JP5587524B2 - 生体信号計測装置、および、生体信号計測方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体信号計測装置、および、生体信号計測方法に関する。

近年、ユーザの身体状態を電気的及び機械的に計測する手段において、長時間にわたって計測対象を計測及び記録する方法が普及しつつある。ユーザの身体状態を表す基本的な電気的情報としては、脳に関連した脳波（ＥＥＧ、Electroencephalogram）又は心臓の動きに関連した心電図（ＥＣＧ、Electrocardiogram）などが例として挙げられる。

簡便に心電図及び呼吸の情報を取得するための技術が開示されている（例えば、特許文献１、及び、特許文献２）。特許文献１では、衣服の内側に、心電図測定用の電極、及び、呼吸値計測用の電極を個別に設置して、各電極間の電位変化から心電図及び呼吸を同時に計測する方法が開示されている。また、特許文献２では、心電位より求められた心拍変動データの分析より、呼吸間隔に関する情報を算出する方法が開示されている。

特許第４７８８９１５号公報 特許第４８５２６９８号公報

Ｙｏｓｈｉｆｕｍｉ Ｙａｓｕｄａ、ｅｔ．ａｌ．"Ｍｏｄｉｆｉｅｄ ｔｈｏｒａｃｉｃ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈｙ ｔｏ ｍｏｎｉｔｏｒ ｓｌｅｅｐ ａｐｎｅａ ｓｙｎｄｒｏｍｅｓ"、Ｓｌｅｅｐ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、Ｖｏｌ．６、ｐｐ．２１５−２２４ （２００５） 梅津昭仁、安田好文、"胸部インピーダンス法による睡眠時の呼吸の計測とその問題点"、第１８回呼吸研究会予稿集、ｐｐ．１３−１６、２００４年９月

しかしながら、胸部に設置された電極を用いて呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することはできないという問題がある。

そこで、本発明の目的は、かかる問題に鑑みてなされたものであって、同一の電極により呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することができる生体信号計測装置等を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の一態様に係る生体信号計測装置は、ユーザの胸部に配置される複数の電極を用いて、前記複数の電極間の電位差を計測する電位差計測部と、前記電位差計測部が計測した電位差から、前記ユーザの心電位の時間的変動を示す心電図を取得する心電図取得部と、前記心電図取得部が取得した前記心電図の波形において、Ｒ波を含まない期間である第一期間の開始タイミングを決定するインピーダンス計測切替部と、前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測部と、前記インピーダンス計測部が計測したインピーダンスの時間的変動に基づいて、前記ユーザの呼吸に関する情報である呼吸情報を算出する呼吸算出部とを備える。

なお、これらの全般的または具体的な態様は、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムまたはコンピュータ読み取り可能なＣＤ−ＲＯＭなどの記録媒体で実現されてもよく、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムおよび記録媒体の任意な組み合わせで実現されてもよい。

本発明の生体信号計測装置によれば、同一の電極により心拍情報と呼吸情報とを同時に計測できる。

図１は、実施の形態１に係る生体信号計測システムの概観図である。 図２は、電極を設置する位置の一例を示す図である。 図３は、実施の形態１に係る生体信号計測システムの機能構成の一例を示す図である。 図４は、実施の形態１に係る生体信号計測システムのハードウェア構成の一例を示す図である。 図５は、実施の形態１に係る生体信号計測システムのハードウェア構成の別の一例を示す図である。 図６は、胸部インピーダンス法の説明図である。 図７は、呼吸状態に変化があった場合のインピーダンス変化の説明図である。 図８は、実施の形態１に係る生体信号計測装置の動作を示すフローチャートである。 図９は、心電図波形の模式図である。 図１０は、心電図分析部の動作を示すフローチャートである。 図１１は、心電図から心拍数を算出する計算の説明図である。 図１２は、インピーダンス計測切替部の動作を示すフローチャートである。 図１３は、実施の形態１に係る生体信号計測装置により取得されるデータの説明図である。 図１４は、呼吸算出部の動作を示すフローチャートである。 図１５は、インピーダンスから呼吸数への変換方式の説明図である。 図１６は、呼吸数の推定の一例を示す図である。 図１７は、実施の形態２に係る生体信号計測システムの機能構成の一例を示す図である。 図１８は、呼吸算出部の動作を示すフローチャートである。

（本発明の基礎となった知見）
本発明者は、「背景技術」の欄において記載した、心電図及び呼吸の情報を取得するための技術に関し、以下の問題が生じることを見出した。

心電図は、病院で基礎的な生体情報（バイタルサイン）として取得される。その他、心疾患の疑いがあるユーザに対して、ホルター型心電計と呼ばれる携帯型の心電計を用いて、長時間（例えば２４時間）にわたって、取得及び記録する方法が導入されている。ホルター型心電計は、近年、小型化が進みより簡便な計測が可能になってきている。

心電図を長時間にわたり記録可能なホルター型心電図検査は、病院での短時間の検査では検出できない不整脈等の症状を記録することができる。心電図以外にも、長時間検査が行えれば明らかになる検査項目がある。例えば、不整脈と関連の深い呼吸器系の疾患である睡眠時無呼吸症候群等の評価は心電図のみでは行えず、呼吸に関する情報も必要である。現在、睡眠時無呼吸症候群の検査には、心電図、呼吸及び脳波を同時に計測する終夜睡眠ポリグラフィー検査が必要で、この検査は病院内に宿泊して実施する必要がある。終夜睡眠ポリグラフィー検査を行うことは、病院にとっても患者にとっても負担の大きな検査である。このため、疾患の可能性が疑われる程度の段階では、このような負担の大きな検査を行うのは現実的ではない。

仮に、ホルター型心電計と同様の簡便さで呼吸器系の疾患に関する情報、具体的には呼吸数に関する情報が得られれば、疾患の早期発見、診断の迅速化につながると考えられる。

従来、簡便に呼吸を計測したい場合には、主にパルスオキシメータが用いられている。パルスオキシメータは、動脈血酸素飽和度を測定するための測定器である。パルスオキシメータは、被験者の指先に装着されるプローブと呼ばれるセンサにより動脈血酸素飽和度を計測する。センサには赤色のＬＥＤ（light emitting diode）が搭載されており、指の透過光（指を透過する赤色ＬＥＤの光）を計測することによって、指の内部の動脈を流れる血液に含まれる酸素の含有量をリアルタイムに計測することができる。このように、心電図及び呼吸の情報の両方が必要な場合には、胸部に心電計のための電極を装着するとともに、指先にパルスオキシメータのプローブを装着する必要がある。

これに対して簡便に心電図及び呼吸の情報を取得するための技術が開示されている（例えば、特許文献１及び、特許文献２）。特許文献１に開示される技術では、衣服の内側に、心電図測定用の電極、及び、呼吸値計測用の電極を個別に設置して、各電極間の電位変化から心電図及び呼吸を同時に計測する方法が示されている。また、特許文献２では、心電位より求められた心拍変動データの分析より、呼吸間隔に関する情報を算出する方法が開示されている。

しかしながら、従来手法における心拍及び呼吸の両方の情報を取得する方法には、以下の問題がある。

特許文献１に開示される技術では、衣服の内側に心電図測定用の電極を設置するために専用の衣服が必要になるという問題がある。また、被験者の体格にあった衣服を準備しないと適切に電極が体表に接触せず、正しく測定が行われないという問題がある。

特許文献２に開示される技術では、心拍変動データの変動周期が呼吸周期と一致するという前提に基づいている。この前提は安静時にのみ適用可能と考えられる。なぜなら、心拍数は呼吸周期以外にも、心因性のゆらぎ成分又は身体の運動による影響等を受けながら変化するので、これらの要因が無視できない場合には、正確な呼吸周期の推定ができない可能性があるためである。つまり、心拍変動の変動周期が、呼吸周期と一致しない場合には、正確な呼吸周期の推定ができないという問題がある。

すなわち、胸部に設置された電極を用いて呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することはできないという問題がある。

一方、本願発明者らは電気的に呼吸を計測する胸部インピーダンス法（例えば、非特許文献１）に着目した。非特許文献１において、胸部のインピーダンス変化を計測して、呼吸情報を取得する手法が提案されている。胸部のインピーダンスは、呼吸に伴う肺の容積変化に伴って変化する成分を含んでおり、より直接的に呼吸に関する情報が取得できる。例えば、インピーダンスの変化量と呼吸の深さとを対応づけることも可能になる。

そこで、本発明の目的は、かかる問題に鑑みてなされたものであって、呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することができる生体信号計測装置等を提供することにある。

