JP6512406B2 - 生体情報モニタリングシステム、装置、方法およびそのプログラム - Google Patents

Description

本願は、呼吸を抽出する技術に関する。より具体的には、本願はユーザの身体に装着された複数の電極を利用して生体のインピーダンスを計測し、呼吸に関する情報を抽出する技術に関する。

近年、長時間にわたってユーザの身体状態を電気的および機械的に計測し、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）や心臓の動きに関連した心電図（ＥＣＧ）が挙げられる。このうち心電図はたとえば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。また、心電図は、心疾患の疑いがある場合にホルター型心電計と呼ばれる携帯型の心電計を用いても取得され得る。ホルター型心電計を用いることで、長時間、例えば２４時間にわたって、自宅等の病院以外の場所で心電図を記録することが可能である。近年、このホルター型心電計の小型化が進み、ユーザはより簡易に心電図を計測可能になってきている。

ホルター型心電計を用いて長時間にわたり心電図を記録することで、病院の短時間の検査では検出できない不整脈等の症状を発見できる。しかしながら、心電図以外にも長時間検査を行うことができれば明らかになる検査項目（症例）がある。例えば、睡眠時無呼吸症候群である。睡眠時無呼吸症候群は、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評価には、心電図や呼吸や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ある。この検査は病院内に宿泊して実施する必要があり、病院にとっても患者にとっても負担が大きかった。このため、疾患の可能性が疑われるという段階では、このような負担の大きな検査を行うのは現実的ではなかった。

仮に、ホルター型心電計を利用して心電図を取得する程度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、さらに疾患の早期発見、診断の迅速化につながると考えられる。

これまで簡易に呼吸を計測したい場合は、主にパルスオキシメータという医療機器が用いられてきた。これは動脈血酸素飽和度を調べるための測定器である。動脈血酸素飽和度は指先にプローブと呼ばれるセンサを装着して計測される。この測定器は、赤色の光源（ＬＥＤ）を有しており、ＬＥＤから赤色光を放射し、センサで指の透過光を計測することによって、指の内部の動脈に含まれる酸素の含有量をリアルタイムに計測する。このように、心電図と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し、指先にパルスオキシメータのプローブを指先に装着する必要があった。

これまで、一つの装置で心電図と呼吸の情報を同時に取得し、心電図の情報を用いて取得したデータから呼吸の情報を分離する取組がなされてきた。一つのアプローチとして、インピーダンス法がある。インピーダンス法では、ユーザの身体に電流を流し、胸部に設置した電極で心電図や呼吸によるインピーダンス変化を計測する。たとえば非特許文献１には、低電流（１０ｎＡ）時の胸部インピーダンスから呼吸情報を抽出する方法が示されている。

非特許文献１に記載された方法の概念を説明する前に、心電の基本成分を説明する。図１は、心電の１周期の基本成分を示す。心電にはＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波というピークがある。ＱＲＳの各波の部分が心室興奮を表す。

図２Ａ〜２Ｃは、非特許文献１に記載された方法の概念を示す。計測時には、４つの電極を胸部の真中に装着する（図２Ａを参照）。図２Ａにおいて、アースを除く、４つに並んだ電極のうち、内側の２つ電極で、電位を計測する。外側の２つの電極間に、低電流（１０ｎＡ）を流す。図２Ｂは電位から計測された胸部インピーダンスを示す。非特許文献１では、心電由来成分のＴ波の包絡線を呼吸情報とする。

非特許文献１は、４つの電極を胸部の真中に付けて、胸部インピーダンスを計測している。非特許文献１の実験では、被験者に、「普通呼吸」、「深呼吸」、「無呼吸」、「普通呼吸」という４フェーズの呼吸の仕方をしてもらった。普通呼吸について、周期３秒の呼吸を１５回するように被験者に指示した。深呼吸について、周期５秒の呼吸を８回するように被験者に指示した。無呼吸について、息を３０秒間止めるように被験者に指示した。

図２Ｃは、呼吸の抽出結果を示す。包絡線における周期が実際の呼吸と相関がある。また、無呼吸時の振幅が非常に小さく、深呼吸時の振幅も普通呼吸時の振幅より大きいため、抽出された呼吸情報は実際の呼吸を表す。

Jeffry Bonar Fernando、et.al."Estimation of respiratory signal from thoracic impedance cardiography in low electrical current"、International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society、p.3829-3832（2013）

上述した従来の技術では、より正しく呼吸を抽出するための技術の向上が必要とされていた。

本願の、限定的ではない例示的なある実施形態は、心電を利用して生体情報である呼吸の情報をモニタリングするシステム、装置、方法およびそのプログラムを提供する。

上記課題を解決するために、本発明の一態様である生体情報モニタリングシステムは、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの第１の電極間の電位差を計測し、前記電位差に関する情報を取得する計測回路と、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、複数のＳ波ピークを検知する検知回路と、前記検知回路によって検知された前記複数のＳ波のピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する処理回路と、前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力する出力回路とを備える。

