JP5445263B2

JP5445263B2 - 生体情報取得装置

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Publication number: JP5445263B2
Application number: JP2010067544A
Authority: JP
Inventors: 博光水上
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 2010-03-24
Filing date: 2010-03-24
Publication date: 2014-03-19
Anticipated expiration: 2030-03-24
Also published as: JP2011200268A

Description

本発明は、生体情報取得装置に関するものである。

従来の生体情報取得装置としては、上腕部での心電信号の計測に関して開示されている。この発明では心電を取る際の電極と、別途筋肉から発生するノイズを除去するための電極を設け、ＥＣＧ（心電図）信号の検知が困難な人体の場所から筋電ノイズを検出して、ＥＣＧ信号に存在する筋電ノイズを除去することが提案されている（例えば、特許文献１参照）。また、被検体に接触する面積が異なる複数の電極を用いて比較的周波数の低い体動ノイズと、比較的周波数の高い筋電ノイズを検出し、ＨＰＦ（ハイパスフィルター）を通すことで筋電ノイズだけを求め、測定したＥＣＧ信号から減算することで筋電ノイズを除去することが提案されている（例えば、特許文献２参照）。

特表２００７−５０４９１７号公報特開２００６−２３１０２０号公報

しかしながら、特許文献１では、上記のように検出した筋電ノイズと、ＥＣＧ信号に重畳している筋電ノイズとが同一のものとは限らず、効果が得られない虞がある。また、特許文献２では、この方法で検出される筋電ノイズの筋電位は、実際に問題となる筋電位とは同一ではない。よって、差動アンプで筋電ノイズを除去したとしても、効果は小さい虞がある。

本発明は、上述の課題の少なくとも一部を解決するためになされたものであり、以下の形態又は適用例として実現することが可能である。

［適用例１］被検体に接触する複数の電極を備える電極アレイと、前記電極アレイの各電極間の電位を差動検出することによって前記被検体の心電信号の心電Ｒ波を計測し、複数の電極から心電Ｒ波が取れる複数の電極組合せを特定する心電特定手段と、前記心電特定手段で特定された前記電極アレイ内の電極の組合せによる電位を差動検出することによって前記被検体の心電信号の心電Ｒ波を計測する心電計測手段と、前記心電計測手段による心電Ｒ波の計測結果に基づいて、前記心電信号の筋電ノイズのないときの心電Ｒ波の極性を求める極性検出手段と、前記心電計測手段による心電Ｒ波の計測結果に基づいて、前記心電信号の筋電ノイズがあるときの前記電極アレイ内の電極の組合せによる前記心電信号の相関値を求める相関値検出手段と、前記極性検出手段で求める心電Ｒ波の極性と前記相関値検出手段で求める前記相関値とから前記心電信号の組合せ及びその加減算処理を決定する加減算処理決定手段と、を含むことを特徴とする生体情報取得装置。

これによれば、複数の電極から計測した心電信号を心電Ｒ波の極性と、筋電ノイズがある信号との相関値から演算方法を決定することで、筋電ノイズが除去できる電極の組合せを選択することができ、筋電ノイズの少ない心電信号を得ることができる。言い換えれば、心電信号の検出に関して、複数の電極から計測した心電信号を心電Ｒ波の振幅が最も大きくなるように加算することで安定した信号の検出を行うことができる。したがって、心電信号の計測に関し、特に筋電ノイズがある場合にも安定して心電信号が検出できる生体情報取得装置を提供する。

具体的には筋電ノイズがないときの心電Ｒ波の極性が正の信号と負の信号との電極の組合せＡ，Ｂに対して、動作時のＡ，Ｂにおける検出信号の相関が正であればＡ−Ｂを演算することで、心電Ｒ波は加算され、筋電ノイズは除去される（心電Ｒ波は符号が同じで、Ａ，Ｂの検出信号の相関が負でもよい）。