このような問題を解決するために、本発明の一態様に係る生体信号計測装置は、ユーザの胸部に配置される複数の電極を用いて、前記複数の電極間の電位差を計測する電位差計測部と、前記電位差計測部が計測した電位差から、前記ユーザの心電位の時間的変動を示す心電図を取得する心電図取得部と、前記心電図取得部が取得した前記心電図の波形において、Ｒ波を含まない期間である第一期間の開始タイミングを決定するインピーダンス計測切替部と、前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測部と、前記インピーダンス計測部が計測したインピーダンスの時間的変動に基づいて、前記ユーザの呼吸に関する情報である呼吸情報を算出する呼吸算出部とを備える。

これによれば、生体信号計測装置は、同一の電極を用いて時分割で、心電図計測により心拍情報を、インピーダンス計測により呼吸情報を、連続的に取得することができる。その際、心電図における特徴的な波形であるＲ波を含まない期間を呼吸の計測に用いるようにする。これによって、心電図計測期間には、心拍情報の取得に必要な情報を含む期間の測定データを取得することができる。また、インピーダンス計測期間には、上記測定データ以外の測定データを取得することができる。よって、呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することができる。

また、例えば、前記心電図取得部は、前記第一期間と異なる期間であって、前記心電図におけるＲ波を含む期間である第二期間に前記電位差計測部が計測した電位差から、前記ユーザの心電図を取得する。

これによれば、心電図の計測結果に、心電図の特徴的な波形であるＲ波を含むようにすることができる。心電図の計測結果にＲ波を検出することで、心拍数や心拍の深さなどの心拍に関する情報を得ることができる。よって、より正確に心拍数の計測を行うことができる。

また、例えば、前記心電図取得部は、さらに、前記心電図における隣接する２つのＲ波の時間間隔に基づいて心拍数を算出し、算出した心拍数を出力する。

これによれば、心電図の計測結果に含まれるＲ波の時間間隔に基づいて、心拍数を算出することができる。よって、より正確に心拍数の計測を行うことができる。

また、例えば、前記インピーダンス計測切替部は、前記心電図取得部が取得した前記心電図におけるＲ波を基準とする所定時間後を、前記第一期間の開始タイミングとして決定する。

また、例えば、前記インピーダンス計測切替部は、前記心電図に含まれる、現時点から最も近い時刻のＲ波の時刻から所定時間範囲後の時刻を、前記第一期間の開始タイミングとして決定する。

これによれば、心電図の計測結果に含まれるＲ波を基準として、呼吸の計測のための期間の開始タイミングを決定することができる。心拍の周期は時々刻々と変化するため、あらかじめ定められた一定周期で呼吸の計測のための期間を設定することはできない。そこで、心拍の一拍の期間においてＲ波の時刻を基準として呼吸の計測のための期間の開始タイミングを設定することで、心拍の一拍の期間のそれぞれにおいてＲ波を含まない期間に呼吸の計測のための期間を設定することができる。

また、例えば、前記心電図取得部は、複数の前記第一期間と、複数の前記第一期間の間に含まれる前記第二期間とを含む心電図を取得し、前記呼吸算出部は、前記第一期間内に計測した前記電極間のインピーダンスのそれぞれの間であり前記第二期間に相当する時間における電極インピーダンスを時間的補間することで、当該インピーダンスの時間的変動を取得し、取得した当該インピーダンスの時間的変動の低周波成分のピークに基づいて、前記呼吸情報を算出する。

これによれば、時間的に分離された複数の期間におけるインピーダンス計測結果を時間的に補間することで、連続的なインピーダンス計測結果を得ることができる。そして、インピーダンス計測結果から呼吸に関する情報を得ることができる。

また、例えば、前記インピーダンス計測切替部は、さらに、前記心電図取得部が取得した前記心電図における隣接する２つのＲ波の時間間隔に基づいて、前記第一期間の長さを決定する。

また、例えば、前記インピーダンス計測切替部は、最も近い時刻にＲ波が検出された第一の時刻を受付け、第一の時刻から前記隣接する２つのＲ波の時間間隔後の時刻までの間に前記第一期間が含まれるように、前記第一期間の長さを決定する。

これによれば、心電図の計測結果に含まれるＲ波の時間間隔に基づいて、呼吸の計測のための期間の長さを決定することができる。心拍の周期は時々刻々と変化するため、あらかじめ定められた一定周期で呼吸の計測のための期間を設定することはできない。そこで、心拍の一拍の期間においてＲ波の時刻を基準として呼吸の計測のための期間の長さを設定することで、心拍の一拍の期間のそれぞれにおいてＲ波を含まない期間に呼吸の計測のための期間を設定することができる。

また、例えば、前記生体信号計測装置は、さらに、前記インピーダンス計測切替部が決定した前記開始タイミングで、前記複数の電極間に電流の印加を開始する電流印加部を備え、前記インピーダンス計測部は、前記複数の電極間の電位差と前記電流印加部が印加した電流の大きさとに基づいて、前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測する。

これによれば、電位差を計測するために使われる電極を、インピーダンス計測にも共用することができる。よって、心電図の計測を行う場合と比較して、新たな電極を用いることなくインピーダンス計測を行うことができる。よって、呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することができる。

また、例えば、前記呼吸算出部は、互いに異なる複数の方法により前記時間的補間を行うことで、複数の前記呼吸情報の候補を算出し、複数の前記呼吸情報の候補のうち、前記心電図取得部が算出した心拍数が多いほど、呼吸数が多い前記呼吸情報を選択し、選択した前記呼吸情報を新たな呼吸情報として出力する。

これによれば、心拍数と呼吸数との相関を利用して、複数推定された呼吸数の候補から、正しいと推定されるものを選択することができる。よって、より正確に呼吸数の計測を行うことができる。

また、例えば、前記呼吸算出部は、互いに異なる複数の方法により前記時間的補間を行うことで、複数の前記呼吸情報の候補を算出し、複数の前記呼吸情報の候補のうち、前記インピーダンス計測部が計測したインピーダンスの時間的変動の振幅が大きいほど、呼吸数が少ない前記呼吸情報を選択し、選択した前記呼吸情報を、新たな呼吸情報として出力する。

これによれば、心拍数と呼吸の深さとの相関を利用して、複数推定された呼吸数の候補から、正しいと推定されるものを選択することができる。よって、より正確に呼吸数の計測を行うことができる。

また、例えば、前記インピーダンス計測切替部は、さらに、前記ユーザの心電位を継続的に計測する期間である予備計測期間の開始タイミングと長さとを決定し、前記心電図取得部は、前記予備計測期間に前記電位差計測部が計測した電位差から、前記予備計測期間内の前記ユーザの心電位の時間的変動を取得し、前記インピーダンス計測切替部は、前記予備計測期間の前記ユーザの心電位の時間的変動に基づいて、前記第一期間の開始タイミングと長さとを決定する。

これによれば、予備期間に連続的に計測される心電図に基づいて異常などを検出した場合、呼吸の計測のための期間に、当該異常を含まないように、つまり、当該異常を心電図に含むように、呼吸の計測のための期間の開始タイミングと長さとを調整することができる。

また、例えば、前記心電図取得部は、さらに、取得した前記予備計測期間の前記ユーザの心電位の時間的変動に基づいて、Ｐ波又はＳＴ波の異常を検出し、前記インピーダンス計測切替部は、前記心電図取得部が検出した異常を有するＰ波又はＳＴ波、並びに、Ｒ波を前記第二期間に含むように、前記第一期間の開始タイミングと長さとを決定する。

これによれば、予備期間に連続的に計測される心電図においてＰ波又はＳＴ波に異常が検出された場合、呼吸の計測のための期間に、異常を有するＰ波又はＳＴ波を含まないようにすることができる。つまり、当該Ｐ波又はＳＴ波を心電図に含むように、Ｒ波と、呼吸の計測のための期間の開始タイミングと長さとを調整することができる。

なお、これらの全般的または具体的な態様は、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムまたはコンピュータ読み取り可能なＣＤ−ＲＯＭなどの記録媒体記録媒体で実現されてもよく、システム、方法、集積回路、コンピュータプログラムまたは記録媒体の任意な組み合わせで実現されてもよい。

以下、本発明の一態様に係る生体信号計測装置について、図面を参照しながら具体的に説明する。

なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも本発明の一具体例を示す。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、ステップ、ステップの順序などは、一例であり、本発明を限定する主旨ではない。また、以下の実施の形態における構成要素のうち、最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。

（実施の形態１）
本実施の形態において、ユーザ（被験者）の胸部に複数の電極を設置して、当該複数の電極により心拍情報と呼吸情報とを同時に測定する例を示す。ここで、「心拍情報」とは、ユーザの心拍に関する情報である。心拍情報の具体例は、心拍数、心電図の波形などである。また、「呼吸情報」とは、ユーザの呼吸に関する情報である。呼吸情報の具体例は、呼吸数、呼吸の深さ、呼吸の有無などである。

図１は、実施の形態１に係る生体信号計測システム１００の概観図である。実施の形態１に生体信号計測システム１００は、その内部に生体信号計測装置（図示せず）を備える。図１を用いて、生体信号計測装置の実現形態を説明する。