上述の一般的かつ特定の態様は、システム以外にも、装置、方法およびコンピュータプログラムを用いて実装され、またはシステム、装置、方法およびコンピュータプログラムの組み合わせを用いて実現され得る。

本発明の一態様にかかる生体情報モニタリングシステム、装置、方法およびコンピュータプログラムによれば、ユーザが電極を心臓の位置と反対側の胸部に装着しても、ユーザ
の呼吸の情報を抽出することが可能である。

心電の１周期の基本成分を示す波形図である。 非特許文献１に記載された方法の概念を示す図である。 非特許文献１に記載された方法の概念を示す図である。 非特許文献１に記載された方法の概念を示す図である。 電極群が右胸に装着されたときの装着状態を示す図である。 計測された胸部インピーダンスの波形とＴ波ピークの包絡線を示す図である。 Ｔ波ピークの包絡線のスケールを変更して呼吸情報を明示した結果を示す図である。 ユーザの右胸に装着された電極群を示す図である。 胸部の右側に配置された電極を用いて計測されたインピーダンスの波形とＳ波の包絡線を示す図である。 Ｓ波ピークの包絡線のスケールを変更して呼吸情報を明示した結果を示す図である。 胸部中央右胸、左胸に電極群を配置したときの配置例を示す図である。 胸部インピーダンスの波形を示す図である。 Ｐ波の包絡線を示す図である。 Ｑ波の包絡線を示す図である。 Ｒ波の包絡線を示す図である。 Ｓ波の包絡線を示す図である。 Ｔ波の包絡線を示す図である。 右胸に電極群を配置したときの配置例を示す図である。 胸部インピーダンスの波形を示す図である。 Ｐ波の包絡線を示す図である。 Ｑ波の包絡線を示す図である。 Ｒ波の包絡線を示す図である。 Ｓ波の包絡線を示す図である。 Ｔ波の包絡線を示す図である。 左胸に電極群を配置したときの配置例を示す図である。 胸部インピーダンスの波形を示す図である。 Ｐ波の包絡線を示す図である。 Ｑ波の包絡線を示す図である。 Ｒ波の包絡線を示す図である。 Ｓ波の包絡線を示す図である。 Ｔ波の包絡線を示す図である。 ２端子法の概略的な回路構成を示す図である。 ４端子法の概略的な回路構成を示す図である。 例示的な実施形態による生体情報モニタリングシステム１００ａの構成を示す図である。 例示的な実施形態による生体情報モニタリングシステム１００ａの全体の処理フローを示すフローチャートである。 例示的な実施形態の変形例による生体情報モニタリングシステム１００ｂの構成を示す図である。

本願発明者らは、上述した非特許文献１の技術は、所定の条件下では、さらに正確に呼吸情報を取得することが可能であることを見出した。

すなわち、電極群を胸部に装着する際、装着位置によっては呼吸情報の精度にばらつきが出ることを見出した。具体的には、電極群を胸部の心臓の位置と反対側に装着する場合、呼吸が正しく抽出されない場合があることが分かった。多くの人は、心臓は左胸に存在する。よって、「心臓の位置と反対側」とは、典型的には右胸を意味する。

図３Ａは右胸に装着された電極群を示す。被験者の心臓は胸部の左側にあるとしている。

図３Ｂは、計測された胸部インピーダンスの波形を示す。計測時に、被験者に周期４秒の呼吸を３２秒間繰り返すように指示した。図３Ｂには、Ｔ波の包絡線も示されている。

図３Ｃは、計測された胸部インピーダンスから求められたＴ波ピークの包絡線から、呼吸情報を抽出した結果を示す。破線の間が呼吸１周期を表す。呼吸の情報が正しく抽出されているとすれば、本来１つのピークが観測されるはずである。しかし、多くの呼吸周期においては複数のピークが観測されている。

本願発明者らはその理由を検討した。考えられる理由として、Ｔ波の振幅が非常に小さくなったためであると推測される。これは、電極位置が心臓から離れたため、インピーダンスにおける心電由来の成分が胸部の真中に装着したときよりも全体的に小さくなったことに起因すると考えられる。つまり、Ｔ波の振幅がセンサのノイズレベルに近づくため、ピーク値がノイズに埋もれやすい。