［適用例２］上記生体情報取得装置であって、前記加減算処理決定手段は、リアルタイムに実行されることを特徴とする生体情報取得装置。

これによれば、筋電ノイズは、筋肉の活動により発生状態が変化するため、上記演算をリアルタイムに実行し、電極の組合せの選択と筋電ノイズ除去の演算を行うことで、さまざまな動作による筋電ノイズを除去できる。

［適用例３］上記生体情報取得装置であって、前記被検体の身体の少なくとも一部に装着され、駆動信号に基づいて振動する振動子によって力学量を検出することで、該被検体が運動中か否かの判断に用いられる力学量検出部と、前記力学量検出部からの信号を解析する動作解析手段と、を含み、前記動作解析手段は、前記被検体の動きごとに、その時に使用された前記電極の組合せ、演算方法をデータベース化したファイルを生成するとともに、前記生成されたファイルを用いて前記力学量検出部からの信号に基づき前記電極の組合せを選択することを特徴とする生体情報取得装置。

これによれば、力学量検出部としての加速度センサー、ジャイロセンサーなどのセンサーを取付け、被検体の動きを推測し、予測された動きと、その時に使用された電極の組合せ、演算方法を記録、データベース化する。データベースが蓄積された際には、各種センサーからの信号に基づき電極の組合せを選択する。例えば、歩行、ランニングなどは、上腕部の動きは単調であり、動きに合わせて筋電ノイズが発生する。データベースとセンサーの信号とから、電極の組合せを選択できる。

［適用例４］上記生体情報取得装置であって、前記電極アレイの複数の電極は、前記被検体の上腕部の筋肉の中央部と端部とに配置されていることを特徴とする生体情報取得装置。

これによれば、心電信号の心電Ｒ波の検出精度を容易に高めることができる。

［適用例５］上記生体情報取得装置であって、２つの入力の電位を差動増幅する差動増幅部をさらに含むことを特徴とする生体情報取得装置。

これによれば、差動増幅することで、安定して増幅することができる。

第１の実施形態に係る心電計測装置のハードウェア構成を示した図。第１の実施形態に係る上腕部において４つの電極を二頭筋、三頭筋に配置する構成を示す図。第１の実施形態に係る心電計測装置の計測方法を示したフローチャート。第１の実施形態に係る心電計測装置の各波形を示した図。第２の実施形態に係る心電計測装置のハードウェア構成を示した図。第２の実施形態に係る心電計測装置の歩行時の腕振りにより進行方向に対する加速度の波形を示した図。

（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係る生体情報取得装置としての心電計測装置のハードウェア構成を示した図である。

本実施形態に係る心電計測装置２は、被検体としての人体１００（図２参照）に接触する第１電極１０〜第４電極１６を備える電極アレイ１８と、電極アレイ１８のうち２つの入力の電位を差動増幅して心電信号を求める差動増幅部としての計装アンプ２０と、信号から不要な高域成分を除去するＬＰＦ２２と、信号を必要な振幅レベルまで増幅する増幅部２４と、アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部２６と、計測した信号を元に心拍数の算出、種々の信号処理、演算制御などのアルゴリズムを実行する制御部２８とで構成される。

第１電極１０〜第４電極１６は、心臓の活動に伴う人体１００の電位の変化を検知する電極であり、心電波形を得る際に人体１００に貼り付けられる電極である。第１電極１０〜第４電極１６は、人体１００の上腕部１０２に貼り付けられている。電極アレイ１８の複数の第１電極１０〜第４電極１６は、人体１００の上腕部１０２の筋肉の中央部（真ん中）と端部（端）とに配置されている。これにより、心電信号の心電Ｒ波の検出精度を容易に高めることができる。第１電極１０〜第４電極１６はそれぞれ２つの計装アンプ２０に接続されている。

計装アンプ２０は、高い入力インピーダンスを持った差動増幅専用のオペアンプである。計装アンプ２０は、第１電極１０〜第４電極１６のうち２つの入力信号の差分を一定係数（差動利得）で増幅する差動増幅回路である。これにより、差動増幅することで、安定して増幅することができる。計装アンプ２０のゲインは例えば２１である。計装アンプ２０はＬＰＦ２２に接続されている。

