JP2020130737A

JP2020130737A - スマートウェア

Info

Publication number: JP2020130737A
Application number: JP2019029817A
Authority: JP
Inventors: 成弘塩澤; Shigehiro Shiozawa; 後藤　大輔; Daisuke Goto; 大輔後藤
Original assignee: Ritsumeikan Trust
Current assignee: Ritsumeikan Trust
Priority date: 2019-02-21
Filing date: 2019-02-21
Publication date: 2020-08-31
Anticipated expiration: 2039-02-21
Also published as: JP7303534B2

Abstract

【課題】２つの電極によって生体電位及び生体インピーダンスを同時に計測できるスマートウェアを提供すること。【解決手段】着用時に着用者の体に当接するように衣服に設けられた第１電極３及び第２電極４と、生体インピーダンスを計測するための計測用電流を第１電極３及び第２電極４の間に印加する電流印加手段６１と、電流印加手段６１によって計測用電流が第１電極３及び第２電極４の間に印加された状態で第１電極３及び第２電極４の間の電極間電位差を計測する電位差計測手段６２と、電極間電位差から生体電位に対応する周波数成分を取り出す第１周波数フィルタ６３と、電極間電位差から計測用電流の印加によって発生した生体インピーダンスの算出用電位差に対応する周波数成分を取り出す第２周波数フィルタ６４と、算出用電位差に基づいて生体インピーダンスを算出する生体インピーダンス算出手段６６と、を備えることを特徴とするスマートウェア１。【選択図】図２

Description

本発明は、着るだけで着用者の心電図やその他の生体情報を計測することができるスマートウェアに関する。

近年、様々な分野において、身体に装着して使用されるコンピュータデバイスであるウェアラブルデバイスが注目されている。その中で期待されている分野の一つにヘルスケアやスポーツへの応用を中心とした生体計測がある。ウェアラブルデバイスによって手軽に生体情報を計測できるようになると、日常生活における体調管理や健康維持のための運動管理等、また、スポーツ現場におけるトレーニングの強度管理や効果の評価等への応用も期待できる。このようなウェアラブルデバイスの中で、着るだけで着用者の生体情報を計測できる衣服型のウェアラブルデバイスは、スマートウェアと呼ばれている。

上記技術分野において、特許文献１には、衣服の裏側の特定の位置に３つの電極が固着されており、着用者がその衣服を着用するだけで、着用者の体の特定の位置に電極が当接して、着用者の心電図を計測することができる心電図測定用衣服が開示されている。心電図は、心臓の活動に伴い生じる電位の変化を波形として示した生体情報であり、心疾患の診断や病状の把握等のため、医療現場では広く普及しているものである。また、心電図からは心拍数を算出することができ、心拍数によって、運動時の体への負荷を評価したり、心拍数の変動によって、自律神経系の活動の評価を行うこともできる。一般的な心電図の計測方法では、ディスポーザブル電極をテープや粘着性ゲル等の粘着素材によって体の特定の位置に貼付して計測が行われるため、電極の貼付位置に専門知識を要し、また、粘着素材によって皮膚がかぶれる等の問題があった。特許文献１の心電図測定用衣服は、このような問題を解決し、着るだけで簡便に心電図を測定することができるようになっている。

一方、ウェアラブルデバイスではないが、特許文献２には、同一の２つの電極により心拍情報と呼吸情報とを同時に取得できる生体信号計測装置が開示されている。心拍情報は心電図の波形や心拍数などの情報で、生体電位の計測によって取得でき、呼吸情報は、呼吸数、呼吸の深さ、呼吸の有無などの情報で、胸部の生体インピーダンスの計測によって取得できることが開示されている。特許文献２の生体信号計測装置では、ユーザの胸部にディスポーザブル電極等の貼付型の電極を２つ設置し、この２つの電極を用いて、生体電位の計測と、生体インピーダンスの計測とを、所定のタイミングで切り替えて時分割による計測を行い、それぞれの計測されたデータから、それぞれの計測されていない時間の区間の補間処理を行うことによって、心拍情報と呼吸情報という異なる生体情報を取得している。

特開２０１７−０９３９９７号公報特許第５５８７５２４号公報

上記のように、特許文献１には、心電図を簡便に計測できるスマートウェアが開示されている。しかし、特許文献１には、心電図以外の生体情報を取得することについては開示がない。スマートウェアによって、心電図のような１つの生体情報だけではなく、その他の生体情報についても併せて計測することができれば、複数の生体情報によって複合的な評価を行える等、より有用であると考えられる。そのためには、一般的には、取得しようとする生体情報に応じてセンサーとなる電極の数を増やせばよいと考えられるが、スマートウェアの場合、電極の数を増やすと、着心地が悪くなってしまったり、コストの増加にもつながるので、できるだけ電極の数は少ない方が好ましい。

特許文献２には、胸部に設定される２つの電極によって生体電位と生体インピーダンスとを計測することで、心拍情報と呼吸情報という複数の生体情報を取得できることが開示されている。しかし、特許文献２では、生体電位及び生体インピーダンスは２つの電極で計測するものの、時分割で生体電位と生体インピーダンスとを交互に切り替えて計測し、欠けた時間区分については補間処理による推定で補うというものであり、生体電位と生体インピーダンスとを同時に計測することはできなかった。生体電位と生体インピーダンスとを交互に切り替えて計測して補間処理を行う場合、切り換えるタイミングの制御が複雑になってしまったり、補間処理による推定に誤りが出る可能性もある。

本発明は上記事情に鑑みてなされたものであって、２つの電極によって生体電位及び生体インピーダンスを同時に計測できるスマートウェアを提供することを目的とする。

上記課題を解決するために、本発明に係るスマートウェアは、着用者に着用される衣服と、前記衣服の着用時に前記着用者の体に当接するように前記衣服に設けられた第１電極及び第２電極と、生体インピーダンスを計測するための計測用電流を前記第１電極及び前記第２電極の間に印加する電流印加手段と、前記電流印加手段によって前記計測用電流が前記第１電極及び前記第２電極の間に印加された状態で前記第１電極及び前記第２電極の間の電極間電位差を計測する電位差計測手段と、前記電位差計測手段によって計測された前記電極間電位差から生体電位に対応する周波数成分を取り出す第１周波数フィルタと、前記電位差計測手段によって計測された前記電極間電位差から前記計測用電流の印加によって発生した前記生体インピーダンスの算出に用いられる算出用電位差に対応する周波数成分を取り出す第２周波数フィルタと、前記第２周波数フィルタによって取り出された前記算出用電位差に基づいて前記生体インピーダンスを算出する生体インピーダンス算出手段と、を備えることを特徴とする。