次に、本願発明者らは、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部（以下、便宜的に右胸とする。）に電極群が配置される可能性を検討した。たとえば、ユーザが自宅等で右胸に誤って電極群を装着することは十分考えられる。また、手術等による傷が存在するなどの不都合により、指定された位置に電極を装着することができないことも十分考えられる。結論として、ユーザの右胸に電極群が配置される可能性は十分あり、特に後者の場合には意図的に右胸に電極群を装着する必要があると言える。

以下、本願発明者らが行った実験、および、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部（右
胸）に電極群が装着された場合に、呼吸情報をより正しく抽出するために得られた知見を説明する。

（実験による知見）
図４Ａは、ユーザの右胸に装着された電極群を示す。図４Ｂは、胸部の右側に配置された電極を用いて計測されたインピーダンスの波形を示す。この波形は図３Ｂで計測された胸部インピーダンス波形と同じである。図４Ｂには、Ｓ波の包絡線も示されている。

図４Ｃは、計測された胸部インピーダンスから求められたＳ波ピークの包絡線から、呼吸情報を抽出した結果を示す。１周期ごとに１つのピークのみが存在し、実際の呼吸を正確に表していることが理解される。

次に、本願発明者らは、電極位置の違いによって、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波のピークの包絡線がどの程度正確に実際の呼吸を表すかを調べた。電極位置の３箇所（胸部の真中、右側、左側）に変えながら、被験者に周期４秒の呼吸を３２秒間するように指示した。なお、被験者の心臓は胸部の左側にあるとしている。

図５Ａ、図６Ａ、および図７Ａは、それぞれ、胸部中央、右胸、左胸に電極群を配置したときの配置例を示す。

図５Ｂは、胸部の中央に配置された電極を用いて計測された胸部インピーダンスの波形を示す。図５Ｃ〜図５ＧはそれぞれＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の包絡線を示す。図５ＧのＴ波の包絡線が最も実際の呼吸を表していると判断される。Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の中では、ピークの振幅が大きいのは、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波である。Ｔ波ピークの幅が他の２つのピークの幅より大きいため、正しいピーク値がより安定的にサンプリングされると考えられる。

図６Ｂは、胸部の右側に配置された電極を用いて計測された胸部インピーダンスの波形を示す。図６Ｃ〜図６ＧはそれぞれＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の包絡線を示す。図６ＦのＳ波の包絡線が最も実際の呼吸を表していると判断される。電極位置が胸部の右側にある場合、インピーダンスにおける心電由来の成分が全体的に胸部の真中に装着したときより小さくなる。つまりＴ波の振幅も非常に小さくなる。Ｔ波の振幅がセンサのノイズレベルに近づくため、ピーク値がノイズに埋もれやすい。Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の中では、ピークの振幅が大きいのは、Ｒ波、Ｓ波である。Ｓ波ピークの幅がＲ波ピークの幅より大きいため、正しいピーク値がより安定的にサンプリングされると考えられる。

図７Ｂは、胸部の左側に配置された電極を用いて計測された胸部インピーダンスの波形を示す。図７Ｃ〜図７ＧはそれぞれＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の包絡線を示す。図７ＧのＴ波の包絡線が最も実際の呼吸を表していると判断される。Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の中では、ピークの振幅が大きいのは、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波である。Ｔ波ピークの幅が他の３つのピークの幅より大きいため、正しいピーク値がより安定的にサンプリングされると考えられる。

上述の実験の結果、本願発明者らは、電極群が、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された場合には、Ｓ波の包絡線が最も正しく実際の呼吸を綾和していると判断されると言う知見を得るに至った。

本発明の一態様の概要は以下のとおりである。

本発明の一態様である生体情報モニタリングシステムは、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極の電位差を計測し、前記電位差に関する情報を取得する計測回路と、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、心電のＳ波ピークを検知する検知回路と、前記検知回路によって検知された前記Ｓ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する処理回路と、前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力する出力回路とを備えている。

ある実施形態において、前記計測回路は、前記２つの電極に電流を供給する電流源と、前記２つの電極に電流が印加されているときに前記２つの電極の電位差を計測し、前記電流の値および前記電位差からインピーダンス値を計測するインピーダンス計測回路とを備え、前記計測回路は、前記インピーダンス値を前記電位差に関する情報として取得する。

ある実施形態において、前記２つの電極とは異なる、さらに他の２つの電極が前記ユーザの胸部に設けられる場合に、前記計測回路は、前記他の２つの電極間に電流を供給する電流源と、前記他の２つの電極に電流が印加されているときに、前記他の２つの電極間に設けられた前記２つの電極の電位差を計測し、前記電流の値および前記電位差からインピーダンス値を計測するインピーダンス計測回路とを備え、前記計測回路は、前記インピーダンス値を前記電位差に関する情報として取得する。