図１の（ａ）に示すように生体信号計測システム１００は、計測サブシステム１００Ａと電極部１００Ｂとを備える。

計測サブシステム１００Ａは、電極部１００Ｂを用いて計測される生体電位に基づいて、呼吸情報と心拍情報とを取得する。

電極部１００Ｂは、少なくとも２つの電極を有する。電極部１００Ｂは、生体電位の計測に必要な個数だけ準備される。例えば、２点間の電位を計測するために、電極部１００Ｂは２本の電極を有してもよい。また、電極部１００Ｂは、計測極、アース及び参照極の３本を有してもよい。また、電極部１００Ｂは、一定以上の大きさであって、導電性を有する材料により構成される。電極部１００Ｂの材料の例は、医療用の金属電極、ディスポーザブル電極等である。

電極部１００Ｂに含まれる電極は、ユーザの胸部に直接接触するように設置される。また、電極部１００Ｂと計測サブシステム１００Ａとは電気的に接続される。電極部１００Ｂと計測サブシステム１００Ａとの間の電気的抵抗が少ないことが望ましい。

例えば、図１の（ｂ）のように、電極部１００Ｂは、医療用ディスポーザブル電極等で構成可能である。この場合、ホック式であれば、電極部１００Ｂは、ホックによって計測サブシステム１００Ａと接続される。

また、例えば、電極間の距離がある程度必要な場合には、図１の（ｃ）のようにケーブルを介して電極部１００Ｂと計測サブシステム１００Ａとが接続されることも可能である。ディスポーザブル電極は、粘着剤によって作られた接着部と電極部とからなり、接着部の接着力によって身体に固定される。

図２は、電極を設置する位置の一例を示す図である。電極の装着位置の例について図２を用いて説明する。

図２に示す電極位置はＮＡＳＡ誘導と呼ばれる。例えば、＋極をユーザ１の胸骨下端に設置し、−極をユーザ１の胸骨上端に設置する。この電極位置による誘導では、Ｐ波の認識が良好であるので、不整脈の分析に適していること、体動による基線動揺や筋電図の混入が少ないことが特徴である。また、後述するように、この電極位置による誘導は、胸部インピーダンス法によるインピーダンス計測に適しているという特徴もある。

なお、図１及び図２において、２つの電極を有する電極部１００Ｂを説明したが、４つの電極を有する電極部を用いることも可能である。この場合、４つのうちの２つの電極間に電流を流し、残りの２つの電極間の電圧を計測する。このようにすることで、２つの電極を有する場合より高精度に、２つの電極間の電圧又はインピーダンスを計測することができる。

図３は、実施の形態１に係る生体信号計測システム１００の機能構成の一例を示す図である。図３に示す生体信号計測システム１００は、電極２Ａ、電極２Ｂ、電位差計測部３、インピーダンス計測部４、心電図分析部５、心電記録部６、インピーダンス計測切替部７、電流印加部８、呼吸算出部９、及び、呼吸記録部１０を備える。

ここで、生体信号計測システム１００の機能のうち、所定の機能を備える部分が、生体信号計測装置に相当する。

図３に示す生体信号計測システム１００に含まれる生体信号計測装置１１０は、電位差計測部３、インピーダンス計測部４、心電図分析部５、インピーダンス計測切替部７、及び、呼吸算出部９を備える。生体信号計測装置１１０は、電極２Ａ、電極２Ｂ、心電記録部６、電流印加部８、及び呼吸記録部１０と、有線又は無線と接続され、情報を送受信できる。

電極２Ａ及び電極２Ｂは、ユーザ１の胸部に設置される。この２電極間の電位やインピーダンスが計測される。電極２Ａ及び電極２Ｂには、電位差計測部３とインピーダンス計測部４とが接続されている。なお、電極２Ａ及び電極２Ｂをまとめて電極部２と呼ぶこともある。電極部２は、少なくとも２つ以上の電極を備えていれば良い。

電位差計測部３は、ユーザの胸部に配置される電極２Ａ及び電極２Ｂ間の電位差を計測する。

心電図分析部５は、電位差計測部３が計測した電位差を分析する。心電図分析部５は、分析の結果を心拍データ及び心電図データとして取得し、心電記録部６に記録する。また、心電図分析部５の分析結果は、インピーダンス計測切替部７に送られる。心電図分析部５は、心電図取得部と対応する。心電図取得部は、少なくとも電位差計測部３が計測した電位差から心電位の時間的変動に関する情報を取得する。

インピーダンス計測切替部７は、インピーダンス計測のタイミングを決定する。

インピーダンス計測部４は、電極２Ａ及び２Ｂ間のインピーダンスを計測する。

電流印加部８は、インピーダンス計測部４がインピーダンスを計測するために必要な電流を電極２Ａ及び電極２Ｂを経由して印加する。もしくは、さらに身体に装着された電流印加用の電極２Ｃ及び電極２Ｄ（図示せず）を経由して印加し、電極２Ａ及び電極２Ｂを電位差又はインピーダンス計測専用の電極としてもよい。電極２Ｃ及び電極２Ｄを用いる場合、電極２Ｃ及び電極２Ｄの位置は、電極２Ａ及び電極２Ｂを結んだ線分より外側に設置されることが望ましい。なお、電流印加部８は、必ずしも独立した機能として存在する必要はなく、インピーダンス計測部４の一機能として実現されてもよい。

呼吸算出部９は、インピーダンス計測部４が計測したインピーダンスを分析して、インピーダンスの時間的変動に基づいてユーザの呼吸を検出し、呼吸記録部１０に記録する。

図４は、実施の形態１に係る生体信号計測システム１００のハードウェア構成の一例を示す図である。生体信号計測システム１００は、生体計測部２１０、信号処理部２２０、蓄積部２３０、バス２０１、及び、バッテリ部２０２を備える。

生体計測部２１０は、生体信号からの情報を取得する。

信号処理部２２０は、生体計測部２１０が取得した生体信号を分析する。

蓄積部２３０は、計測データや処理結果を蓄積する。

バス２０１は、生体計測部２１０、信号処理部２２０、及び、蓄積部２３０を接続するためのバスである。生体計測部２１０、信号処理部２２０、及び、蓄積部２３０は、バス２０１を介して相互にデータの授受が可能である。

バッテリ部２０２は、生体計測部２１０、信号処理部２２０、及び、蓄積部２３０に電力を供給する。

生体計測部２１０は、計測電極２Ａと、参照電極２Ｂと、アース２Ｃと、生体アンプ２１１と、ＡＤ変換部２１２とを有する。なお、生体計測部２１０は、さらに、電流印加部８を有してもよい。

生体アンプ２１１は、計測電極２Ａ及び参照電極２Ｂ間の電位差、又は、インピーダンスを計測する。インピーダンスは、例えば、電流印加部８により、計測電極２Ａ及び参照電極２Ｂ間に微弱な電流を印加しながら、計測電極２Ａ及び参照電極２Ｂ間の電位差を計測し、その電流値と電位差とから計測される。電位計測又はインピーダンス計測の切り替えは、信号処理部２２０からの制御によって行われる。計測により取得されたデータは、ＡＤ変換部２１２は、生体アンプ２１１が計測したデータを、アナログ信号からデジタル信号に変換し、バス２０１を経由して信号処理部２２０のＣＰＵ２２１へ送信する。

信号処理部２２０は、ＣＰＵ２２１と、ＲＡＭ２２２と、ＲＡＭに格納されたプログラム２２３と、ＲＯＭ２２４とを有する。プログラム２２３は、ＲＡＭ２２２又はＲＯＭ２２４に記憶される。ＣＰＵ２２１は、ＲＡＭ２２２又はＲＯＭ２２４に記憶されたプログラム２２３を実行する。プログラム２２３には、後述するフローチャートに示される処理手順が記述されている。生体信号計測システム１００は、このプログラム２２３にしたがって、生体計測部２１０の信号を解析し、計測データや解析結果を蓄積部２３０に蓄える。

蓄積部２３０は、蓄積回路２３１と、記録媒体Ａ２３２と、記録媒体Ｂ２３３とを有する。蓄積部２３０は、信号処理部２２０から受け取ったデータを蓄積回路２３１を経由して、記録媒体Ａ２３２又は記録媒体Ｂ２３３に記録する。図３における心電記録部６及び呼吸記録部１０は、記録媒体Ａ２３２及び記録媒体Ｂ２３３により実現される。すなわち、一例として、図３における心電記録部６は、記録媒体Ａ２３２により実現され、心電図の電位データを記録している。また、図３における呼吸記録部１０は、記録媒体Ｂ２３３により実現され、インピーダンスデータの分析結果である呼吸数などを記録している。なお、図４において、記録媒体Ａ２３２及び記録媒体Ｂ２３３として、記録媒体を２つ記載したが、記録媒体Ａ２３２及び記録媒体Ｂ２３３が同一の記録媒体内の異なる２つの領域を割り当てることで実現されてもよい。