ＬＰＦ２２は、フィルター回路の一種で、低周波を良く通し、ナイキスト周波数より高い周波数の帯域を通さないフィルターである。ＬＰＦ２２は、カットオフ周波数ｆｃ＝４０Ｈｚのローパスフィルターであり、計装アンプ２０から供給された心電信号の４０Ｈｚ以上の高周波成分を除去することでサンプリング時の折り返し雑音（エイリアス）を排除して増幅部２４に供給する。ＬＰＦ２２は増幅部２４に接続されている。

増幅部２４は、入力された心電信号を増幅する電子回路である。増幅部２４はＡ／Ｄ変換部２６に接続されている。

Ａ／Ｄ変換部２６は、増幅部２４で増幅されて出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換する回路である。Ａ／Ｄ変換部２６は、高周波成分が除去された心電信号を所定のサンプリング周波数でデジタル信号に変換して制御部２８に供給する。Ａ／Ｄ変換部２６は制御部２８に接続されている。

制御部２８は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）などを備えたマイクロコンピューターである。制御部２８が、ＲＯＭに記憶されているプログラムを実行すると、Ａ／Ｄ変換部２６から入力されるデジタル信号を解析して心電図を表示部３０に表示する機能や、求めた心電図を示すデータを生成し、生成したデータを記憶部３２に記憶させる機能が実現する。制御部２８では、取得した心電信号の保存、解析した心電波形の心電Ｒ波から心拍数の算出などが行われる。

本実施形態において、制御部２８では心電特定手段、心電計測手段、極性検出手段、相関値検出手段、及び加減算処理決定手段が実現される。上記各部は、制御部２８がＡ／Ｄ変換部２６からの心電信号を所定のプログラムを処理することで実現される。

心電特定手段は、電極アレイ１８の各電極間の電位を差動検出することによって人体１００の心電信号を計測し、複数の電極から心電Ｒ波が取れる複数の電極組合せを特定する。例えば、最も大きな振幅でＲ波を計測した複数の電極組合せを特定する。

心電計測手段は、心電特定手段で特定された電極アレイ１８内の電極の組合せによる電位を差動検出することによって人体１００の心電信号の心電Ｒ波を計測する。

極性検出手段は、原心電信号に筋電ノイズが発生していないときの原心電信号の心電Ｒ波の極性を求める。極性検出手段は、電極アレイ１８の全ての第１電極１０〜第４電極１６の組合せについて差動検出することによって人体１００の心電波形の心電Ｒ波を計測している。

相関値検出手段は、原心電信号に筋電ノイズが発生しているときの原心電信号の組合せの相関値を求める。

加減算処理決定手段は、心電Ｒ波の極性と相関値とから原心電信号の組合せ及びその加減算処理を決定する。加減算処理決定手段は、リアルタイムに実行されてもよい。これにより、筋電ノイズは、筋肉の活動により発生状態が変化するため、上記演算をリアルタイムに実行し、第１電極１０〜第４電極１６の組合せの選択と筋電ノイズ除去の演算を行うことで、さまざまな動作による筋電ノイズを除去できる。

表示部３０は、画像を表示する表示デバイス（例えば、液晶ディスプレイや有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイ）を有しており、制御部２８の制御の下、心電図の画像や、心電計測装置２を操作するための画面及び文字列などを表示する。

記憶部３２は、不揮発性メモリーを有しており、制御部２８の制御の下、制御部２８が生成したデータを記憶する。

操作部３４は、心電計測装置２を操作するためのボタン等の操作子を複数有しており、制御部２８に接続されている。操作子がユーザーによって操作されると、操作された操作子を示す信号が制御部２８へ供給される。制御部２８は、この信号をもとに操作者の行った操作や操作者からの指示を特定し、各部を制御する。

本実施形態では、上腕部１０２において、心電信号には２つの異なる信号が伝わってきており、計測部位により信号の大きさが異なる。上腕部１０２を円周上に一周覆うような電極アレイ１８を配置させ、最適な電極アレイ１８の電極を選択することにより、安定した心電波形の心電Ｒ波を計測することができる。