本発明の他の一態様である生体情報モニタリング装置は、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極の電位差を計測する計測装置から、電位差に関する情報を受け取り、前記電位差に関する情報から心電のＳ波ピークを検知する検知回路と、前記検知回路によって検知された前記Ｓ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する処理回路と、前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力する出力回路とを備えている。

ある実施形態において、前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期における、予め定められた閾値以下のピークを、前記Ｓ波ピークとして検知する。

ある実施形態において、前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波を検知し、前記Ｒ波の後の極小値を、前記Ｓ波ピークとして検知する。

ある実施形態において、前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波およびＴ波を検知し、前記Ｒ波および前記Ｔ波の間に存在する、前記Ｒ波および前記Ｔ波とは逆の極性のピークを前記Ｓ波ピークとして検知する。

本発明のさらに他の一態様である生体情報モニタリング方法は、（ａ）ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極の電位差を計測する計測装置から、電位差に関する情報を受け取り、（ｂ）前記電位差に関する情報から心電のＳ波ピークを検知し、（ｃ）前記（ｂ）において検知された前記Ｓ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出し、（ｄ）前記（ｃ）において抽出された前記呼吸情報を出力する。

ある実施形態では、前記（ｂ）において、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期における、予め定められた閾値以下のピークを、前記Ｓ波ピークとして検知する。

ある実施形態では、前記（ｂ）において、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波を検知し、前記Ｒ波の後の極小値を、前記Ｓ波ピークとして検知する。

ある実施形態では、前記（ｂ）において、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波およびＴ波を検知し、前記Ｒ波および前記Ｔ波の間に存在する、前記Ｒ波および前記Ｔ波とは逆の極性のピークを前記Ｓ波ピークとして検知する。

本発明のさらに他の一態様である、生体情報モニタリングシステムに設けられたコンピュータによって実行されるコンピュータプログラムは、前記コンピュータに、（ａ）ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極の電位差を計測する計測装置から、電位差に関する情報を受け取らせ、（ｂ）前記電位差に関する情報から心電のＳ波ピークを検知させ、（ｃ）検知された前記Ｓ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する処理回路と、（ｄ）抽出された前記呼吸情報を出力させる。

実施形態の説明に先立って、胸部インピーダンスを計測するための構成を説明する。図８Ａは２端子法の概略的な回路構成を示す図であり、図８Ｂは４端子法の概略的な回路構成を示す図である。Ｚは計測する対象のインピーダンス、Ｒ１〜Ｒ４は電極と皮膚との接触インピーダンスを表す。図面上の「○」が電極に相当する。

図８Ａの２端子法では、Ｚ＋Ｒ１＋Ｒ２が計測される。一方、図８Ｂの４端子法では、Ｚのみが計測される。そのため、胸部インピーダンスを計測する際に、電極と皮膚との接触インピーダンスの影響を排除したい場合には、４端子法が用いられる。つまり、４端子法の方で計測したインピーダンスの方が２端子法で計測したそれよりも精度が高いと言える。

胸部インピーダンスの変化は、心臓の活動（心拍）と肺の活動（呼吸）に依拠している。心臓の活動（心拍）によってインピーダンスが変化する理由は、心臓が収縮と拡張という機械的な活動を行う際に、心筋細胞が電気的に興奮（脱分極）し、復帰（再分極）するためである。この心筋細胞の電気的な変化が、インピーダンスの変化を引き起こす。一方、肺の活動（呼吸）によってインピーダンスが変化する理由は以下のとおりである。すなわち、吸気時には肺胞内に空気が取り込まれて、電流が流れにくくなる。その結果、インピーダンスが高くなる。一方、呼気時には空気が排出されて、電流が流れやすくなる。その結果、インピーダンスが低くなる。両手に電極を接着させてインピーダンスを計測した場合、両手間のインピーダンスには、心拍による変化と呼吸による変化が現れる。

なお、以下に説明する実施形態では、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部を、右胸であるとして説明する。ユーザの心臓の位置が右胸に存在する場合には、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部は左胸になる。

なお、人間の心臓の位置は体のほぼ中央に位置する、という見解も存在する。その見解に基づけば、本願明細書の「ユーザの心臓の位置」とは、血液を大動脈に送り出す心室（典型的には左心室）が存在する側の位置を言うとする。当該心室側の筋肉が発達していることにより、その筋肉の収縮および拡張が心電として強く得られるからである。

以下、添付の図面を参照しながら、本開示による実施形態を説明する。

（実施形態１）
（生体情報モニタリングシステム構成）
図９は、本実施形態による生体情報モニタリングシステム１００ａの構成を示す。生体情報モニタリングシステム１００ａは、２端子法によって、胸部インピーダンスを計測する。