図５は、実施の形態１に係る生体信号計測システム１００のハードウェア構成の別の一例（生体信号計測システム１００ｗ）を示す図である。生体信号計測システム１００ｗは、生体計測部２１０が計測したデータを通信によってＰＣやスマートフォン等に送信する場合の構成例である。

生体信号計測システム１００ｗは、生体計測部２１０、信号処理部２２０、送信部２４０、バス２０１、及び、バッテリ部２０２を備える。生体計測部２１０及び信号処理部２２０は、図４の生体信号計測システム１００における生体計測部２１０及び信号処理部２２０と同様であるため、説明を省略する。

送信部２４０は、送信回路２４１とアンテナ２４２とを有する。送信回路２４１は、信号処理部２２０が解析した計測データや計測結果を、送信プロトコルに適したデータフォーマットに変換し、アンテナ２４２により無線送信する。アンテナ２４２により送信されたデータは、ＰＣやスマートフォン等に搭載された受信装置によって受信され、その後の処理に使用される。

次にデータ処理について説明する。データ処理のうち、まず本願発明において呼吸数を計測するために用いられる胸部インピーダンス法について説明する。胸部インピーダンス法とは、胸部のインピーダンスから心臓や肺に関連した情報を取得する方法である。特に、呼吸に関連した情報を取得する方法については、非特許文献１および非特許文献２の記載に基づいて説明する。

図６は、胸部インピーダンス法の説明図である。インピーダンスを計測するための電極は、例えば、＋極がユーザ１の胸骨下端に設置され、−極がユーザ１の胸骨上端に設置される。この電極間に微弱な電流を印加し、この電極間のインピーダンスを計測する。この方法により計測されるインピーダンスデータは胸部インピーダンスと呼ばれる信号である。胸部インピーダンスは、呼吸成分以外に心拍同期成分を含むため、胸部インピーダンスから呼吸の情報を得るためには、胸部インピーダンスのうち呼吸の情報に関する成分（呼吸成分）を抽出するための処理が必要になる。胸部のインピーダンスデータに含まれる心拍同期成分は呼吸数に比べて周期が短く検出が容易であるので、最初に心拍同期成分を抽出し、胸部インピーダンスから心拍同期成分を差し引くことによって呼吸成分が算出される。このように算出された胸部インピーダンスの呼吸成分の変化から、呼吸状態の変化を検出することができる。

図７は、呼吸状態に変化があった場合のインピーダンス変化の説明図である。図７において、横軸は時間を、縦軸はインピーダンスの変化量を示している。図７の（ａ）では、通常呼吸状態７０１の後に低呼吸の状態７０２があり、その後に通常呼吸状態７０３が発生する場合の例である。低呼吸の状態においては、インピーダンスの振幅が減少していることがわかる。また、図７の（ｂ）では、通常呼吸状態の後に閉塞性無呼吸の状態７０４が発生する場合の例である。この場合には閉塞性無呼吸の状態７０４においては、インピーダンスの振幅が消失していることがわかる。このようにインピーダンス変化は、呼吸数だけでなく、呼気量をも反映している。

（処理の全体概要）
図８に、本実施の形態に係る生体信号計測装置１１０の動作を示すフローチャートである。なお、図８に示すフローチャートの一部のステップの詳細は、後述する。

＜ステップＳ１０＞
電位差計測部３は、心電位として、ユーザ１の胸部に装着された電極２Ａ及び電極２Ｂの間の電位差が計測する。

心電位は、例えば、最大１ｍＶ程度の大きさの電位変化として記録される。電位差計測部３は、生体信号増幅用の回路である生体アンプ２１１を備えていてもよい。

この電位差は、例えば、１０２４Ｈｚ又は５１２Ｈｚでサンプリングされる。サンプリング点ごとのデータが次のステップに送られる。

＜ステップＳ２０＞
心電図分析部５は、電位差計測部３が計測した電位差を分析することで、心電図を取得する。また、心電図分析部５は、取得された心電図を心電記録部６に記録するようにしてもよい。なお、取得された心電図を心電記録部６に記録する処理は、必ずしも実行されなくてもよい。

心電図分析とは、例えば、心拍数を求めることである。心拍数は心電図上において隣接する２つのＲ波の時間間隔であるＲ−Ｒ間隔から求められる。

図９は、心電図波形の模式図である。

図９は一拍分の心電図波形の変化を示す。心電図は、複数拍の心電図波形を含む。心電図は、図９に示す心電図波形が繰り返される電位の変化である。この波形における最も振幅が大きい地点がＲ波と呼ばれている。このＲ波と、当該Ｒ波に隣接するＲ波の時間間隔（Ｒ−Ｒ間隔）から心拍数が算出される。心拍数が算出されるまでの詳細のフローについては後述する。

＜ステップＳ４０＞
インピーダンス計測切替部７は、インピーダンス計測の切り替えを行うか否かを判定する。

具体的には心拍数の算出に必要なＲ波のピークがステップＳ１０で計測された直近のデータに含まれたか否かに基づいて、インピーダンス計測への切り替えを行うかどうかを決定する。Ｒ波のピークが検出された直後に、当該判定においてインピーダンス計測に切り替えると判定される。

＜ステップＳ５０＞
インピーダンス計測を実施すると判定されたかに基づいて処理の分岐が行われる。インピーダンス計測を実施すると判定された場合（ＹＥＳ）にはステップＳ６０に進み、インピーダンス計測に切り替えない場合（ＮＯ）には一連の処理を終了する。

＜ステップＳ６０＞
インピーダンス計測部４は、インピーダンス計測する。インピーダンス計測時には電流印加部８から微弱な交流電流を電極２Ａ及び電極２Ｂ間に印加し、そのときの電極２Ａ及び電極２Ｂ間の電圧値からインピーダンスを計測する。

＜ステップＳ７０＞
インピーダンス計測切替部７は、所定の時間が経過したかどうかを判定する。この判定条件は、一例として、所定時間が経過したらインピーダンス計測から電位差計測に戻る、とする。所定時間とは、例えば、２００ｍｓ以上３５０ｍｓ以下の時間範囲で任意に設定可能としてもよいし、３００ｍｓとしてもよい。

＜ステップＳ８０＞
呼吸算出部９が呼吸数を算出する。直近のインピーダンスの変動データから呼吸変動が求められ、１分間当たりの呼吸回数に変換される。この処理の詳細については後述する。

＜ステップＳ９０＞
呼吸算出部９は、呼吸記録部１０に呼吸データを記録する。呼吸データは、例えば、インピーダンス変動及び呼吸数の少なくとも一方を含む。なお、本ステップの処理は、必ずしも実行されなくてもよい。

このような一連の処理によって、電極部２からの心電情報とインピーダンス情報との収集から記録までが行われる。この処理を繰り返すことで、心電情報とインピーダンス情報との連続的な記録が実現される。

（個別の処理の説明）
次に、心電図分析部５、インピーダンス計測切替部７、及び呼吸算出部９の処理について、個別のフローチャート及び図面を用いて、詳細に説明する。

（心電図分析部５の処理）
図１０は、心電図分析部５の動作を示すフローチャートである。

＜ステップＳ２１＞
心電図分析部５は、電位差計測部３から心電信号を取得する。電位差計測部３では所定の周波数、例えば、１０２４Ｈｚで電位差がサンプリングされ、それを心電図分析部５が受け取る。必ずしもサンプリング毎に取得する必要はなく、適当な間隔、例えば１００ｍｓごとに１００ｍｓの間にサンプリングできたデータを取得するようにしてもよい。心電信号は、複数のＲ波が含まれていることが望ましい。

＜ステップＳ２２＞
心電図分析部５は、ピークの検出を行う。この時点までに取得した心電図のデータと新たに取得したデータをもとに心電図のピーク検出を行う。最も明瞭に観測されるピークはＲ波であり、現在の波形にＲ波の波形が含まれているか否かの判定を行う。Ｒ波の特徴は振幅が急速に大きくなり、その後、すぐに急速に小さくなる点であるので、心電図の振幅の大きさ及び変化速度等の基準から判定が可能である。

＜ステップＳ２３＞
心電図分析部５は、Ｒ波が検出されたか否かを判定する。例えば、心電図分析部５は、検出したピークの電位が、予め所持する閾値以上の場合に、Ｒ波が検出されたと判定する。検出したピークの電位が、予め所持する閾値より小さい場合に、Ｒ波が検出されなかったと判定する。