好ましくは、前記衣服は、前記着用者の上半身に着用される衣服であって、前記第１電極及び前記第２電極は、前記衣服の着用時に前記着用者の胸部に当接するように前記衣服に設けられていることを特徴とする。

好ましくは、前記生体インピーダンス算出手段によって算出された前記生体インピーダンスに基づいて、前記着用者の呼吸情報を取得する呼吸取得手段を備えることを特徴とする。

好ましくは、前記生体インピーダンス算出手段によって算出された前記生体インピーダンスに基づいて、前記着用者の心拍出量情報を取得する心拍出量取得手段を備えることを特徴とする。

好ましくは、前記第１周波数フィルタによって取り出された前記生体電位に基づいて、前記着用者の心電図を取得する心電図取得手段を備えることを特徴とする。

好ましくは、前記衣服の着用時に前記着用者の体に当接するように前記衣服に設けられる接地電極をさらに備えることを特徴とする。

本発明に係るスマートウェアによると、第１電極及び第２電極が衣服に設けられており、着用者がその衣服を着用することで、第１電極及び第２電極が着用者の体に当接するようになっている。そして、電流印加手段によって、生体インピーダンスを計測するための計測用電流が、着用者の体に当接した第１電極及び第２電極の間に印加され、電位差計測手段によって、第１電極及び第２電極の間の電極間電位差が計測される。ここで電位差計測手段によって計測される電極間電位差は、生体の活動によって生じる生体電位と、電流印加手段による計測用電流の印加によって生じる生体インピーダンスの算出に用いられる算出用電位差と、が混成した状態となっている。第１周波数フィルタは、この電極間電位差から生体電位に対応する周波数成分を取り出す。また、第２周波数フィルタは、この電極間電位差から生体インピーダンスの算出用電位差に対応する周波数成分を取り出して、生体インピーダンス算出手段が、第２周波数フィルタによって取り出された算出用電位差に基づいて、生体インピーダンスを算出する。従って、本発明に係るスマートウェアによると、第１電極及び第２電極の２つの電極によって、生体電位と生体インピーダンスとを同時に計測することができる。また、本発明に係るスマートウェアは衣服型であるので、着用するだけで、そして着用している間は常に生体電位及び生体インピーダンスを計測できるため、簡便に長期間に渡って生体電位及び生体インピーダンスを計測できる。

好ましくは、着用者の上半身に着用される衣服に第１電極及び第２電極が設けられており、着用時に第１電極及び第２電極が着用者の胸部に当接するようになっているので、胸部の生体電位と胸部の生体インピーダンスとを同時に計測することができる。

好ましくは、生体インピーダンス算出手段によって算出された生体インピーダンスに基づいて、着用者の呼吸情報を取得する呼吸取得手段を備えるので、本発明に係るスマートウェアを着用するだけで簡便に呼吸数や呼吸の深さ等の呼吸情報を取得でき、長期間に渡って呼吸のモニタリングができるので、呼吸の疾患の発見等に用いることができる。また、運動時の呼吸情報から運動負荷の評価等にも用いることができる。

好ましくは、生体インピーダンス算出手段によって算出された生体インピーダンスに基づいて、着用者の心拍出量情報を取得する心拍出量取得手段を備えるので、本発明に係るスマートウェアを着用するだけで簡便に心臓の拍動による血液量等の心拍出量情報を取得でき、長期間に渡って心拍出量のモニタリングができるので、心臓の疾患の発見等に用いることができる。また、運動時の心拍出量情報から運動負荷の評価等にも用いることができる。

好ましくは、第１周波数フィルタによって取り出された生体電位に基づいて、着用者の心電図を取得する心電図取得手段を備えるので、本発明に係るスマートウェアを着用するだけで簡便に心電図を取得でき、長期間に渡って心電図のモニタリングができるので、心臓の疾患の発見等に用いることができる。また、取得された心電図から心拍数を算出できるので、運動時の心拍数から運動負荷の評価等にも用いることができる。

好ましくは、衣服の着用時に着用者の体に当接するように衣服に設けられる接地電極をさらに備えるので、計測する生体電位及び生体インピーダンスのノイズを少なくすることができる。

本発明の一実施形態に係るスマートウェアの概略外観図。本発明の一実施形態に係るスマートウェアの構成を示すブロック図。本発明の一実施形態に係るスマートウェアの実施例で用いた電流印加手段の回路図。本発明の一実施形態に係るスマートウェアの実施例で用いた電位差計測手段、第１周波数フィルタ及び第２周波数フィルタの回路図。本発明の一実施形態に係るスマートウェアの実施例で既知の抵抗を計測した結果を示す図。本発明の一実施形態に係るスマートウェアの実施例で計測した心電図の波形及び呼吸情報に対応する生体インピーダンスの変化を示す波形の図。本発明の一実施形態に係るスマートウェアの実施例で計測した心電図の波形及び心拍出量情報に対応する生体インピーダンスの変化を示す波形の図。

本発明の一実施形態について、以下、図面を参照しつつ説明する。図１に示すように、本実施形態に係るスマートウェア１は、衣服２と、衣服２に設けられる第１電極３及び第２電極４と、衣服２に取り付けられる計測装置６とを備える。スマートウェア１によると、着用者が衣服２を着ることで、第１電極３及び第２電極４が着用者の体の特定の位置に当接する。計測装置６は、着用者の体に当接している第１電極３及び第２電極４の２つの電極によって、着用者の生体電位と生体インピーダンスとを同時に計測し、複数の生体情報を取得することができる。以下、各構成要素について詳細に説明する。