上腕部１０２において、心電信号は異なる複数の信号が伝わってきており、電極１０〜１６の配置方法により心電Ｒ波の極性は変化する。本実施形態では、上腕部１０２に点在するように電極アレイ１８を配置し、各々の第１電極１０〜第４電極１６で検出した信号を適切に加減算することにより、人体１００が力を入れたり、動作したりした際に発生する筋電ノイズを除去し、安定した心電波形を測定できる。

本実施形態では、筋電ノイズが発生していない時の心電Ｒ波の極性が異なる信号Ａと信号Ｂとを使用する。動作時（筋電ノイズが発生している）の信号Ａと信号Ｂとの相関関係を調べる。相関値がプラスである正の相関関係において、信号Ａと信号Ｂとの差をとる。信号Ａと信号Ｂとは心電Ｒ波の極性が異なるため、信号Ａと信号Ｂとの差をとることにより、心電Ｒ波は加算され強めあう。信号Ａと信号Ｂとは正の相関関係があり、信号Ａと信号Ｂとに発生する筋電ノイズは、極性が一致しているので信号Ａと信号Ｂとの差をとることにより、筋電ノイズは引き算され除去される。

又は、筋電ノイズが発生していない時の心電Ｒ波の極性が同じ信号Ａと信号Ｂとを使用する。動作時（筋電ノイズが発生している）の信号Ａと信号Ｂとの相関関係を調べる。相関値がマイナスである負の相関関係において、信号Ａと信号Ｂとの和をとる。信号Ａと信号Ｂとは心電Ｒ波の極性が同じであるため、信号Ａと信号Ｂとの和をとることにより、心電Ｒ波は加算され強めあう。信号Ａと信号Ｂとは負の相関関係があり、信号Ａと信号Ｂとに発生する筋電ノイズは、極性が異なっているので信号Ａと信号Ｂとの和をとることにより、筋電ノイズは引き算され除去される。

図２は、本実施形態に係る上腕部１０２において４つの第１電極１０〜第４電極１６を二頭筋１０４、三頭筋１０６に配置する構成を示す図である。上腕部１０２において４つの第１電極１０〜第４電極１６を二頭筋１０４、三頭筋１０６に配置し、図２の矢印で示すような電極の組合せで信号を検出する。この組合せにおいて、心電Ｒ波の極性は次のようになる。第１電極１０と第４電極１６との間の心電Ｒ波の極性は正である。第２電極１２と第３電極１４との間の心電Ｒ波の極性は負である。第１電極１０と第３電極１４との間の心電Ｒ波の極性は負である。第２電極１２と第４電極１６との間の心電Ｒ波の極性は正である。第１電極１０と第２電極１２との間の心電Ｒ波の極性は正である。

一方、筋電ノイズにおいては上記心電Ｒ波とは異なった性質を示している。例えば、挙手した状態における筋電ノイズを検出すると、第１電極１０と第４電極１６との間と、第２電極１２と第３電極１４との間とは、同じ極性（相関値）の信号となる。これは上腕部１０２において、心電信号は２つの異なる信号が伝わってきていることと、筋電ノイズの信号は筋繊維が多いところでより電位を発生するということによるものと考えられる。

より具体的には、第１電極１０と第２電極１２とは上腕部１０２の中ほど力こぶの辺りに配置されており、第３電極１４と第４電極１６とはそれぞれ二頭筋１０４、三頭筋１０６の端に配置されている。第１電極１０と第２電極１２との位置の方が第３電極１４と第４電極１６との位置にくらべ筋肉の活動により発生する電位が大きいため、第１電極１０と第４電極１６との間と、第２電極１２と第３電極１４との間とは同じ極性（相関値）となる。また一方、心電信号は二頭筋１０４と三頭筋１０６とでは異なる信号が伝わっており、第１電極１０と第４電極１６との間と、第２電極１２と第３電極１４との間とは心電Ｒ波のピークは常に極性が反対となる。