Ｒ波が検出されたと判定された場合には、ステップＳ２４に進み、Ｒ波が検出されなかったと判定された場合にはステップＳ２７に進む。

＜ステップＳ２４＞
心電図分析部５は、Ｒ波の出現時刻を取得する。サンプリングされた心電データは時刻と対応付けられているので、Ｒ波のピークの時間を取得する。

＜ステップＳ２５＞
心電図分析部５は、Ｒ−Ｒ間隔を、前回Ｒ波が取得された時刻と今回Ｒ波が取得された時刻との差分から計算する。

＜ステップＳ２６＞
心電図分析部５は、瞬時心拍数を計算する。瞬時心拍数とは、ステップＳ２５にて計算されたＲ−Ｒ間隔が持続したとした場合の、１分あたりの心拍数のことで、６０（秒）／Ｒ−Ｒ間隔（秒）によって算出される。例えば、Ｒ−Ｒ間隔が１秒であれば、瞬時心拍数は６０、Ｒ−Ｒ間隔が０．５秒であれば１２０になる。

＜ステップＳ２７＞
心電図分析部５は、計測されたデータを心電記録部６に送付する。送られるデータは、新たに取得した心電信号のデータと、瞬時心拍数のデータとのうち少なくとも一方である。

なお、ステップＳ２２及びステップＳ２３において、ピークの電位を用いてＲ波を検出しているが、Ｒ波を検出する公知な方法を利用できる。例えば、予め保持するＲ波の波形のテンプレートと、取得した心電図に含まれる波形の部分との類似度を比較する。所定以上の類似度を有する心電図に含まれる波形を、Ｒ波として検出しても良い。

このような処理の繰り返しによって、連続的な心電情報の計測が実現できる。図１１を用いてさらに説明する。

図１１は、心電図から心拍数を算出する計算の説明図である。

図１１の（ａ）は、計測された心電図の一例である。心電波形は電極位置によって様々な形状で記録される。この心電図の変化波形をもとに、Ｒ波が検出される。Ｒ波は心電図の中で特に振幅が短時間に急峻に変化したポイントであり、振幅の所定の閾値以上の変化や、短時間での変化を組合せて検出が可能である。図１１の（ａ）にＲ波の位置を示す。

図１１の（ｂ）は、Ｒ−Ｒ間隔の計算方法を示す図である。例えば、４つのＲ波に対してＲ−Ｒ間隔は３つ定義可能である。例えば、それらの間隔が１．００秒、０．９５秒、及び、０．９７秒と算出できる。

図１１の（ｃ）は、瞬時心拍数の算出方法を示す図である。瞬時心拍数とは直近のＲ−Ｒ間隔が１分間繰り返されると考えた場合の１分あたりの心拍数のことであり、６０（秒）／Ｒ−Ｒ間隔（秒）にて算出できる。例えば、前記のＲ−Ｒ間隔の例では、瞬時心拍数は、６０、６３、及び、６２と算出される。

図１１の（ｄ）は、瞬時心拍数の時間変化を示す図である。Ｒ波が検出されるたびにプロットが可能なため、心拍回数分のプロットがされている。

（インピーダンス計測切替部７の処理）
次に、インピーダンス計測切替部７の処理の詳細について説明する。図１２はインピーダンス計測切替部７の動作を示すフローチャートである。なお、図１２のフローチャートは、図８のフローチャートのステップＳ４０からステップＳ７０までに対応する部分について、インピーダンス計測切替部７の動作に着目したものである。

＜ステップＳ３１＞
インピーダンス計測切替部７は、心電図分析部５から心電分析結果を取得する。心電分析結果とは、この処理が実施された時点でＲ波が検出されているかどうかを示す。心電分析結果は、例えば、現時点に最も近い時刻にＲ波が検出された時刻情報を含む。

＜ステップＳ３２＞
インピーダンス計測切替部７は、心電図分析部５にてＲ波が検出されていたか否かを判定する。例えば、インピーダンス計測切替部７は、所定の時間帯にＲ波が含まれていたか否かを判定する。所定の時間帯の例は、現時点から所定時間前の時刻から現時点前までの時間である。インピーダンス計測切替部７は、Ｒ波の検出に関する所定の時間帯を予め記録しても良いし、外部の記録部から受け付けても良い。

Ｒ波が検出されていた場合にはステップＳ３３に進み、Ｒ波が検出されていない場合には処理を終了する。

ここで、Ｒ波が検出された時刻を含む前後の所定時間帯を、Ｒ波を含む期間と称する。Ｒ波が検出された時刻から次のＲ波が検出されると想定される時刻までの時間であり、かつ、Ｒ波を含む期間以外の時間帯を、Ｒ波を含まない期間と称する。ここで、Ｒ波を含まない期間を第一期間とも称し、Ｒ波を含む期間を第二期間とも称する。一般的には、心電図の波形は、第一期間と第二期間とを交互に有する。

例えば、インピーダンス計測切替部７は、心電分析部５から、Ｒ波が検出された時刻とＲ−Ｒ間隔の時間とを受付け、Ｒ波を含む期間とＲ波を含まない期間とを決定する。インピーダンス計測切替部７は、現時点から所定の時間前の時間帯に、第二期間が含まれているか否かにより、Ｒ波が検出されていたか否かを判定しても良い。

＜ステップＳ３３＞
インピーダンス計測切替部７は、Ｒ波が検出されたことを受けてインピーダンス計測に切り替えるための処理を行う。

生体信号計測装置１１０は、電極２Ａ及び電極２Ｂ間の電位差及びインピーダンスの両方を計測する機能を有し、本ステップの処理により、電位差計測からインピーダンス計測に切り替えられる。

＜ステップＳ３４＞
インピーダンス計測切替部７は、インピーダンス計測部４にインピーダンス計測を実施させるように制御する。インピーダンス計測のためには微弱な電流を人体に流す。インピーダンス計測時には、電極２Ａ及び電極２Ｂ間に微弱電流が印加され、インピーダンス計測が行われる。なお、微弱電流は、電流印加部８により印加されてもよい。

＜ステップＳ３５＞
インピーダンス計測切替部７は、インピーダンス計測部４でのインピーダンス計測の計測開始からの経過時間を算出し、所定の時間が経過したか否かを判定する。インピーダンス計測切替部７は、インピーダンス計測の計測時間に関する所定の時間を予め記録しても良いし、外部の記録部から受け付けても良い。

長時間の間、インピーダンスのみを計測した場合、次のＲ波を検出することができない。よって、インピーダンス計測開始から所定時間経過した場合には、心電計測に戻す必要がある。人間の心拍数は６０前後〜２００前後であることからすると、前回のＲ波検出時刻から０．３秒〜１秒経過したときに次のＲ波が検出されることが想定される。このため、インピーダンス計測の所定の経過時間は０．３秒以上に設定可能である。次のＲ波が検出されるまでの時間は心拍数によって変動するため、年齢や運動時か否かなどによって補正することで、Ｒ波を検出しながらインピーダンス計測ができるシステムが構成可能である。

なお、心臓の疾病に関するモニタリングをしなければならない場合には、心電位をより正確に計測しなければならないため、切り替え間隔を短くしてもよい。

＜ステップＳ３６＞
インピーダンス計測切替部７は、インピーダンス計測開始後、所定の時間が経過したことを受けて、次のＲ波検出のための心電計測に切り替える。

このような処理の繰り返しによって、インピーダンス計測と心電位計測とを切り替えながら、インピーダンス及び心電位の両方の計測が実現できる。これによって心電図におけるＲ波のタイミングを検出するとともに、呼吸情報の計測も可能になる。

図１３は、実施の形態１に係る生体信号計測装置により取得されるデータの説明図である。図１３の（ａ）は、心電図のみを計測したときのデータ例である。通常、心電図のみを計測した場合には、このようなデータが取得される。波形については電極位置によって変化するので様々な形状があり得る。Ｒ波は振幅が急峻に変化した点である。図１３の（ａ）において、Ｒ波のタイミングでインピーダンス計測に切り替えられる。図１３の（ｂ）は、インピーダンス計測切替部７により制御されたタイミングで計測されたインピーダンス計測データである。実線部が計測されたデータを示している。また、実線部のデータを時間的補間（以降、単に補間）することで得られた、実際には計測されなかった期間のデータを破線で示す。図１３の（ｃ）は、インピーダンス計測切替部７により制御されたタイミングで計測された心電図記録である。インピーダンスが計測されなかったときにだけ心電図が記録されている様子がわかる。このような心電図に基づいて、図１３の（ａ）に示されるような完全な心電図に基づく場合と同等に正確なＲ−Ｒ間隔が算出できるのが特徴である。

（呼吸算出部９の処理）
図１４は、呼吸算出部９の動作を示すフローチャートである。呼吸算出部９の処理の詳細について図１４を用いて説明する。

＜ステップＳ８１＞
呼吸算出部９は、インピーダンス計測部４からインピーダンス値を取得する。ここで取得されるインピーダンス値は、前回取得時から現時点まで時間区間分である。なお、図１３の（ｂ）のように、すべての時間においてインピーダンス値が計測されているわけではなく、間欠的に計測されたデータが取得される。