衣服２は、着用者に着用される衣類であり、着用者の体に直接触れるような肌着が好適に用いられる。また、衣服２は着用者の体に密着して、着用者が体を動かした時にも、着用者の体の動作に合わせて密着した状態を保てるように伸縮性のある生地によって形成されていることが好ましい。本実施形態では着用者の上半身の体幹部に着用される肌着であるシャツを衣服２として用いた例を示している。

第１電極３及び第２電極４は、衣服２に固定されており、着用者が衣服２を着用した時に、着用者の体の特定の位置に当接するようになっている。第１電極３及び第２電極４は、生体電位及び生体インピーダンスの計測に用いる電極で、着用者が衣服２を着用している時は、常時、着用者の体に当接することになる。そのため、第１電極３及び第２電極４は、着用者の体に長時間当接していても皮膚のかぶれ等が起こりにくく、当接時の不快感が少ない乾式の電極となっている。第１電極３及び第２電極４は、衣服２が着用者に密着することによって、衣服２に設けられた第１電極３及び第２電極４も着用者の体に当接するようになっている。そのため、第１電極３及び第２電極４は、薄く柔軟性のある素材によって形成され、着用者の体動等によって衣服２が伸縮した場合にも、衣服２の伸縮に追従して伸縮できるように伸縮性に富み、伸長時でも高い導電性を有することが好ましい。このような伸縮性と導電性とを兼ね備えた電極としては、導電性繊維を布に織り込むまたは縫い付けることによるテキスタイル電極、導電性を有する高分子材料を電極材料にしたポリマー電極、ＰＥＤＯＴ−ＰＳＳ等の導電性高分子を布に含侵させた電極等があり、これらの電極を第１電極３及び第２電極４として用いることができる。

第１電極３及び第２電極４は、それぞれ配線３１及び配線４１によって計測装置６と接続される。配線３１及び配線４１は、必ずしも衣服２に固定される必要はないが、何かに引っ掛かったりして断線してしまうこと等を防ぐため、衣服２に固定されることが好ましい。配線３１及び配線４１が衣服２に固定される場合、配線３１及び配線４１についても、第１電極３及び第２電極４と同様に、伸縮性と導電性とを兼ね備えた素材により形成されることが好ましい。

本実施形態では、第１電極３、第２電極４、配線３１及び配線４１に、高い導電性と伸縮性とを有する導電性フィルムが２枚の絶縁フィルムによって挟まれて形成された素材である東洋紡社のＣＯＣＯＭＩ（登録商標）を用いている。第１電極３及び配線３１と、第２電極４及び配線４１とは、それぞれ一体として形成されており、衣服２の裏側に固定される。そのうち、第１電極３及び第２電極４に該当する部分はそれぞれ、着用者の体側の絶縁フィルムが取り除かれて、導電性フィルムが露出しており、露出した導電性フィルムが第１電極３及び第２電極４として着用者の体に当接する。配線３１及び配線４１に該当する部分はそれぞれ、絶縁フィルムによって外部との絶縁が保たれており、配線３１及び配線４１を介して、第１電極及び第２電極４と、計測装置６との間で電気信号をやり取りできるようになっている。第１電極３及び配線３１と、第２電極４及び配線４１とは、それぞれ一体として形成されているので、電極部と配線部との接続部に段差等が生じず、着用者の体に当接した時の段差による不快感を無くすことができる。

第１電極３及び第２電極４は、取得しようとする生体情報に応じて、その生体情報の取得に適した着用者の体の位置に当接するように、衣服２に固定されればよい。本実施形態では、第１電極３及び第２電極４の２つの電極を用いて、心電図、呼吸情報及び心拍出量情報の３つの生体情報を同時に取得する例を示す。心電図は、心臓の活動によって生じる電位の変化を波形として表した生体情報であり、第１電極３と第２電極４とを同程度に心起電力の影響を受ける位置に配置して、第１電極３及び第２電極４の間の生体電位を計測することで取得できる。呼吸情報は、呼吸数や呼吸の深さ等の呼吸に関する生体情報であり、空気は生体内の組織や体液等よりも電気伝導性が低く、呼吸によって空気が肺に吸入されたり排出されたりすることで、胸部の電気的抵抗を表す生体インピーダンスが変化するため、第１電極３及び第２電極４を胸部に配置して、第１電極３及び第２電極４の間の生体インピーダンスを計測することで取得できる。心拍出量情報は、心臓の拍動によって送り出される血液の量に関する生体情報であり、血液は生体内の他の組織よりも電気伝導性が高く、心臓から血液が送り出されることによって、心臓の周りの胸部の電気的抵抗を表す生体インピーダンスが変化するため、第１電極３及び第２電極４を胸部に配置して、第１電極３及び第２電極４の間の生体インピーダンスを計測することで取得できる。従って、第１電極３及び第２電極４は、着用者の胸部に当接するように設けられる。第１電極３及び第２電極４の間に着用者の心臓及び肺が挟まれるように、着用者の胸部の中心より左側に第１電極３が、着用者の胸部の中心より右側に第２電極４が、それぞれ当接するように設けられることが好ましい。着用者の体の前面の肋骨の中心線と、左前腋窩線と、第五肋骨上端、第八肋骨下端に囲まれた領域内のいずれかの位置に第１電極３が、着用者の体の前面の肋骨の中心線と、右前腋窩線と、第五肋骨上端、第八肋骨下端に囲まれた領域内のいずれかの位置に第２電極４が、それぞれ当接するように設けられることがさらに好ましい。

また、第１電極３及び第２電極４とは別に、接地電極５を設けてもよい。接地電極５は、生体電位及び生体インピーダンスの計測に用いられる電極ではなく、ノイズの少ない心電図等を取得するための接地として用いられる電極となっている。接地電極５は、衣服２に固定されて、衣服２を着用者が着た時に着用者の体に当接するように設けられる。接地電極５は、着用者の体の電位に変動が起こりにくく、また、後述するように第１電極３及び第２電極に印加される電流印加手段６１による計測用電流による影響を受けにくいような位置、例えば第１電極３及び第２電極４から離れた生体電位の発生の少ない骨の上等、に当接するように設けられることが好ましい。例えば、第１電極３及び第２電極４が胸骨下部の左右の肋骨辺りに当接するように設けられている場合には、接地電極５は、胸骨の上部辺りに当接するように設けられてよい。接地電極５は、配線５１によって、計測装置６に接続される。接地電極５及び配線５１は、第１電極３及び第２電極４と同様の素材で形成されていてよい。