なお、筋肉の活動は動作により異なり、検出する第１電極１０〜第４電極１６の組合せは固定するのは好ましくなく、検出した複数の信号が同一の筋電ノイズの信号を検出しているか判断し（相関演算で行う）、リアルタイムに変更してもよい。つまり加減算処理決定手段は、リアルタイムに実行されてもよい。

本実施形態では上記特徴に注目し、複数の第１電極１０〜第４電極１６を用いて信号を検出し、検出した心電Ｒ波の極性と、筋電ノイズが発生している時の信号と、の相関値から、その後の信号処理を決定する。

（相関値の演算式）
ｎ組のデータ変数ｘ，ｙが式（１）のようであるとする。

相関値は以下の式で表される。

例えば、この式（２）のｘ₁〜ｘ_nが電極組合せＡで測定した心電信号の時系列データ、ｙ₁〜ｙ_nが電極組合せＢで測定した心電信号の時系列データである。

具体的には下記のステップを行う。
図３は、本実施形態に係る心電計測装置２の計測方法を示したフローチャートである。先ず、ステップＳ１０で、配置された第１電極１０〜第４電極１６について、所定の組合せによる心電計測を行い、静止時中の各第１電極１０〜第４電極１６の組合せにおける心電Ｒ波の極性を検出する。

次に、ステップＳ２０で、任意の第１電極１０〜第４電極１６の組合せから心電計測を行う。

次に、ステップＳ３０で、信号のＲＭＳ（二乗平均）レベルで静止時かどうかの判断を行う。静止時中は演算不要で任意の第１電極１０〜第４電極１６の組合せから心電Ｒ波を検出する（ステップＳ６０）。その後ステップＳ２０に戻り心電計測を行う。動作時中はステップＳ４０へ進む。具体的には、動作時には各検出信号には静止時には混入しない筋電ノイズが入るため、信号の振幅ＲＭＳ値が大きくなる。なお、静止時かどうかの判断は、絶対値の平均などでもよい。また、はっきりとした心電Ｒ波が検出できなくなった時点でもよい。

次に、ステップＳ４０で、筋電ノイズの検出があった場合には、各第１電極１０〜第４電極１６の組合せにより得られた信号の相関値を演算する。

次に、ステップＳ５０で、各第１電極１０〜第４電極１６の組合せにおける心電Ｒ波の極性と、相関値から、心電Ｒ波の極性が逆で相関値が正のものを選択し、２つの検出信号を減算することで心電Ｒ波は加算されて大きくなり筋電ノイズは減算されて除去される。又は、心電Ｒ波の極性が同じで相関値が負のものも同様であり、２つの信号を加算することで心電Ｒ波は加算されて大きくなり筋電ノイズは減算されて除去される。なお、選択時の相関値の具体的な数値は、例えば正：０．６以上、負：−０．６以下としてもよい。

次に、ステップＳ６０で、筋電ノイズが除去された第１電極１０〜第４電極１６の組合せから心電Ｒ波を検出する。

以降、動作の検出又は筋電ノイズの検出が続いている場合、上記ステップＳ４０〜ステップＳ５０の処理を繰り返し、動作が変わった場合でも最適な第１電極１０〜第４電極１６の組合せと演算を決定できる。

上記の処理において、すべての第１電極１０〜第４電極１６の組合せを加減算に用いる必要はなく、筋電ノイズの相関値から演算に使用できるかどうかを判断することができ、相関値から信号の相関が低い（相関値が０に近い）場合には、同一の筋電ノイズが乗っていないと判断できるため、加減算の対象から外すことができる。

なお、本実施形態では加減算の対象は相関関係が最も高いものを使用するが、相関関係が２番目以降でもよい。また加減算の対象は、１組の信号でもよいし、複数の組の信号の加算値でもよい。またさらに、電極の組み合わせ組数は１組でも複数組でもよい。