＜ステップＳ８２＞
呼吸算出部９は、ステップＳ８１で取得されたインピーダンス情報から呼吸成分を抽出する。ステップＳ８１で取得されたインピーダンス情報には、心臓の動きに由来する心電関連の情報、体動情報、又は、呼吸情報などが混在している。このため、呼吸に由来する成分のみをフィルタリングする必要がある。この方法は、非特許文献１に示されるように、計測されたインピーダンス値の源信号から心電由来の成分を適応フィルタによって除去した後の成分を用いればよい。非特許文献１の処理によって、呼吸に対応した成分が抽出できる。

図１５を用いてさらに呼吸成分の抽出方法について説明を行う。図１５は、インピーダンスから呼吸数への変換方式の説明図である。胸部インピーダンスは、適応フィルタ（ＳＦＬＣ、scaled Fourier linear combiner）によって心拍同期成分が抽出され、胸部インピーダンス成分と心拍同期成分との差分演算によって呼吸成分が算出可能であることを示している。

＜ステップＳ８３＞
呼吸算出部９は、ステップＳ８２で取得された呼吸成分が含まれたインピーダンス信号に対して補間処理を施す。間欠的に得られていたインピーダンス信号に対して曲線補間処理を行うことで、連続的な呼吸関連の波形が取得できる。補間処理を行った後の曲線の例としては、図１３の（ｂ）の破線及び実線を組み合わせた波形になる。この処理を行うことで、呼気と吸気との切り替わりのタイミングが検出可能になる。

＜ステップＳ８４＞
呼吸算出部９は、ステップＳ８３で取得された連続的な呼吸関連の波形のピーク検出を行う。呼吸に関連するインピーダンス変動は、呼吸と同期して変化することが知られているので、ピーク検出をすることで、呼気状態から吸気状態へ、又は、吸気状態から呼気状態へ、の変化点が検出できる。

＜ステップＳ８５＞
呼吸算出部９は、ピーク検出の結果を判定する。ピークが検出されていない場合には、今回のインピーダンス取得処理区間においては、呼吸数の検出に関連した情報は得られなかったとして、呼吸算出部９の処理を終了する。一方、ピークが検出された場合にはステップＳ８６に処理を進める。

＜ステップＳ８６＞
呼吸算出部９は、ピーク検出時のサンプリング時刻を計測時刻に変換する。

＜ステップＳ８７＞
呼吸算出部９は、ピーク間隔を計算する。呼吸算出部９は、前回のピーク検出時の計測時刻を記憶しており、前回のピーク検出時刻と今回のピーク検出時刻との差分から、一呼吸に要した時間を算出する。

＜ステップＳ８８＞
呼吸算出部９は、呼吸数を計算する。一呼吸に要した時間を用いて、今回の呼吸を１分間繰り返したと仮定した場合の呼吸数は、６０（秒）／呼吸所要時間（秒）と算出される。

以上の処理によって、呼吸算出部９は、インピーダンス計測部４が計測したインピーダンス情報から呼吸数を算出し、呼吸記録部１０に記録する。これにより、同一の電極で電位差とインピーダンスとの両方を、タイミングを考慮しながら切り替えて計測することにより、心拍数の情報と呼吸数の情報との両方を継続して計測可能になる。

なお、計測の初期段階、または、計測中の所定の段階に、心電図のみを計測する期間である予備計測期間（例えば、１分、又は、２分）を設けるようにしてもよい。そして、予備計測期間の心電図の分析結果に基づいて、その後のインピーダンス計測期間への切り替えタイミングを調整するようにしてもよい。以下で、心電図の分析結果に基づく切り替えタイミングの制御方法について具体的に説明する。

心電図の分析結果から、心房期外収縮が見られるときには、標準的に想定される心拍数の倍程度の心拍数を設定する。心房期外収縮は、ほぼ一定のＲ−Ｒ間隔において、突然早い心拍が出現する現象として検出される。この場合には、標準的に想定される心拍数に基づいて計測を行うと心房期外収縮によるＲ波を計測できない可能性がある。よって、標準的に想定される心拍数の倍程度の心拍数を設定することで、心房期外収縮によるＲ波を測定できるようにする。

また、心電図の分析結果においてＰ波に異常が見られるときには、Ｒ波の直前のＰ波も心電図の計測範囲に含めるように、インピーダンス計測期間への切り替えタイミングを設定する。また、Ｒ波の直後にインピーダンス計測に切り替え、心電図の計測期間がインピーダンスの計測期間に重ならないようにする。Ｐ波の異常の具体例は、Ｐ波の波形が消失し、心電図上でＰ波を認識できない場合や、通常のＰ波の波形と異なる波形が測定される場合である。なお、この場合、ＳＴ波がインピーダンス計測できなくてもよい。特に、Ｐ波の波形が消失する場合、Ｒ波が突発的に現れるため、インピーダンスの計測時間を少なくすることが効果的である。

また、心電図の分析結果においてＳＴ波に異常が見られるときには、ＳＴ波の心電図波形も計測範囲に含めるように、インピーダンス計測期間への切り替えタイミングを設定する。また、心電図の計測期間がインピーダンスの計測期間に重ならないようにする。Ｒ波の直後には切り替えを行わず、ＳＴ波の計測終了後にインピーダンス計測に切り替えるようにしてもよい。ＳＴ波の異常の具体例は、ＳＴ波の振幅が通常より上昇又は低下する場合である。なお、この場合、Ｐ波がインピーダンス計測できなくてもよい。特に、Ｐ波及びＳＴ波が発生する時間以外の時間で、インピーダンスを計測することが効果的である。

なお、Ｐ波に異常が見られる場合、心房の異常が疑われる。また、ＳＴ波に異常が見られる場合、心筋虚血が疑われる。

（効果の説明）
以上のような構成及び処理によって、同一の電極セットを用いて時分割で電位計測とインピーダンス計測とを時分割で交互に行うことで、電位のみの計測の場合に対して追加のセンサをユーザに装着することなく、心拍数と呼吸数との情報を簡易に計測できる。

なお、インピーダンス計測切替部７において、インピーダンス計測の持続時間をＲ波検出から０．３秒と所定時間としたが、他の切り替え方法も考えられる。心電図においてはＲ波以外の波形からも診断の情報が得られることから、心電図重視のデータ収集を行う場合には、インピーダンス計測時間を短く、例えば、数十ミリ秒〜１００ミリ秒に設定することも可能である。これは切り替えに要する時間によっても変動しうる。一般的に呼吸数よりも心拍数の方が多いので、心拍のＲ波ごとに比較的短時間のインピーダンスデータがあれば、呼吸数のある程度の推定は可能でなる。

また、インピーダンス法による呼吸計測では、呼気量に関する情報も得られる。そのため、なるべくインピーダンス変化の区間を大きくしたい場合には、インピーダンス計測の持続時間を所定の時間としなくても、現在のＲ−Ｒ間隔に基づいて次のＲ波の出現タイミングを予測することで、次のＲ波を検出することができる程度に十分に長いインピーダンス計測時間を設定できる。Ｒ−Ｒ間隔は、急激に大きく変化することはないため、現在のＲ−Ｒ間隔と類似の間隔が想定できるからである。

なお、図５のように、送信部２４０を備えて、測定データを無線送信する構成において、前述の心電図分析、インピーダンス切り替え、又は、呼吸算出等の信号処理は、生体信号計測システム１００ｗ内で実施してもよいし、無線送信先の受信装置で実施してもよい。つまり、上記の信号処理を生体信号計測システム１００内において実施せずに、送信部２４０からデータ受信側のＰＣ等にデータを先に送信し、受信側のＰＣで信号処理を行ってもよい。生体信号計測システム１００内の信号処理部２２０で複雑な信号処理を実施した場合にはＣＰＵ等の消費電力が増加する。送信部２４０においてデータ送信量と消費電力とは比例関係にあるため、長時間のモニタリングを実施するためには、ＰＣ側と生体信号計測システム１００ｗ側とのどちらで信号処理を行い、どれだけのデータを送信するかについてはアプリケーションに適した設定をすればよい。

以上のように、本発明の一態様に係る生体信号計測装置によれば、生体信号計測装置は、同一の電極を用いて時分割で、心電図計測により心拍情報を、インピーダンス計測により呼吸情報を、連続的に取得することができる。その際、心電図における特徴的な波形であるＲ波を含まない期間を呼吸の計測に用いるようにする。これによって、心電図計測期間には、心拍情報の取得に必要な情報を含む期間の測定データを取得することができる。また、インピーダンス計測期間には、上記測定データ以外の測定データを取得することができる。よって、呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することができる。

また、心電図の計測結果に、心電図の特徴的な波形であるＲ波を含むようにすることができる。心電図の計測結果にＲ波を検出することで、心拍数や心拍の深さなどの心拍に関する情報を得ることができる。よって、より正確に心拍数の計測を行うことができる。