計測装置６は、第１電極３及び第２電極４から電気信号を取得して、生体電位及び生体インピーダンスを計測する装置である。図１に示すように、計測装置６は、衣服２の表側に着脱自在に取り付けられる。計測装置６が衣服２に取り付けられた時、計測装置６は、配線３１及び配線４１に接続されるようになっている。接地電極５が設けられている場合には、計測装置６は配線５１にも接続されるようになっている。

図２に示すように、計測装置６は、計測部６０と、制御部７１と、記憶部７２と、通信部７３とを備え、それぞれがバス７４を介して互いにデータをやり取りできるように構成されている。計測部６０は、生体電位及び生体インピーダンスを計測し、生体情報を取得する。記憶部７２は、計測部６０で生体情報の取得のために用いられる各種プログラム等を記憶しており、また、計測部６０によって計測されたデータや取得されたデータを記憶する。通信部７３は、外部のスマートフォンやパソコン等の情報端末と無線または有線で接続されて、計測部６０によって取得された生体情報のデータ等、種々のデータの送受信を行う。制御部７１は、計測部６０、記憶部７２及び通信部７３の制御を行い、制御部７１の制御の下、各部における機能が実行される。

計測部６０は、電流印加手段６１と、電位差計測手段６２と、第１周波数フィルタ６３と、第２周波数フィルタ６４と、心電図取得手段６５と、生体インピーダンス算出手段６６と、呼吸取得手段６７と、心拍出量取得手段６８とを備える。

電流印加手段６１は、生体インピーダンスを計測するための計測用電流を第１電極３及び第２電極４に印加する。第１電極３及び第２電極４は着用者の体に当接しているので、電流印加手段６１によって印加される計測用電流は、第１電極３及び第２電極４の一方から他方に着用者の体内を通って流れる。この時、第１電極３及び第２電極４の間の着用者の体内の電気的抵抗を表す生体インピーダンスの大きさによって、計測用電流によって第１電極３及び第２電極４の間に生じる生体インピーダンスを算出するための算出用電位差が変化する。そのため、第１電極３及び第２電極４の間の算出用電位差を計測することで、第１電極３及び第１電極３の間の着用者の生体インピーダンスを算出することができる。電流印加手段６１によって印加される計測用電流は、交流電流で、周波数が１０ｋＨｚから１００ｋＨｚ程度で、実効値が０．１ｍＡ以下の定電流が用いられる。電流印加手段６１は、この定電流を作るための発振回路を有していてもよい。生体の活動によって発生する電気信号である生体電位の周波数は、おおよそ２ｋＨｚ以下（心電図は０．５ｋＨｚから１００Ｈｚ程度）であり、後に生体電位に起因する電気信号と生体インピーダンスの算出のための電気信号とを分離するため、電流印加手段６１により印加される計測用電流は、それよりも明らかに高い周波数となっている。また、実効値が１ｍＡ以上の電流が印加されると、人体はその電流を感じるようになるが、電流印加手段６１により印加される計測用電流は、人体が感じないような実効値の電流となっており、着用者に電流の印加を意識させずに長時間の計測が可能となっている。

電位差計測手段６２は、第１電極３及び第２電極４の間の電極間電位差を計測する。電位差計測手段６２で計測される電極間電位差は、電流印加手段６１の計測用電流によって第１電極３及び第２電極４の間に生じる生体インピーダンスを算出するための算出用電位差と、着用者の生体の活動によって第１電極３及び第２電極４の間に生じる生体電位に対応する電位差とが混成されたものとなっている。電位差計測手段６２は、電極間電位差を増幅するための増幅器を有していてもよい。接地電極５が設けられている場合は、電位差計測手段６２は、接地電極５に対する第１電極３の電位差と、接地電極５に対する第２電極４の電位差とから、ノイズが低減された電極間電位差を計測することができる。電位差計測手段６２によって計測された電極間電位差の信号は、第１周波数フィルタ６３及び第２周波数フィルタ６４にそれぞれ出力される。

第１周波数フィルタ６３は、電位差計測手段６２によって計測された電極間電位差から、生体電位に対応した周波数成分を取り出す。上述のように、生体電位に対応する周波数成分はおおよそ２ｋＨｚ以下の低い周波数となっている。そして、電流印加手段６１により印加される計測用電流は１０ｋＨｚから１００ｋＨｚの生体電位よりも高い周波数の定電流であり、計測用電流によって生じる生体インピーダンスの算出用電位差の周波数も計測用電流に対応した高い周波数となっている。そのため、第１周波数フィルタ６３は、生体電位に対応する低い周波数成分を通過させて、生体インピーダンスの算出用電位差に対応する高い周波数成分を遮断するような、例えば、２ｋＨｚ以下の周波数成分を通過させるローパスフィルタを有していてもよい。また、本実施形態では生体電位から心電図を取得するので、第１周波数フィルタ６３は、心電図に対応する周波数帯域、例えば１０Ｈｚ−２００Ｈｚ、を増幅する増幅回路を有していてもよい。第１周波数フィルタ６３を通過した信号は、心電図取得手段６５に送られる。

第２周波数フィルタ６４は、電位差計測手段６２によって計測された電極間電位差から、生体インピーダンスの算出用電位差に対応した周波数成分を取り出す。第２周波数フィルタ６４は、生体電位に対応する低い周波数成分を遮断して、生体インピーダンスの算出用電位差に対応する高い周波数成分を通過させるような、例えば、１０ｋＨｚ以上の周波数成分を通過させるハイパスフィルタを有していてもよい。また、第２周波数フィルタ６４は、生体インピーダンスの算出用電位差に対応する周波数帯域、例えば１０ｋＨｚ−２００ｋＨｚ、を増幅する増幅回路を有していてもよい。第２周波数フィルタ６４を通過した信号は、生体インピーダンス算出手段６６に送られる。