図４は、本実施形態に係る心電計測装置２の各波形を示した図である。５つの波形のうち図４（Ａ）は、図２における第１電極１０と第４電極１６との間の信号Ａ３５である。信号Ａ３５にはノイズがランダムな信号として載っている。図４（Ｂ）は、第２電極１２と第３電極１４との間の信号Ｂ３６である。信号Ｂ３６にはノイズがランダムな信号として載っている。図４（Ｃ）は、信号Ａ３５と信号Ｂ３６との相関値検出手段の結果を示す波形３７である。波形３７から信号Ａ３５と信号Ｂ３６とは正の相関を示していることがわかる。図４（Ｄ）は、加減算処理決定手段で信号Ａ３５から信号Ｂ３６が引かれた信号の波形３８である。波形３８には周期的にピークのようなものが出ている。図４（Ｅ）は、心電Ｒ波のピークのタイミングを知るために測定した心電信号４０である。心電信号４０のピークと比べると、そのピークが発生する時に波形３８のピークが発生している（矢印１０８で示す）。

信号Ａ３５，Ｂ３６単体では筋電ノイズに埋もれて心電Ｒ波は判別できない。一方、上述したステップにしたがって処理を行うと、信号Ａ３５、信号Ｂ３６の静止時の信号は、それぞれ心電Ｒ波が正、負の極性を示しており、筋電ノイズが発生した信号の相関演算の結果は、正の相関を持っている。

上記式（２）には変数ｎがあり、どれ位の区間で相関値を計算するかを設定する必要がある。図４（Ｃ）では０．２５秒の区間で相関値を計算したグラフで、正の相関（＋１側に分布している）があることがわかる。変数ｎは、任意に設定することができるが、ｎを小さくすると演算期間が小さくなるため、電極組合せを変更する頻度を高くでき、動作の追従性が上がる。一方、筋電ノイズ以外の影響により相関値がバラツクというデメリットがある。

このことから、信号Ａ３５−信号Ｂ３６の演算を行うこととなる。その結果、筋電ノイズが除去され、図４（Ｄ）に示すように、心電Ｒ波のピークが判別できる程にＳ／Ｎが改善されていることがわかる。

上記の説明では、第１電極１０〜第４電極１６を４つの場合を説明したが、電極は３つでもよく、一つの電極を共通としても、（筋肉の活動によって）効果が得られる。また、４つ以上の電極を用いることも可能で、各電極間の心電Ｒ波の極性と筋電ノイズの相関値から加減算の判断をし、筋電ノイズを除去することができる。また、図２に示す電極位置は一例である。

本実施形態によれば、複数の第１電極１０〜第４電極１６から計測した心電信号を心電Ｒ波の極性と、ノイズが乗った信号との相関値から演算方法を決定することで、筋電ノイズが除去できる電極の組合せを選択することができ、筋電ノイズの少ない心電信号を得ることができる。言い換えれば、心電信号の検出に関して、複数の第１電極１０〜第４電極１６から計測した心電信号を心電Ｒ波の振幅が最も大きくなるように加算することで安定した信号の検出を行うことができる。

具体的には筋電ノイズが発生していないときの心電Ｒ波の極性が正の信号と負の信号との電極の組合せＡ，Ｂに対して、動作時のＡ，Ｂにおける検出信号の相関が正であればＡ−Ｂを演算することで、心電Ｒ波は加算され、筋電ノイズは除去される（心電Ｒ波は符号が同じで、Ａ，Ｂの検出信号の相関が負でもよい）。

（第２の実施形態）
図５は、本実施形態に係る心電計測装置のハードウェア構成を示した図である。なお、図５において、第１の実施形態に係る構成要素と同様の構成要素に同一の参照符号を付し、それらの説明は適宜省略する。

本実施形態に係る心電計測装置４は、被検体としての人体１００の身体の少なくとも一部に装着され、駆動信号に基づいて振動する振動子によって力学量を検出することで、人体１００が運動中か否かの判断に用いられる力学量検出部としての加速度センサー４２と、加速度センサー４２の信号を必要な振幅レベルまで増幅する増幅部４４と、アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換部４６と、加速度センサー４２からの信号を解析する動作解析手段としての動作解析部４３と、を備えている。