また、心電図の計測結果に含まれるＲ波の時間間隔に基づいて、心拍数を算出することができる。よって、より正確に心拍数の計測を行うことができる。

また、心電図の計測結果に含まれるＲ波を基準として、呼吸の計測のための期間の開始タイミングを決定することができる。呼吸の計測のための期間の開始タイミングの決定は、既に計測された心電図を用いて、次の呼吸の計測のための期間の開始タイミングを予測することにも対応する。心拍の周期は時々刻々と変化するため、あらかじめ定められた一定周期で呼吸の計測のための期間を設定することはできない。そこで、心拍の一拍の期間においてＲ波の時刻を基準として呼吸の計測のための期間の開始タイミングを設定することで、心拍の一拍の期間のそれぞれにおいてＲ波を含まない期間に呼吸の計測のための期間を設定することができる。

また、時間的に分離された複数の期間におけるインピーダンス計測結果を時間的に補間することで、連続的なインピーダンス計測結果を得ることができる。そして、インピーダンス計測結果から呼吸に関する情報を得ることができる。

また、心電図の計測結果に含まれるＲ波の時間間隔に基づいて、呼吸の計測のための期間の長さを決定することができる。心拍の周期は時々刻々と変化するため、あらかじめ定められた一定周期で呼吸の計測のための期間を設定することはできない。そこで、心拍の一拍の期間においてＲ波の時刻を基準として呼吸の計測のための期間の長さを設定することで、心拍の一拍の期間のそれぞれにおいてＲ波を含まない期間に呼吸の計測のための期間を設定することができる。

また、電位差を計測するために使われる電極を、インピーダンス計測にも共用することができる。よって、心電図の計測を行う場合と比較して、新たな電極を用いることなくインピーダンス計測を行うことができる。よって、呼吸情報と心拍情報とを同時に取得することができる。

また、予備期間に連続的に計測される心電図に基づいて異常などを検出した場合、呼吸の計測のための期間に、当該異常を含まないように、つまり、当該異常を心電図に含むように、呼吸の計測のための期間の開始タイミングと長さとを調整することができる。

また、予備期間に連続的に計測される心電図においてＰ波又はＳＴ波に異常が検出された場合、呼吸の計測のための期間に、異常を有するＰ波又はＳＴ波を含まないように、つまり、当該Ｐ波又はＳＴ波を心電図に含むように、Ｒ波と、呼吸の計測のための期間の開始タイミングと長さとを調整することができる。

（実施の形態２）
本実施の形態では、呼吸算出部９の呼吸数の推定方法の他の例について説明する。

上述のように、心電図は、第一期間と第二期間とを交互に繰り返されているため、第一期間でインピーダンスを計測した場合には、インピーダンス計測結果は間欠的に得られる。インピーダンス計測結果から呼吸成分を推定するためには、呼吸波形の推定が必要である。しかしながら、十分な長さの時間区間のインピーダンス計測データが得られない場合には、呼吸波形の推定が正確に行えないことが考えられる。なぜなら、呼吸の周期は、深呼吸であれば一呼吸に数秒から数十秒かかる場合もあるし、運動後の呼吸であれば一呼吸に１秒以下の場合もありえるからである。

例えば、人の心拍変動は、１分間に４０〜２００程度と５倍程度の範囲で変動する。また、例えば、４０〜１８０の心拍数を計測することが求められる。

一方、呼吸数は、１分間に５，６回〜１００回程度と１０倍以上の範囲で変動する。つまり、呼吸数の変動範囲は、心拍数の変動範囲より広い。よって、呼吸数の推定が難しいと考えられる。

図１６は、呼吸数の推定の一例を示す図である。図１６の（ａ）は、計測されたインピーダンス信号である。心電図を重視し、比較的長時間の心電計測を行うためのデータ取得の場合、図１６の（ａ）のようにインピーダンス信号の取得されている時間区間が短くなることがある。図１６の（ｂ）は、計測されたインピーダンスの推定曲線の一例である。破線で示される曲線は、図１３の（ｂ）と同様の周期で呼吸をしている場合の推定曲線である。図１６の（ｃ）は、計測されたインピーダンスの推定曲線の他の一例である。インピーダンス信号の時間が短い場合には、図１６の（ｃ）のような推定曲線も可能になる。この場合、図１６の（ｃ）から得られる呼吸情報は、図１６の（ｂ）よりもゆったりとした浅目の呼吸をしていることを示す。このように、複数の推定曲線の候補が存在し、一意に定めることが難しい場合が存在する。

本実施の形態において、この呼吸波形の推定をより精度良く行うための手法の例を説明する。実施の形態１との違いは、実施の形態１においては、心電図分析部５の結果はインピーダンス計測の切り替えのみに使用されていたが、本実施の形態においては、心電図分析部５の情報を呼吸算出部９でも活用する点である。

図１７は、本実施の形態に係る生体信号計測システム１０１の機能構成の一例を示す図である。実施の形態１と異なるのは、呼吸算出部９の代わりに、呼吸算出部９ａを備える点である。呼吸算出部９と呼吸算出部９ａとは、内部での演算方法が異なる。このため、呼吸算出部９ａの処理を中心に説明する。

図１８は、本実施の形態に係る生体信号計測システム１０１の呼吸算出部９ａのフローチャートを示す。基本的には図１４の流れと同様であるが、ステップＳ８９ＡとステップＳ８９Ｂとが、ステップＳ８２とステップＳ８３との間に追加されている。以下では、このステップＳ８９ＡとステップＳ８９Ｂ、及び、曲線補間方法のＳ８３について説明する。

＜ステップＳ８９Ａ＞
呼吸算出部９ａは、心電図分析部５から現在の心拍数の情報を取得する。心拍数の情報とは直近の瞬時心拍数、又は、直近の数秒間ないし十数秒間の平均心拍数などが使用可能である。心拍数と呼吸数とは一般的には正の相関を有する。

＜ステップＳ８９Ｂ＞
呼吸算出部９ａは、心拍数の情報に基づき呼吸数の推定に基づく補間曲線の設定を行う。基本的には補間曲線の周期が呼吸数に基づき設定される。一般的な安静時の呼吸数は成人で１６〜１８回とされているので、現在のユーザの標準的な心拍数であれば、呼吸数は、例えば、１７回付近と想定できる。その場合には補間曲線の周期の初期値を、標準的な心拍数である１７回に設定すればよい。また、心拍数が標準的な心拍数よりもある程度以上高い場合、例えば３０％以上高い場合には、呼吸数も高いことが想定されるので、補間曲線の周期も高めに設定すればよい。例えば、３０回程度としてもよい。補間が失敗する場合には、例えば、２周期分の波形を１周期分の波形とみなしてしまうことが考えられるが、その場合には補間曲線の周期を予め約２倍に設定することで、補間が失敗することを回避できる。

なお、図１７の構成において、心拍数と呼吸数との対応関係をデータベースとして蓄積することで、呼吸数の探索範囲を決定することも可能である。

ステップＳ８３では、ステップＳ８２で取得された呼吸成分が含まれたインピーダンス信号に対して補間処理を施す。間欠的に得られていたインピーダンス信号に対して曲線補間処理を行うことで、連続的な呼吸関連の波形が取得できる。ステップＳ８９Ｂでこの曲線補間処理の周期を予め設定しておくことにより、２倍や３倍の周期と間違わないようにできる。

なお、本実施の形態において、ユーザの呼吸数の概算値を推定し、それに近い値となるように補間曲線の周期を設定する方法を説明した。この方法は、曲線補間処理の周期を予め複数設定しておき、複数の曲線補間処理方法によって得られる複数の補間曲線から、現象に一致すると推定されるものを選択する、と表現することもできる。

（効果の説明）
以上の処理によって、心電図分析で得られた心拍数の情報に基づいて、呼吸数の推定を行うことで、呼吸数の推定エラーを低減し、ばらつきの大きな呼吸数の推定をより正確に行うことができる。

なお、成人では安静時の呼吸数は１６〜１８回とされているが、幼児では２０〜３０回、乳児では３０〜４０回になっている。このため、補間曲線の初期値としての周期は、ユーザの年齢に応じて修正してもよい。

なお、胸部インピーダンスの呼吸成分においては、振幅と換気量とが相関することがわかっているので、換気量に応じて補間曲線の初期値を修正してもよい。例えば、深呼吸の場合換気量が多く呼吸はゆっくりになることが想定される。また、換気量が少ない場合には呼吸数は多くなることが考えられるので、それを考慮して補間曲線の初期値を修正してもよい。より具体的には心拍数とインピーダンスの振幅との両方を考慮すればよい。

以上のように、本発明の一態様に係る生体信号計測装置によれば、心拍数と呼吸数との相関を利用して、複数推定された呼吸数の候補から、正しいと推定されるものを選択することができる。よって、より正確に呼吸数の計測を行うことができる。

また、心拍数と呼吸の深さとの相関を利用して、複数推定された呼吸数の候補から、正しいと推定されるものを選択することができる。よって、より正確に呼吸数の計測を行うことができる。