心電図取得手段６５は、第１周波数フィルタ６３から送られてきた生体電位に対応する周波数成分の電位差の信号を分析して心電図を取得する。心電図取得手段６５は、第１周波数フィルタ６３から送られてきた電位差の信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器を有していてもよい。心電図は、心臓の活動に生じる電位の変化を波形として表した生体情報で、第１周波数フィルタ６３から送られてきた生体電位に対応する周波数成分の電位差を時間でプロットすることで波形として取得できる。心電図取得手段６５で取得された心電図は、記憶部７２に記憶され、通信部７３を介して外部の情報端末に送信されて、該情報端末で心電図の波形を表示できるように構成されている。また、心電図取得手段６５は、心電図から心拍数を算出するための心拍数算出手段を有していてもよい。１回の心臓の拍動によって心電図には、主に、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波及びＴ波の波形が現れる。そのうち、Ｒ波は、心室の活動を表す波形で、一般的に最も大きな振幅を有する。そのため、隣り合うＲ波のピーク間の時間から、１回の心臓の拍動時間を算出することができる。心拍数は、単位時間中、一般的には１分間、の心臓の拍動の回数であるので、単位時間を１回の心臓の拍動時間で割ることで算出できる。心電図取得手段６５は、心電図の波形から、さらに目的とする波形を取得するための周波数フィルタを有していてもよい。例えば、心拍数の算出に重要なＲ波を取得することを目的とする場合には、例えば、１０Ｈｚ−１００Ｈｚを通過させるバンドパスフィルタを有していてもよい。それによって、心電図の信号から目的とする情報に対応する信号以外のノイズとなる信号を軽減することができ、より誤差の少ない目的とする情報を取得することができる。

生体インピーダンス算出手段６６は、第２周波数フィルタ６４から送られてきた生体インピーダンスを算出するための算出用電位差に対応する周波数成分の電位差の信号に基づいて、生体インピーダンスを算出する。生体インピーダンス算出手段６６は、第２周波数フィルタ６４から送られてきた算出用電位差の信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器を有していてもよい。生体インピーダンスは、生体の電気的抵抗を表すものであり、電流印加手段６１によって印加した計測用電流と、算出用電位差とから、生体インピーダンスを算出できる。

呼吸取得手段６７は、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスに基づいて、呼吸情報を取得する。着用者が呼吸を行うことによって、着用者の肺の中に空気が吸入されたり排出されたりする。空気は、生体内の組織や体液等よりも電気伝導性が低いため、呼吸によって肺に空気が吸入されると胸部の生体インピーダンスが高くなり、肺から空気が排出されると胸部の生体インピーダンスが低くなる。従って、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスを時間でプロットすると、呼吸に伴って生体インピーダンスが周期的に変化する波形が現れるので、それを分析することによって、呼吸数や呼吸の深さ等の呼吸情報が取得できる。一般的な呼吸数は、安静時におおよそ１分間で１２回から１８回程度、周波数にすると０．２Ｈｚから０．３Ｈｚ程度となっており、呼吸情報を取得するための生体インピーダンスの波形は、呼吸に伴って上下動するので、呼吸数に対応した周波数の波形となる。単位時間、一般的に１分間、に現れる呼吸に伴う生体インピーダンスの上下動の回数から呼吸数を算出することができ、また、呼吸で空気を吸い込んだ時の生体インピーダンスの上昇値から１回の呼吸で吸い込む空気の量を算出することができる。生体インピーダンス算出手段６６は、呼吸取得手段６７に送られる信号に対して、呼吸の周波数に対応した周波数帯域、例えば、０．０１Ｈｚ−２Ｈｚ、の信号を通過させる周波数特性を有するバンドパスフィルタを有していてもよい。それによって、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスから呼吸に対応する信号以外のノイズとなる信号を軽減することができ、より誤差の少ない呼吸情報を取得することができる。

心拍出量取得手段６８は、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスに基づいて、心拍出量情報を取得する。心臓が拍動することにより、心臓から血液が送り出される。血液は、生体内の他の組織よりも電気伝導性が高いため、心臓から血液が送り出されて心臓内の血液が少なくなると心臓周りの胸部の生体インピーダンスは低くなり、心臓から血液が送り出される前の心臓内に血液が溜まっている状態では心臓周りの胸部の生体インピーダンスは高くなる。従って、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスを時間でプロットすると、心臓の拍動に伴って生体インピーダンスが周期的に変化する波形が現れるので、それを分析することによって、心臓の拍動によって単位時間、一般的に１分間、で送り出される血液の量である心拍出量、１回の心臓の拍動で送り出される血液の量である１回拍出量、心臓の拍動の周期や心拍数等の心拍出量情報が取得できる。一般的な心拍数は、安静時におおよそ１分間で６０回から８０回程度、周波数にすると１Ｈｚから１．３Ｈｚ程度となっており、心拍出量情報を取得するための生体インピーダンスの波形は、心臓の拍動に伴って上下動するので、心拍数に対応した周波数の波形になる。単位時間、一般的に１分間、に現れる心臓の拍動に伴う生体インピーダンスの上下動の回数から心拍数を算出することができ、心臓の拍動によって血液が送り出された時の生体インピーダンスの下降値から１回拍出量を算出することができる。また、算出された１回拍出量に心拍数を掛けると心拍出量を算出できる。生体インピーダンス算出手段６６は、心拍出量取得手段６８に送られる信号に対して、心拍に対応する周波数帯域、例えば、０．５Ｈｚ−２Ｈｚ、の周波数特性を有するバンドパスフィルタを有していてもよい。それによって、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスから心拍に対応する信号以外のノイズとなる信号を軽減することができ、より誤差の少ない心拍出量情報を取得することができる。