加速度センサー４２は、加速度が与えられる方向である腕を振る方向と水晶管の長手方向が垂直になるように配置されている。加速度センサー４２は、人体１００の腕や腰等の部分に装着されてもよい。なお、振動子によって力学量を検出する力学量検出装置は、角速度センサー（ジャイロセンサー）であってもよい。

増幅部４４は、入力された心電信号を増幅する電子回路である。増幅部４４はＡ／Ｄ変換部４６に接続されている。

Ａ／Ｄ変換部４６は、増幅部４４で増幅されて出力されたアナログ信号をデジタル信号に変換する回路である。Ａ／Ｄ変換部４６は、高周波成分が除去された心電信号を所定のサンプリング周波数でデジタル信号に変換して制御部２８に供給する。Ａ／Ｄ変換部４６は制御部２８に接続されている。

本実施形態において、制御部２８では動作解析部４３が実現される。動作解析部４３は、制御部２８がＡ／Ｄ変換部４６からの心電信号を所定のプログラムを処理することで実現される。動作解析部４３は、人体１００の動きごとに、その時に使用された第１電極１０〜第４電極１６の組合せ、演算方法をデータベース化したファイルを生成するとともに、生成されたファイルを用いて加速度センサー４２からの信号に基づき第１電極１０〜第４電極１６の組合せを選択している。

図１と比較して、加速度センサー４２が追加されている。制御部２８には加速度センサー４２からの信号を元に人体１００がどのような動きを行っているかを推測する動作解析部４３を設け、動作解析部４３により推測された動作と、加速度センサー４２の信号、第１の実施形態と同様の方法により決定した第１電極１０〜第４電極１６の組合せと演算を記録する。制御部２８は人体１００の動作とその際に決定された第１電極１０〜第４電極１６の組合せのデータベースをＲＡＭ（図示せず）上に構築し、以後同様の動作と判断された場合には、加速度センサー４２の出力信号に応じて第１電極１０〜第４電極１６の組合せを変更する。

本実施形態では、人体１００に加速度センサー４２を取付け、人体１００の動きを推測し、予測された動きとその時に使用された第１電極１０〜第４電極１６の組合せ、演算方法を記録、データベース化する。データベースが蓄積された際には、加速度センサー４２で動きを推測し、それにあった第１電極１０〜第４電極１６の組合せを選択する。例えば、歩行、ランニングなどは、上腕部の動きは単調であり、動きに合わせて筋電ノイズが発生する。そのため、データを蓄積した後は、第１の実施形態の処理を都度行わなくてもデータベースと加速度センサー４２との信号とから、第１電極１０〜第４電極１６の組合せを選択できる。

図６は、本実施形態に係る心電計測装置４の歩行時の腕振りにより進行方向に対する加速度の波形を示した図である。なお、図中の前の頂点は腕振りの方向が前方から後方へ切り替わる点で、腕振りの加速度がゼロになる。後の頂点は腕振りの方向が後方から前方へ切り替わる点で、腕振りの加速度がゼロになる。真横は腕が体の横を通過する点で、腕振りの加速度の絶対値が最大になる。

第１の実施形態の方法による第１電極１０〜第４電極１６の組合せが、歩行の腕振りの１周期の中で２つの区間（組合せ１、２）で変更されていたとすると、データベースには動作（歩行）、加速度データの波形パターン、第１電極１０〜第４電極１６の組合せと演算方法、が記録される。以降、制御部２８の動作解析部４３により人体１００が歩行の動作をしていると判断された場合、加速度データの波形パターンに応じた第１電極１０〜第４電極１６の組合せと演算方法とが使用される。

これにより、加速度センサー４２を取付け、人体１００の動きを推測し、予測された動きと、その時に使用された第１電極１０〜第４電極１６の組合せ、演算方法を記録、データベース化する。データベースが蓄積された際には、加速度センサー４２からの信号に基づき第１電極１０〜第４電極１６の組合せを選択する。例えば、歩行、ランニングなどは、上腕部１０２の動きは単調であり、動きに合わせて筋電ノイズが発生する。データベースと加速度センサー４２の信号とから、第１電極１０〜第４電極１６の組合せを選択できる。