なお、上記各実施の形態において、各構成要素は、専用のハードウェアで構成されるか、各構成要素に適したソフトウェアプログラムを実行することによって実現されてもよい。各構成要素は、ＣＰＵまたはプロセッサなどのプログラム実行部が、ハードディスクまたは半導体メモリなどの記録媒体に記録されたソフトウェアプログラムを読み出して実行することによって実現されてもよい。ここで、上記各実施の形態の画像復号化装置などを実現するソフトウェアは、次のようなプログラムである。

すなわち、このプログラムは、コンピュータに、ユーザの胸部に配置される複数の電極を用いて、前記複数の電極間の電位差を計測する電位差計測ステップと、前記電位差計測ステップにおいて計測された電位差を分析することで、前記ユーザの心電位の時間的変動を示す心電図を取得する心電図分析ステップと、前記心電図分析ステップにおいて取得された前記心電図の波形において、Ｒ波を含まない期間である第一期間の開始タイミングを決定するインピーダンス計測切替ステップと、前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測ステップと、前記インピーダンス計測ステップにおいて計測されたインピーダンスの時間的変動に基づいて、前記ユーザの呼吸に関する情報である呼吸情報を算出する呼吸算出ステップとを実行させる。

以上、本発明の一つまたは複数の態様に係る生体信号計測装置について、実施の形態に基づいて説明したが、本発明は、この実施の形態に限定されるものではない。本発明の趣旨を逸脱しない限り、当業者が思いつく各種変形を本実施の形態に施したものや、異なる実施の形態における構成要素を組み合わせて構築される形態も、本発明の一つまたは複数の態様の範囲内に含まれてもよい。

本発明にかかる生体信号計測装置によれば、生体情報モニタリング装置を簡易に構成できる。これにより、従来は病院等で入院等によってしか把握できなかった心電図と呼吸数の両方の情報が自宅でも評価でき、長時間、長期間にわたる評価が可能になる。具体的には、病院内での計測の簡素化、自宅等での健康状態の確認、スポーツ時の運動負荷状態の把握等、心拍及び呼吸の両方を計測する分野に応用可能である。

１ ユーザ
２、１００Ｂ 電極部
２Ａ 電極（＋）
２Ｂ 電極（−）
２Ｃ 電極（アース）
３ 電位差計測部
４ インピーダンス計測部
５ 心電図分析部
６ 心電記録部
７ インピーダンス計測切替部
８ 電流印加部
９、９ａ 呼吸算出部
１０ 呼吸記録部
１００、１００ｗ、１０１ 生体信号計測システム
１００Ａ 計測サブシステム
１１０、１１１ 生体信号計測装置
２０１ バス
２０２ バッテリ部
２１０ 生体計測部
２１１ 生体アンプ
２１２ ＡＤ変換部
２２０ 信号処理部
２２１ ＣＰＵ
２２２ ＲＡＭ
２２３ プログラム
２２４ ＲＯＭ
２３０ 蓄積部
２３１ 蓄積回路
２３２ 記録媒体Ａ
２３３ 記録媒体Ｂ
２４０ 送信部
２４１ 送信回路
２４２ アンテナ

Claims (15)

1. ユーザの胸部に配置される複数の電極を用いて、前記複数の電極間の電位差を計測する電位差計測部と、
   前記電位差計測部が計測した電位差から、前記ユーザの心電位の時間的変動を示す心電図を取得する心電図取得部と、
   前記心電図取得部が取得した前記心電図を用いて、Ｒ波を含まない期間である第一期間の開始タイミングを決定するインピーダンス計測切替部と、
   前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測部と、
   前記インピーダンス計測部が計測したインピーダンスの時間的変動に基づいて、前記ユーザの呼吸に関する情報である呼吸情報を算出する呼吸算出部とを備える
   生体信号計測装置。
2. 前記心電図取得部は、
   前記第一期間と異なる期間であって、前記心電図におけるＲ波を含む期間である第二期間に前記電位差計測部が計測した電位差から、前記ユーザの心電図を取得する
   請求項１に記載の生体信号計測装置。
3. 前記心電図取得部は、さらに、
   前記心電図における隣接する２つのＲ波の時間間隔に基づいて心拍数を算出し、算出した心拍数を出力する
   請求項１又は請求項２に記載の生体信号計測装置。
4. 前記インピーダンス計測切替部は、
   前記心電図取得部が取得した前記心電図におけるＲ波を基準とする所定時間後を、前記第一期間の開始タイミングとして決定する
   請求項１〜３のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
5. 前記インピーダンス計測切替部は、
   前記心電図に含まれる、現時点から最も近い時刻のＲ波の時刻から所定時間範囲後の時刻を、前記第一期間の開始タイミングとして決定する
   請求項１〜３のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
6. 前記心電図取得部は、
   複数の前記第一期間と、複数の前記第一期間の間に含まれる前記第二期間とを含む心電図を取得し、
   前記呼吸算出部は、
   前記第一期間内に計測した前記電極間のインピーダンスのそれぞれの間であり前記第二期間に相当する時間における電極インピーダンスを時間的補間することで、当該インピーダンスの時間的変動を取得し、取得した当該インピーダンスの時間的変動の低周波成分のピークに基づいて、前記呼吸情報を算出する
   請求項２に記載の生体信号計測装置。
7. 前記インピーダンス計測切替部は、さらに、
   前記心電図取得部が取得した前記心電図における隣接する２つのＲ波の時間間隔に基づいて、前記第一期間の長さを決定する
   請求項１〜６のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
8. 前記インピーダンス計測切替部は、
   最も近い時刻にＲ波が検出された第一の時刻を受付け、第一の時刻から前記隣接する２つのＲ波の時間間隔後の時刻までの間に前記第一期間が含まれるように、前記第一期間の長さを決定する
   請求項７に記載の生体信号計測装置。
9. 前記生体信号計測装置は、さらに、
   前記インピーダンス計測切替部が決定した前記開始タイミングで、前記複数の電極間に電流の印加を開始する電流印加部を備え、
   前記インピーダンス計測部は、
   前記複数の電極間の電位差と前記電流印加部が印加した電流の大きさとに基づいて、前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測する
   請求項１〜８のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
10. 前記呼吸算出部は、
    互いに異なる複数の方法により前記時間的補間を行うことで、複数の前記呼吸情報の候補を算出し、
    複数の前記呼吸情報の候補のうち、前記心電図取得部が算出した心拍数が多いほど、呼吸数が多い前記呼吸情報を選択し、選択した前記呼吸情報を新たな呼吸情報として出力する
    請求項６に記載の生体信号計測装置。
11. 前記呼吸算出部は、
    互いに異なる複数の方法により前記時間的補間を行うことで、複数の前記呼吸情報の候補を算出し、
    複数の前記呼吸情報の候補のうち、前記インピーダンス計測部が計測したインピーダンスの時間的変動の振幅が大きいほど、呼吸数が少ない前記呼吸情報を選択し、選択した前記呼吸情報を、新たな呼吸情報として出力する
    請求項６に記載の生体信号計測装置。
12. 前記インピーダンス計測切替部は、さらに、
    前記ユーザの心電位を継続的に計測する期間である予備計測期間の開始タイミングと長さとを決定し、
    前記心電図取得部は、
    前記予備計測期間に前記電位差計測部が計測した電位差から、前記予備計測期間内の前記ユーザの心電位の時間的変動を取得し、
    前記インピーダンス計測切替部は、
    前記予備計測期間の前記ユーザの心電位の時間的変動に基づいて、前記第一期間の開始タイミングと長さとを決定する
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
13. 前記心電図取得部は、さらに、
    取得した前記予備計測期間の前記ユーザの心電位の時間的変動に基づいて、Ｐ波又はＳＴ波の異常を検出し、
    前記インピーダンス計測切替部は、
    前記心電図取得部が検出した異常を有するＰ波又はＳＴ波を、前記第一期間と異なる期間であって、前記心電図におけるＲ波を含む期間である第二期間に含むように、前記第一期間の開始タイミングと長さとを決定する
    請求項１２に記載の生体信号計測装置。
14. ユーザの胸部に配置される複数の電極を用いて、前記複数の電極間の電位差を計測する電位差計測ステップと、
    前記電位差計測ステップにおいて計測された電位差から、前記ユーザの心電位の時間的変動を示す心電図を取得する心電図取得ステップと、
    前記心電図取得ステップにおいて取得された前記心電図を用いて、Ｒ波を含まない期間である第一期間の開始タイミングを決定するインピーダンス計測切替ステップと、
    前記第一期間内の前記複数の電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測ステップと、
    前記インピーダンス計測ステップにおいて計測されたインピーダンスの時間的変動に基づいて、前記ユーザの呼吸に関する情報である呼吸情報を算出する呼吸算出ステップとを含む
    生体信号計測方法。
15. 請求項１４に記載の生体信号計測方法をコンピュータに実行させるためのプログラム。

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