次に、図３から図７を参照しつつ、本実施形態に係るスマートウェア１を用いて行った生体電位及び生体インピーダンスの同時計測の実験結果を実施例として以下に示す。なお、以下に示す実施例はあくまで例示的な一例であり、本発明が以下の実施例に限定されるものではない。

本実施例に係るスマートウェア１は、衣服２に着用者の上半身に密着する伸縮性を有するシャツを用いて、第１電極３及び配線３１、第２電極４及び配線４１、並びに接地電極５及び配線５１は、それぞれＣＯＣＯＭＩ（登録商標）を素材として用いて一体として形成し、衣服２の裏側に熱圧着により固定した。計測装置６は、計測部６０、制御部７１、記憶部７２及び通信部７３の各機能を基板上に構成して１つの筐体内に収め、衣服２の表側に着脱自在に取り付けられ、計測装置６が衣服２に取り付けられた際に、配線３１、配線４１及び配線５１に接続されるように構成した。

図３には、本実施例に係る計測装置６の電流印加手段６１に用いた発振回路の回路図を示した。図３で、Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３、Ｒ４及びＲ５は抵抗、ＶＲ１及びＶＲ２は可変抵抗、Ｃ１及びＣ２はコンデンサ、ＯＰ１、ＯＰ２、ＯＰ３及びＯＰ４はオペアンプ、ＧＮＤはグランドを示す。電流印加手段６１に設けられた２つの端子には、第１電極３及び第２電極４を接続し、電流印加手段６１によって発生させた電気信号を、第１電極３及び第２電極４に印加できるように構成した。電流印加手段６１の各構成要素の抵抗値や静電容量等は、第１電極３及び第２電極４に所定の周波数の定電流が印加されるように適宜設定した。

図４は、本実施例に係る計測装置６の電位差計測手段６２、第１周波数フィルタ６３及び第２周波数フィルタ６６に用いた回路の回路図を示す。図４で、Ｒ１１、Ｒ１２、Ｒ２１、Ｒ２２、Ｒ３１、Ｒ３２、Ｒ４１、Ｒ４２、Ｒ５１、Ｒ６１、Ｒ６２、Ｒ６３、Ｒ６４、Ｒ６５、Ｒ７１、Ｒ８１及びＲ８２は抵抗、Ｃ１１、Ｃ１２、Ｃ２１、Ｃ２２、Ｃ４１、Ｃ４２、Ｃ５１及びＣ７１はコンデンサ、Ｄ６１及びＤ６２はダイオード、ＯＰ１１、ＯＰ２１、ＯＰ３１、ＯＰ４１、ＯＰ５１、ＯＰ６１、ＯＰ６２及びＯＰ８１はオペアンプ、ＡＭＰは計装アンプ、ＧＮＤはグランドを示す。

電位差計測手段６２は、計装アンプＡＭＰを備え、計装アンプＡＭＰのＶｉｎ＋端子に第１電極３を、Ｖｉｎ−端子に第２電極４をそれぞれ接続した。Ｂ−ＧＮＤ端子には接地電極５を接続した。Ｂ−ＧＮＤ端子は、図４の回路におけるグランドＧＮＤに接続されており、接地電極５の電位をグランドＧＮＤの基準の電位とした。第１電極３及び第２電極４から電位差計測手段６２に入力された電気信号は、電位差計測手段６２によって第１電極３及び第２電極４の間の電位差を示す電気信号として増幅されて、第１周波数フィルタ６３と第２周波数フィルタ６４とに並列に出力されるように構成した。

第１周波数フィルタ６３は、バンドパスフィルタ６３１、サレン・キー型の２次ローパスフィルタ６３２及び反転増幅回路６３３により構成した。バンドパスフィルタ６３１は、抵抗Ｒ１１及びＲ１２、コンデンサＣ１１及びＣ１２並びにオペアンプＯＰ１１を用いて、１０Ｈｚ−１０００Ｈｚの周波数の信号を通過させるように構成した。抵抗の抵抗値はＲ１１を１．６ｋΩ、Ｒ１２を１．６ｋΩとし、コンデンサの静電容量はＣ１１を１０μＦ、Ｃ１２を０．１μＦとした。２次ローパスフィルタ６３２は、抵抗Ｒ２１及びＲ２２、コンデンサＣ２１及びＣ２２、並びにオペアンプＯＰ２１を用いて、１０００Ｈｚ以下の周波数の信号を通過させるように構成した。抵抗の抵抗値はＲ２１を１．６ｋΩ、Ｒ２２を１．６ｋΩ、コンデンサの静電容量はＣ２１を０．１μＦ、Ｃ２２を０．１μＦとした。反転増幅回路６３３は、抵抗Ｒ３１、抵抗Ｒ３２及びオペアンプＯＰ３１を用いて、２次ローパスフィルタ６３２を通過した電気信号を増幅させるように構成した。抵抗の抵抗値はＲ３１を１００Ω、Ｒ３２を５１ｋΩとした。

電位差計測手段６２から第１周波数フィルタ６３に入力された電気信号は、バンドパスフィルタ６３１、２次ローパスフィルタ６３２及び反転増幅回路６３３を順に通過して、Ｖｏｕｔ（ＥＣＧ）端子から出力される。Ｖｏｕｔ（ＥＣＧ）端子には、心電図取得手段６５を接続し、心電図取得手段６５は、Ｖｏｕｔ（ＥＣＧ）端子を介して第１周波数フィルタ６３から入力される電気信号に基づいて心電図を取得するように構成した。なお、本実施例では、バンドパスフィルタ６３１の通過帯域を１０−１０００Ｈｚ、２次ローパスフィルタ６３２のカットオフ周波数を１０００Ｈｚとして帯域を広く取ったが、原理的には心電図計測の際は１００Ｈｚまでの帯域でもよい。