また、第１の実施形態では、複数の第１電極１０〜第４電極１６の組合せについて信号を検出していたが、制御部２８の動作解析部４３による動作解析を行うことで、実際に動作させる第１電極１０〜第４電極１６の組合せを減らすことができ、消費電力を削減できる。

なお、加速度センサー４２の信号から過去の動作と一致させられない場合や、連続して心電Ｒ波が検出できない場合は、通常モードとして第１の実施形態のような動作に戻すことも可能である。また、制御部２８の動作解析部４３での制御を正確にするために、人体１００に歩行、走行、エアロバイクなど、運動の種類を設定させるようにしてもよい。

なお、本実施形態では、心電計測装置２，４を上腕部１０２に装着したが、人体１００の大腿部に装着して計測を行ってもよい。

２，４…心電計測装置（生体情報取得装置）１０…第１電極（電極）１２…第２電極（電極）１４…第３電極（電極）１６…第４電極（電極）１８…電極アレイ２０…計装アンプ（差動増幅部）２２…ＬＰＦ２４…増幅部２６…Ａ／Ｄ変換部２８…制御部３０…表示部３２…記憶部３４…操作部３５…信号Ａ３６…信号Ｂ３７，３８…波形４０…心電信号４２…加速度センサー４３…動作解析部（動作解析手段）４４…増幅部４６…Ａ／Ｄ変換部１００…人体（被検体）１０２…上腕部１０４…二頭筋１０６…三頭筋１０８…矢印。

Claims

被検体に接触する複数の電極を備える電極アレイと、
前記電極アレイの各電極間の電位を差動検出することによって前記被検体の心電信号の心電Ｒ波を計測し、複数の電極から心電Ｒ波が取れる複数の電極組合せを特定する心電特定手段と、
前記心電特定手段で特定された前記電極アレイ内の電極の組合せによる電位を差動検出することによって前記被検体の心電信号の心電Ｒ波を計測する心電計測手段と、
前記心電計測手段による心電Ｒ波の計測結果に基づいて、前記心電信号の筋電ノイズのないときの心電Ｒ波の極性を求める極性検出手段と、
前記心電計測手段による心電Ｒ波の計測結果に基づいて、前記心電信号の筋電ノイズがあるときの前記電極アレイ内の電極の組合せによる前記心電信号の相関値を求める相関値検出手段と、
前記極性検出手段で求める心電Ｒ波の極性と前記相関値検出手段で求める前記相関値とから前記心電信号の組合せ及びその加減算処理を決定する加減算処理決定手段と、
を含むことを特徴とする生体情報取得装置。
請求項１に記載の生体情報取得装置において、
前記加減算処理決定手段は、リアルタイムに実行されることを特徴とする生体情報取得装置。
請求項１又は２に記載の生体情報取得装置において、
前記被検体の身体の少なくとも一部に装着され、駆動信号に基づいて振動する振動子によって力学量を検出することで、該被検体が運動中か否かの判断に用いられる力学量検出部と、
前記力学量検出部からの信号を解析する動作解析手段と、
を含み、
前記動作解析手段は、前記被検体の動きごとに、その時に使用された前記電極の組合せ、演算方法をデータベース化したファイルを生成するとともに、前記生成されたファイルを用いて前記力学量検出部からの信号に基づき前記電極の組合せを選択することを特徴とする生体情報取得装置。
請求項１〜３のいずれか一項に記載の生体情報取得装置において、
前記電極アレイの複数の電極は、前記被検体の上腕部の筋肉の中央部と端部とに配置されていることを特徴とする生体情報取得装置。
請求項１〜４のいずれか一項に記載の生体情報取得装置において、
２つの入力の電位を差動増幅する差動増幅部をさらに含むことを特徴とする生体情報取得装置。