生体情報モニタリングシステム１００ａは、データ蓄積装置６と、生体信号計測装置２００ａと、生体情報モニタリング装置３００とを有する。

生体信号計測装置２００ａは、電極２ａおよび２ｂおよび電位計測回路５を有する。生体信号計測装置２００ａのハードウェアとしての実現形態は、たとえばユーザの胸部に装着する電極付の電位センサである。

電位計測回路５は、電極２ａおよび２ｂを利用してそれらの電極間の電位差を計測する。電極２ａおよび２ｂは、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置される。例えば、ユーザの胸部は、胸部の中心線により、第１の領域及び第２の領域に分けられる。心臓が第１の領域に位置する場合には、電極２ａおよび２ｂが第１の領域と反対側の第２の領域に配置される。

本実施の形態では、電極２ａおよび２ｂは、ユーザの右胸に配置されているとする。アース電極（図示せず）を設け、電極２ａとアース間の電位差、および電極２ｂとアース間の電位差を求め、それらの差を電位差として求めてもよい。

なお、電位計測回路５は、２つの電極から電位を計測しながら電流を印加し、インピーダンスを計測してもよい。インピーダンス値は、２つの電極で計測された電位を、印加した電流値で除算することによって得られる。

電位計測回路５は、計測した電位差、またはインピーダンスの値を、電位差に関する情報として取得する。この情報は生体情報モニタリング装置３００に送られる。

生体情報モニタリング装置３００は、心電成分特徴検知回路７と、包絡線処理回路８と、呼吸情報出力回路９とを有する。

心電成分特徴検知回路７（以下、「検知回路７」と記述する。）は、生体信号計測装置２００ａによって取得された電位差に関する情報、たとえば胸部の電位差の情報を受け取る。検知回路７は、電位差の情報に基づいて、心電のピークであるＰ波のピーク、Ｑ波のピーク、Ｒ波のピーク、Ｓ波のピーク、およびＴ波のピークの中から、Ｓ波のピークを検知する。Ｓ波ピークの検知方法の例は以下のとおりである。

例１：
検知回路７は、生体信号計測装置２００ａによって取得された電位差に関する情報から、心電の一周期における、予め定められた閾値（たとえば図１の破線の値）以下のピークを、Ｓ波ピークとして検知する。例えば、所定の閾値以上のピークを有する第１のＲ波のピークと第２のＲ波のピークとの間を心電の一周期とする。

例２：
検知回路７は、生体信号計測装置２００ａによって取得された電位差に関する情報から、心電の一周期内のＲ波を検知し、Ｒ波の後の極小値を、Ｓ波ピークとして検知する。

例３：
検知回路７は、生体信号計測装置２００ａによって取得された電位差に関する情報から、心電の一周期内のＲ波およびＴ波を検知し、Ｒ波およびＴ波の間に存在する、Ｒ波およびＴ波とは逆の極性のピークをＳ波ピークとして検知する。

検知回路７のハードウェアとしての実現形態は、電位センサでもよいし、ＰＣ、スマートフォン、タブレットであってもよい。ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、電位計測回路５から、有線または無線で送信された電位差に関する情報を受け取って、ソフトウェアに基づく情報処理によってＳ波ピークを検知する。

なお、処理回路８による呼吸情報の他の抽出方法として、たとえばＳ波ピークが周期的に得られている場合において、ユーザの動きに起因して電極が一時的に浮いてしまい、ある特定のＳ波ピークが消えてしまう場合がある。その場合には、Ｓ波ピークに相当する時刻を特定し、その時刻の前後における測定値を用いて、ピークに代わる代表値を算出し、その代表値から呼吸成分の曲線を計算してもよい。代表値として、たとえばこれまでのＳ波ピークの平均値を用いてもよい。

処理回路８のハードウェアとしての実現形態は、電位センサでもよいし、ＰＣ、スマートフォン、タブレットであってもよい。ＰＣ、スマートフォン、タブレットのＣＰＵは、インストールされているソフトウェア（コンピュータプログラム）を実行することにより、ソフトウェアに基づく情報処理によって呼吸情報（包絡線）を抽出すればよい。

呼吸情報出力回路９（以下、「出力回路９」と記述する。）は、処理回路８で生成された呼吸情報を出力する。出力の形態は、たとえば画面等への視覚的な出力であってもよいし、有線または無線による送信であってもよい。後者の例では、データ蓄積装置６に呼吸情報が蓄積され得る。なお、呼吸情報として、呼吸数を出力しても良い。例えば、処理回路８により、包絡線から呼吸数が求められる。

出力回路９のハードウェアとしての実現形態は、表示装置、通信回路、通信インタフェースである。

データ蓄積装置６は、たとえば記録媒体および／または記録媒体を備えた記録装置であり、出力回路９から送信された呼吸情報を蓄積する。記録媒体は、半導体記録媒体、磁気記録媒体、光学式記録媒体などが考えられる。なお、計測回路５、検知回路７、処理回路８、および出力回路９は、１つのＣＰＵとして構成されても良い。例えば、計測回路５、検知回路７、処理回路８、および出力回路９を総称して回路とも表記する。