第２周波数フィルタ６４は、サレン・キー型の２次ハイパスフィルタ６４１、１次ローパスフィルタ６４２、全波整流回路６４３、１次ローパスフィルタ６４４及び非反転増幅回路６４５により構成した。２次ハイパスフィルタ６４１は、コンデンサＣ４１及びＣ４２、抵抗Ｒ４１及びＲ４２、並びにオペアンプＯＰ４１を用いて、８８５Ｈｚ以上の周波数の信号を通過させるように構成した。コンデンサの静電容量はＣ４１を０．１μＦ、Ｃ４２を０．１μＦとし、抵抗の抵抗値はＲ４１を１．８ｋΩ、Ｒ４２を１．８ｋΩとした。１次ローパスフィルタ６４２は、抵抗Ｒ５１、コンデンサＣ５１及びオペアンプＯＰ５１を用いて、２００ｋＨｚ以下の信号を通過させるように構成した。抵抗Ｒ５１の抵抗値は８２Ω、コンデンサＣ５１の静電容量を０．０１μＦとした。全波整流回路６４３は、抵抗Ｒ６１、Ｒ６２、Ｒ６３、Ｒ６４及びＲ６５、ダイオードＤ６１及びＤ６２、並びにオペアンプＯＰ６１及びＯＰ６２を用いて、１次ローパスフィルタ６４２から出力される信号の絶対値を取得するように構成した。抵抗の抵抗値はＲ６１を１７ｋΩ、Ｒ６２を１７ｋΩ、Ｒ６３を１７ｋΩ、Ｒ６４を３３ｋΩ、Ｒ６５を３３ｋΩとした。１次ローパスフィルタ６４４は、抵抗Ｒ７１及びコンデンサＣ７１を用いて、１０Ｈｚ以下の信号を通過させるように構成した。抵抗Ｒ７１の抵抗値は１６０ｋΩ、コンデンサＣ７１の静電容量は０．１μＦとした。非反転増幅回路６４５は、抵抗Ｒ８１、抵抗Ｒ８２及びオペアンプＯＰ８１を用いて、１次ローパスフィルタ６４４から入力された電気信号を増幅させるように構成した。抵抗の抵抗値はＲ８１を２００Ω、Ｒ８２を２ｋΩとした。

電位差計測手段６２から第２周波数フィルタ６４に入力された電気信号は、２次ハイパスフィルタ６４１、１次ローパスフィルタ６４２、全波整流回路６４３、１次ローパスフィルタ６４４及び非反転増幅回路６４５を順に通過して、Ｖｏｕｔ（Ｚ）端子から出力される。Ｖｏｕｔ（Ｚ）端子には生体インピーダンス算出手段６６が接続されて、生体インピーダンス算出手段６６は、Ｖｏｕｔ（Ｚ）端子を介して第２周波数フィルタ６４から入力される電気信号に基づいて生体インピーダンスを算出するように構成した。呼吸取得手段６７及び心拍出量取得手段６８は、生体インピーダンス算出手段６６によって算出された生体インピーダンスに基づいて、それぞれ呼吸情報及び心拍出量情報を取得するように構成した。なお、第２周波数フィルタ６４の１次ローパスフィルタ６４２からの出力段階では、呼吸情報や心拍出量情報に相当するインピーダンス値は正弦波の振幅として出力されており、この段階で正弦波形を正確に取得して振幅を算出してもよい。しかし、Ａ／Ｄ変換で正弦波の波形を取得しようとした場合、サンプリング周波数としては正弦波の周波数の数倍は必要になる。正弦波の周波数は、電流印加手段６１による計測用電流の周波数に相当し、高いサンプリング周波数が必要なので消費電力が高くなってしまう。これを避けるため、本実施例では、全波整流回路６４３及び１次ローパスフィルタ６４４を設け、全波整流回路６４３で正弦波の絶対値をとり、１次ローパスフィルタ６４４の特性を利用して平滑化（積分）することで、振幅変化に相当する波形に変換し低サンプリング周波数でも振幅情報を取得できるように構成した。

図５に、上記構成の本実施例に係るスマートウェア１の第１電極３及び第２電極４の間に１００Ωから１０ｋΩまでの複数の既知の抵抗を接続し、電流印加手段６１によって計測用電流として２５ｋＨｚ及び５０ｋＨｚの定電流を印加して、第１電極３及び第２電極４の間の電位差を測定した結果を示した。図５（ａ）が計測用電流の周波数が２５ｋＨｚの時に測定した電位差に対して抵抗値をプロットした図で、図５（ｂ）が計測用電流の周波数が５０ｋＨｚの時に測定した電位差に対して抵抗値をプロットした図である。図５（ａ）に示すように、計測用電流の周波数が２５ｋＨｚの時、測定した電位差と抵抗値とは、６．８ｋΩまで線形性を示し、回帰分析によって求められた回帰直線にもよく当てはまっていることが分かる。また、図５（ｂ）に示すように、計測用電流の周波数が５０ｋＨｚの時、測定した電位差と抵抗値とは、８２０Ωまで線形性を示し、回帰分析によって求められた回帰直線にもよく当てはまっていることが分かる。このように、計測用電流の周波数が２５ｋＨｚと５０ｋＨｚとのどちらの場合においても、抵抗値、つまりインピーダンスが増加するごとに、測定される電位差は増加しており、計測用電流をＩ、測定される電位差をＶ、インピーダンスをＺとすると、Ｖ＝ＺＩの関係となり、スマートウェア１によって計測用電流と算出用電位差とから生体インピーダンスを算出できることが分かる。

図６及び図７に、上記構成の本実施例に係るスマートウェア１を着用者が着用して、生体電位及び生体インピーダンスを同時に計測した結果を示した。ここで、第１電極３及び第２電極４は、着用者の胸部前面の中心より左側と中心より右側とにそれぞれ当接し、電流印加手段６１による計測用電流は、２５ｋＨｚの定電流となるように設定した。また、着用者は、５秒ごとに、呼吸を止める、息を吸い込む、息を吐くという３つの呼吸の動作を順番に繰り返すようにして計測を行った。

