記信号処理部は、Ａ／Ｄコンバータ、ファーストインファーストアウトメモリ、データ出力手段、および心電信号生成手段を備え、
   前記Ａ／Ｄコンバータが、前記参照電極および前記２つの測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換する第１のステップと、
   ファーストインファーストアウトメモリが、前記第１のステップで該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新される第２のステップと、
   前記データ出力手段が、前記第２のステップで前記ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し移動平均デジタルデータを出力する第３のステップと、
   前記心電信号生成手段が、前記第３のステップで出力された移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する第４のステップと、
   を含むことを特徴とする心電信号生成方法。
8. メガネ型フレーム形状をなし、該メガネ型フレームの鼻パッドに設けられた参照電極と、該メガネ型フレームのモダンに設けられた２つの測定電極とを備えるウェアラブル部材、および信号処理部を備えるウェアラブル型心電信号生成装置における心電信号生成方法をコンピュータに実行させるためのプログラムであって、
   前記信号処理部は、Ａ／Ｄコンバータ、ファーストインファーストアウトメモリ、データ出力手段、および心電信号生成手段を備え、
   前記Ａ／Ｄコンバータが、前記参照電極および前記２つの測定電極それぞれから取得した電位からなるアナログの生体電気信号をデジタルデータに変換する第１のステップと、
   ファーストインファーストアウトメモリが、前記第１のステップで該デジタルデータに変換された前記生体電気信号の１周期分のデータを格納し、該生体電気信号から除去対象のノイズ周波数の整数倍のクロック信号毎に、該１周期分のデータを該整数倍の数に分割したデータを時系列に格納して更新される第２のステップと、
   前記データ出力手段が、前記第２のステップで前記ファーストインファーストアウトメモリが更新される毎に、前記ファーストインファーストアウトメモリに格納されている前記１周期分のデータを移動平均し移動平均デジタルデータを出力する第３のステップと、
   前記心電信号生成手段が、前記第３のステップで出力された移動平均デジタルデータをアナログデータに変換して心電信号を生成する第４のステップと、
   をコンピュータに実行させることを特徴とするプログラム。