（全体の処理フロー）
図１０は、本実施形態の生体情報モニタリングシステム１００ａの全体の処理フローを示す。

＜ステップＳ１０１＞
生体信号計測装置２００ａの電位計測回路５は、ユーザの胸部（右胸）に配置された２つの電極から電位差を計測し、電位に関する情報を取得する。電位に関する情報は、電位差であってもよいし、インピーダンス値であってもよい。

＜ステップＳ１０２＞
検知回路７は、ステップＳ１０１で計測された胸部の電位差からＳ波ピークを検知する。例えば、検知回路７は、複数のＳ波のピークを検知する。

＜ステップＳ１０３＞
処理回路８は、ステップＳ１０２で検知されたＳ波ピークの時系列的な情報から、呼吸情報を生成する。例えば、処理回路８は、複数のＳ波ピークに含まれるピークの電位の大きさとピークの時刻とを含む時系列的な情報から、呼吸情報生成する。より具体的には、処理回路８は、ピーク同士の間をスプライン曲線で補間することによって、包絡線を生成し、その包絡線を呼吸情報とする。

＜ステップＳ１０４＞
出力回路９は、ステップＳ１０３で作成された呼吸情報を出力する。

以上の処理により、心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極を用いてユーザの心電を取得する場合において、Ｓ波のピークを利用することにより、Ｔ波を用いるよりは正確な呼吸情報を取得することができる。

図１１は、本実施形態の変形例による生体情報モニタリングシステム１００ｂの構成を示す。生体情報モニタリングシステム１００ｂは、４端子法によって、胸部インピーダンスを計測する。

生体情報モニタリングシステム１００ｂは、データ蓄積装置６と、生体信号計測装置２００ｂと、生体情報モニタリング装置３００とを有する。

生体情報モニタリングシステム１００ｂは、生体信号計測装置の構成に関して生体情報モニタリングシステム１００ａの構成と相違する。以下、その相違点に関連する構成のみを説明する。

生体信号計測装置２００ｂは、４つの電極２ａ、２ｂ、３ａおよび３ｃを利用して電位を計測する。電極２ａおよび２ｂは、電位計測用電極である。電極３ａおよび３ｂは、電流印加用電極である。

電位計測用電極２ａおよび２ｂ、および、電流印加用電極３ａおよび３ｂは、４端子法の計測条件を満たす位置に設置されている。つまり、電位計測用電極２ａおよび２ｂは、たとえば電流印加用電極３ａから電流印加用電極３ｂに流れる電流が通過する範囲以内に設置されている。より具体的には、電位計測用電極２ａおよび２ｂは、電流印加用電極３ａと３ｂとの間に挟まれるように設けられている。

電位計測回路５は、電流源５ａと、インピーダンス計測回路５ｂとを有している。

電流源５ａは、ユーザの胸部に配置された電流印加用電極３ａおよび３ｂに、電流を供給する。電流源５ａは、たとえば内蔵されたバッテリー（図示せず）および、そのバッテリーから電流を流すために設けられた回路である。なお、内蔵されたバッテリーを含まない態様で電流源５ａを構成してもよい。

本実施形態では、電流源５ａが印加する電流値は、従来一般的な心電計測に利用電流値（たとえば３５０μＡ）よりも小さい値（たとえば数ｎＡ〜数百μＡ）としている。これは、生体信号計測装置２００ｂが、小型化等に起因して、そのバッテリー（図示せず）の容量も小さくせざるを得ないことを想定しているためである。従来印加されていた電流値よりも低い電流値でインピーダンスを計測することにより、生体信号計測装置２００ｂの駆動時間を延ばすことが可能となる。上述のとおり、本実施形態では、電流源５ａは３５０μＡよりも小さい値の電流を印加する。

本明細書では、電流源５ａは、正弦波の交流を印加し、その電流値は±１０ｎＡであるとする。

インピーダンス計測回路５ｂは、第１の電位計測用電極部２ａ及び第２の電位計測用電極部２ｂの電位差を用いて、複数の時刻におけるユーザの胸部インピーダンスの値を計測する。具体的には、インピーダンス計測回路５ｂは、電位計測用電極２ａ及び２ｂの間の電位差を計測する。インピーダンス計測回路５ｂは、計測した電位差の値を、電流源５ａから印加した電流値で除算し、除算結果を胸部インピーダンス値として取得する。胸部インピーダンス値は、電位差に関する情報として検知回路７に送られる。