図６には、心電図取得手段６５によって得られた心電図の波形を実線で、呼吸取得手段６７によって得られた生体インピーダンスの波形を破線で示した。心電図取得手段６５では、第１周波数フィルタ６３を通過した生体電位の信号を通過帯域が１０Ｈｚ−１０００Ｈｚのバンドパスフィルタに通して心電図を取得した。呼吸取得手段６７では、第２周波数フィルタ６４を通過した生体インピーダンスの信号を生体インピーダンス算出手段６６で通過帯域が０．０１Ｈｚ−２Ｈｚのバンドパスフィルタを通して算出した生体インピーダンスに基づいて呼吸情報を取得した。図６では、呼吸取得手段６７による生体インピーダンスの波形として、生体インピーダンス算出手段６６で０．０１Ｈｚ−２Ｈｚのバンドパスフィルタを通過後の、単位をΩに変換する前の電圧値で示した。図６から、スマートウェア１によって生体電位が計測でき、心電図が取得できていることが分かる。また、心電図において特徴的なＲ波も取得できており、取得した心電図から心拍数等を算出できることが分かる。また、図６の生体インピーダンスの波形は、着用者が呼吸を止めている時はほぼ横ばいで、息を吸い込んだ時は上昇し、息を吐いた時は下降するというように、着用者の呼吸の動作に伴って変動していることから、スマートウェア１によって生体インピーダンスが計測でき、呼吸情報を取得できることが分かる。

図７には、心電図取得手段６５によって得られた心電図の波形を実線で、心拍出量取得手段６８によって得られた生体インピーダンスの波形を破線で示した。心電図取得手段６５では、第１周波数フィルタ６３を通過した生体電位の信号を通過帯域が１０Ｈｚ−１０００Ｈｚのバンドパスフィルタに通して心電図を取得した。心拍出量取得手段６８では、第２周波数フィルタ６４を通過した生体インピーダンスの信号を生体インピーダンス算出手段６６で通過帯域が０．５Ｈｚ−２Ｈｚのバンドパスフィルタを通して算出した生体インピーダンスに基づいて心拍情報を取得した。図７では、心拍出量取得手段６８による生体インピーダンスの波形として、生体インピーダンス算出手段６６で０．５Ｈｚ−２Ｈｚのバンドパスフィルタを通過後の、単位をΩに変換する前の電圧値で示した。図７における心拍出量取得手段６８による生体インピーダンスの波形は、図６での呼吸取得手段６７による生体インピーダンスの波形から、呼吸に伴う生体インピーダンスの変化の周波数成分が除去されたものになっている。図７の生体インピーダンスの波形は、心電図の波形に伴って周期的に上下しており、心電図で心室の活動を示すＲ波が現れた直後に生体インピーダンスが下降していることから、これは心臓の拍動によって血液が送り出されることに伴う生体インピーダンスの変化であることが分かる。従って、スマートウェア１によって心拍出量情報を取得できることが分かる。

以上のように、本実施形態に係るスマートウェア１によると、第１電極３及び第２電極４の２つの電極によって、着用者の生体電位と生体インピーダンスとを同時に計測することができる。スマートウェア１の電極の数は、第１電極３及び第２電極４の２つ、または接地電極５を用いる場合には多くても３つでよいので、安価に製造することができ、また、電極の数が増えることで着心地が悪くなる等を防ぐことができる。第１電極３及び第２電極４は着用者の胸部に当接するように衣服２に固定されており、スマートウェア１によって計測した生体電位及び生体インピーダンスから、心電図、呼吸情報及び心拍出量情報という複数の循環器に関する生体情報を同時に取得することができる。そのため、着用者は、スマートウェア１を着用するだけで、簡便に複数の生体情報を同時に長時間にわたって計測できるようになるので、１つの生体情報だけでは評価できないような事項についても、複数の生体情報を用いて複合的な評価を行うことができる。

上記はあくまで本発明の実施形態を例示的に示したものであるため、本発明の範囲は上記実施形態のみに限定されるものではなく、本発明の思想を逸脱しない範囲で適宜変更可能である。

１スマートウェア
２衣服
３第１電極
４第２電極
５接地電極
６計測装置
６１電流印加手段
６２電位差計測手段
６３第１周波数フィルタ
６４第２周波数フィルタ
６５心電図取得手段
６６生体インピーダンス算出手段
６７呼吸取得手段
６８心拍出量取得手段

Claims

着用者に着用される衣服と、
前記衣服の着用時に前記着用者の体に当接するように前記衣服に設けられた第１電極及び第２電極と、
生体インピーダンスを計測するための計測用電流を前記第１電極及び前記第２電極の間に印加する電流印加手段と、
前記電流印加手段によって前記計測用電流が前記第１電極及び前記第２電極の間に印加された状態で前記第１電極及び前記第２電極の間の電極間電位差を計測する電位差計測手段と、
前記電位差計測手段によって計測された前記電極間電位差から生体電位に対応する周波数成分を取り出す第１周波数フィルタと、
前記電位差計測手段によって計測された前記電極間電位差から前記計測用電流の印加によって発生した前記生体インピーダンスの算出に用いられる算出用電位差に対応する周波数成分を取り出す第２周波数フィルタと、
前記第２周波数フィルタによって取り出された前記算出用電位差に基づいて前記生体インピーダンスを算出する生体インピーダンス算出手段と、
を備えることを特徴とするスマートウェア。
前記衣服は、前記着用者の上半身に着用される衣服であって、
前記第１電極及び前記第２電極は、前記衣服の着用時に前記着用者の胸部に当接するように前記衣服に設けられていることを特徴とする請求項１に記載のスマートウェア。
前記生体インピーダンス算出手段によって算出された前記生体インピーダンスに基づいて、前記着用者の呼吸情報を取得する呼吸取得手段を備えることを特徴とする請求項２に記載のスマートウェア。
前記生体インピーダンス算出手段によって算出された前記生体インピーダンスに基づいて、前記着用者の心拍出量情報を取得する心拍出量取得手段を備えることを特徴とする請求項２または３に記載のスマートウェア。
前記第１周波数フィルタによって取り出された前記生体電位に基づいて、前記着用者の心電図を取得する心電図取得手段を備えることを特徴とする請求項２から４のいずれか一項に記載のスマートウェア。
前記衣服の着用時に前記着用者の体に当接するように前記衣服に設けられる接地電極をさらに備えることを特徴とする請求項１から５のいずれか一項に記載のスマートウェア。