以後、生体情報モニタリング装置３００において行われる処理は、先に説明した通りである。生体情報モニタリングシステム１００ｂの動作もまた、図１０に示されるとおり行われる。

本開示において、ユニット、デバイスの全部又は一部、又は図９および図１１に示されるブロック図の機能ブロックの全部又は一部は、半導体装置、半導体集積回路（ＩＣ）、又はＬＳＩ（large scale integration）を含む一つ又は一つ以上の電子回路によって実行されてもよい。ＬＳＩ又はＩＣは、一つのチップに集積されてもよいし、複数のチップを組み合わせて構成されてもよい。例えば、記憶素子以外の機能ブロックは、一つのチップに集積されてもよい。ここでは、ＬＳＩやＩＣと呼んでいるが、集積の度合いによって呼び方が変わり、システムＬＳＩ、ＶＬＳＩ(very large scale integration)、若しくはＵＬＳＩ(ultra large scale integration) と呼ばれるかもしれない。 ＬＳＩの製造後にプログラムされる、Field Programmable Gate Array (FPGA)、又はＬＳＩ内部の接合関係の再構成又はＬＳＩ内部の回路区画のセットアップができるreconfigurable logic deviceも同じ目的で使うことができる。

さらに、ユニット、装置、又は装置の一部の、全部又は一部の機能又は操作は、ソフトウエア処理によって実行することが可能である。この場合、ソフトウエアは一つ又は一つ以上のＲＯＭ、光学ディスク、ハードディスクドライブ、などの非一時的記録媒体に記録され、ソフトウエアが、処理装置（processor）によって実行された場合に、ソフトウエアは、ソフトウエア内の特定の機能を、処理装置（processor）と周辺のデバイスに実行させる。システム又は装置は、ソフトウエアが記録されている一つ又は一つ以上の非一時的記録媒体、処理装置（processor）、及び必要とされるハードウエアデバイス、例えばインターフェース、を備えていても良い。

本開示にかかる生体情報モニタリングシステムによれば、ユーザが電極を心臓の位置と反対側の胸部に装着しても、呼吸の情報が抽出可能である。これによりユーザが自宅で呼吸モニタリングが簡単にでき、電極位置が異なっても呼吸情報を計測できる。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の分野に応用可能である。また、病院内での計測の簡素化も可能である。

２ａ、２ｂ、３ａ、３ｂ 電極
５ 電位計測回路（計測回路）
６ データ蓄積装置
７ 心電成分特徴検知回路（検知回路）
８ 包絡線処理回路（処理回路）
９ 呼吸情報出力回路（出力回路）
１００ａ、１００ｂ 生体情報モニタリングシステム
２００ａ、２００ｂ 生体信号計測装置
３００ 生体情報モニタリング装置

Claims (14)

1. ２つの第１の電極を用いて、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部の電位差を計測し、前記電位差に関する情報を取得する計測回路と、
   前記計測回路によって取得された前記電位差に関する情報から、複数のＳ波ピークを検知する検知回路と、
   前記検知回路によって検知された前記複数のＳ波のピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する処理回路と、
   前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力する出力回路と
   を備えた、生体情報モニタリングシステム。
2. 前記２つの第１の電極に電流を供給する電流源を備え、
   前記電流源により前記２つの第１の電極に電流が供給されているときに、前記２つの第１の電極間の電位差を計測し、前記電流源が供給する電流および前記計測された電位差から算出されるインピーダンス値を、計測するインピーダンス計測回路と
   を備え、前記計測回路は、前記インピーダンス値を前記電位差に関する情報として取得する、
   請求項１に記載の生体情報モニタリングシステム。
3. 前記２つの第１の電極とは異なる、さらに他の２つの電極が前記ユーザの胸部に設けられる場合において、
   前記計測回路は、前記ユーザの胸部に、前記２つの第１の電極を挟むように配置される２つの第２の電極間に電流を供給する電流源を備え、
   前記回路は、
   前記２つの第２の電極に電流が供給されているときに、前記２つの第１の電極間の電位差を計測し、前記電流源が供給する電流および前記計測された電位差から算出されるインピーダンス値を、計測するインピーダンス計測回路と
   を備え、前記計測回路は、前記インピーダンス値を前記電位差の情報として取得する、請求項１に記載の生体情報モニタリングシステム。
4. ２つの第１の電極を用いて、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部の電位差、又は前記ユーザの心臓側の胸部又は胸部の中心の電位差を計測し、前記電位差に関する情報を取得する計測回路と、
   検知回路であって、
   （i）前記反対側の胸部の電位差に関する情報を取得した場合には、前記電位差に関する情報から、複数のＳ波ピークを検知し、
   （ii）前記ユーザの心臓側の胸部又は胸部の中心の電位差に関する情報を取得した場合には、前記電位差に関する情報から、複数のＴ波ピークを検知する、検知回路と、
   処理回路であって、
   （iii）前記検知回路によって前記複数のＳ波のピークが検知された場合には、前記複数のＳ波のピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出し、
   （iv）前記検知回路によって前記複数のＴ波のピークが検知された場合には、前記複数のＴ波のピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する、処理回路と、
   前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力する出力回路と
   を備えた、生体情報モニタリングシステム。
5. ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの第１の電極を用いて、前記２つの第１の電極間の電位差を計測する計測装置から、前記電位差に関する情報を受け取り、
   前記電位差に関する情報から複数のＳ波ピークを検知する検知回路と、
   前記検知回路によって検知された前記複数のＳ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出する処理回路と、
   前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力する出力回路と
   を備えた、生体情報モニタリング装置。
6. 前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、心電の一周期における、予め定められた閾値以下のピークを、前記Ｓ波ピークとして検知する、請求項５に記載の生体情報モニタリング装置。
7. 前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波を検知し、前記Ｒ波の後の極小値を、前記Ｓ波ピークとして検知する、請求項５に記載の生体情報モニタリング装置。
8. 前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波およびＴ波を検知し、前記Ｒ波および前記Ｔ波の間に存在する、前記Ｒ波および前記Ｔ波とは逆の極性のピークを前記Ｓ波ピークとして検知する、請求項５に記載の生体情報モニタリング装置。
9. 計測装置と、検知回路と、処理回路と、出力回路とを有する生体情報モニタリングシステムによって実行される、生体情報をモニタリングする方法であって、
   （ａ）前記検知回路が、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極の電位差を計測する前記計測装置から、電位差に関する情報を受け取り、
   （ｂ）前記検知回路が、前記電位差に関する情報から複数のＳ波ピークを検知し、
   （ｃ）前記処理回路が、前記（ｂ）において検知された前記複数のＳ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出し、
   （ｄ）前記出力回路が、前記（ｃ）において抽出された前記呼吸情報を出力する、生体情報をモニタリングする方法。
10. 前記（ｂ）において、前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期における、予め定められた閾値以下のピークを、前記Ｓ波ピークとして検知する、請求項９に記載の生体情報をモニタリングする方法。
11. 前記（ｂ）において、前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波を検知し、前記Ｒ波の後の極小値を、前記Ｓ波ピークとして検知する、請求項９に記載の生体情報をモニタリングする方法。
12. 前記（ｂ）において、前記検知回路は、前記計測装置によって取得された前記電位差に関する情報から、前記心電の一周期内のＲ波およびＴ波を検知し、前記Ｒ波および前記Ｔ波の間に存在する、前記Ｒ波および前記Ｔ波とは逆の極性のピークを前記Ｓ波ピークとして検知する、請求項９に記載の生体情報をモニタリングする方法。
13. 計測回路と、検知回路と、処理回路と、出力回路とを有する生体情報モニタリングシステムによって実行される、生体情報をモニタリングする方法であって、ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの第１の電極、又は前記ユーザの心臓側の胸部又は胸部の中心に配置された２つの第１の電極を用いて、前記計測回路が前記第１の電極間の電位差を計測し、前記電位差に関する情報を取得し、
    （i）前記反対側の胸部に配置された２つの第１の電極を用いて前記電位差に関する情報を取得した場合には、前記検知回路が、前記電位差に関する情報から、複数のＳ波ピークを検知し、
    （ii）前記ユーザの心臓側の胸部又は胸部の中心に配置された２つの第１の電極を用いて前記電位差に関する情報を取得した場合には、前記検知回路が、前記電位差に関する情報から、複数のＴ波ピークを検知し、
    （iii）前記検知回路によって前記複数のＳ波のピークが検知された場合には、処理回路が、前記複数のＳ波のピークの時系列的な情報から前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出し、
    （iv）前記検知回路によって前記複数のＴ波のピークが検知された場合には、前記処理回路が、前記複数のＴ波のピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出し、
    前記処理回路によって抽出された前記呼吸情報を出力回路が出力する、
    生体情報をモニタリングする方法。
14. 生体情報モニタリング装置に設けられたコンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、
    前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに、
    （ａ）ユーザの心臓の位置とは反対側の胸部に配置された２つの電極の電位差を計測する計測装置から、電位差に関する情報を受け取らせ、
    （ｂ）前記電位差に関する情報から心電の複数のＳ波ピークを検知させ、
    （ｃ）検知された前記複数のＳ波ピークの時系列的な情報から、前記ユーザの呼吸に関する呼吸情報を抽出させ、
    （ｄ）抽出された前記呼吸情報を出力させる、
    コンピュータプログラム。

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