JP7250648B2

JP7250648B2 - 生体計測方法

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Publication number: JP7250648B2
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Inventors: 明彦神鳥; 龍三川畑; 邦臣緒方; 崇子溝口; 司舟根
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Description

本発明は、生体計測の技術に関する。

患者のベッドサイドモニタやリハビリ中に欠かせない呼吸モニタとして、呼吸に関するガスを検出する方法、呼吸の気流を検出する方法、呼吸における胸や腹の動きを検出する方法の３つの方法が実用化されている。呼吸モニタの指標として最も精度が高いのは、血中のガスに関する指標である動脈血酸素分圧（PaO2）と動脈血二酸化炭素分圧(PaCO2)である。これらは血流ガス分析装置によって測定されるが、採血の必要性があり、連続測定をすることが困難である。

また、呼吸の気流を検出する方法に関し、換気量を正確にモニタする方法はフローセンサのみである。しかし、フローセンサは、挿管されて意識のないような重篤な患者に対して使用されているが、呼吸以外の運動が可能な患者に対しては、運動や会話などで精度が非常に悪くなるため使用されていない。

一方で、一番多く研究が進んできた方法の一つとして、インピーダンスプレチスモグラフィ（以下、胸部インピーダンス法）がある。胸部インピーダンス法は、生体に交流電流を流し、その時の電気インピーダンスの変化を検出する。非特許文献１では、胸部インピーダンス法を用いて、呼吸をモニタリングすることが記載されている。

「呼吸モニタ用センサの最新動向」、医機学 Vol 80, No. 1, (2010) 山森伸二

上記非特許文献１では、胸部インピーダンス法を用いて呼吸をモニタリングすることを開示する一方、体動の影響を受けやすいなどの課題が記載されている。一般病棟にいるような、又は介護在宅を受けているような、会話や体を動かすことが可能な患者（以下、一般患者）に対して、胸部インピーダンス法により呼吸モニタリングを行う場合、体動の影響が課題となる。

胸部インピーダンス法による呼吸モニタリングは、研究では正確に換気量などの測定が可能とされていたが、現実には体動や心電図の影響を強く受けるため、臨床現場では使用されていない。

そこで、本発明の目的は、一般患者に対して、呼吸モニタリングや心拍出量の計測をすることができる生体計測装置を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明の生体計測装置の一態様は、生体に装着される少なくとも二つの電極と、二つの電極の間に交流電流を流す電源と、二つの電極を結ぶ線を挟むように配置され、生体のインピーダンスの変化にともなう交流電流の変化に関する磁場を検出する少なくとも二つのコイルと、二つのコイルで検出した磁場に関する信号を加算または減算し、インピーダンスの変化として信号を出力する検出回路を備える。

本発明によれば、一般患者に対して、呼吸モニタリングや心拍出量の計測をすることができる。

実施例に係る生体計測装置の呼吸モニタリングの原理を説明する図である。実施例１に係る生体計測装置の概要を示す図である。実施例１の生体計測装置の電極間で発生する磁場分布を示した図である。実施例１の生体計測装置の電極と検出コイルの配置位置を示した図である。実施例１の生体計測装置の電極と検出コイルの位置関係を示した図である。実施例１の生体計測装置に用いる検出コイルの上面図である。実施例１の生体計測装置に用いる検出コイルを示す側面図である。コイルが一つの場合に検出回路によって検出される波形を示す図である。実施例１の生体計測装置により検出される波形を示す図である。実施例２の生体計測装置を用いて、心拍出量測定を行うことを説明するための図面である。実施例２の生体計測装置を用いて、他の方法により心拍出量測定を行うことを説明するための図面である。実施例２の生体計測装置を用いて計測した心拍出量の計測結果を示した図である。

以下の説明において、種々の対象の識別情報として、識別番号が使用されるが、識別番号以外の種類の識別情報（例えば、英字や符号を含んだ識別子）が採用されてもよい。

また、以下の説明において、同種の要素を区別しないで説明する場合には、参照符号（又は、参照符号のうちの共通符号）を使用し、同種の要素を区別して説明する場合は、要素の識別番号（又は参照符号）を使用することがある。

以下、図面を参照して、実施例１を説明する。

図１は、実施例に係る生体計測装置の呼吸モニタリングの原理を説明する図である。
胸部にはった２つの電極１０２ａ、１０２ｂにより、生体に高周波微小電流（以下、電流）１１０を通電すると、生体の組織固有の電気特性に応じて電圧降下が生じる。ここで、血液や肺内空気といった、生体の他の組織と電気特性が著しく異なる物質が通電された生体組織内に存在し、その物質の量などが心拍や呼吸と共に変化すると、その変化が通電された生体組織のインピーダンスの変化として現れる。実施例１や実施例２の呼吸モニタリングでは、このインピーダンスの変化から生じる電流量変化は、血液や肺内空気の変化に比例していると考えられ、この電流変化から発生する磁場変化を測定する。

１３１は胸壁を示し、胸壁１３１より右側が体内で、肺、横隔膜１３０が存在する。肺１３０は、呼吸により吸気の際には拡張（横隔膜は収縮して下がり）して１３０ａの状態になり、呼気の際には縮小（横隔膜が弛緩して上がる）して１３０ｂの状態となる。

二つの電極１０２ａ、１０２ｂにより、被検体に電流１１０を通電すると、肺、横隔膜の拡張、縮小により肺内空気が変化し、電流１１０のパスが変化することで、磁気センサやコイル１０３によって検出されるインピーダンスが変化する。ただし、二つの電極１０２ａ、１０２ｂの間のトータルのインピーダンスは、体動の影響を受けやすい。

実施例１では、この体動の影響を小さくした、呼吸モニタリング可能な生体計測装置について説明する。

図２は、実施例１に係る生体計測装置の概要を示す図である。
交流電源１０１に接続された二つの電極１０２ａ、１０２ｂにより、体内に微小電流１１０を通電する。交流電源１０１は、１０ｋＨｚ‐１００ｋＨｚの周波数とし、電流が１０ｍＡまでとする。二つの電極１０２ａ、１０２ｂによる電流のパスの変化を、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出される電圧から、インピーダンスの変化として検出する。二つの電極１０２ａ、１０２ｂは、心電図検査装置の電極を用いることができる。

コイル１０３ａによって検出された電圧は、プリアンプ１０４ａにより、コイル１０３ｂによって検出された電圧は、プリアンプ１０４ｂにより、それぞれ増幅される。プリアンプ１０４ａ、１０４ｂで増幅された信号は、加算器１０５で加算される。

図３に示すように、二つの電極１０２ａ、１０２ｂ間を電流１１０が流れると、上下に逆の極性を有する磁場分布が生じる。この電流１１０を流した時に、実際に検出したい信号は電流１１０がわずかに変化する成分（電流１１０の数％以下）である。したがって、電流１１０から発生する磁場を直接検出してしまうと、増幅器（アンプ）のゲインをあげることが出来ず、このわずかな変化を捉えることができない。この電流１１０本体から発生する磁場をキャンセルする方法として、コイル１０３ａ、１０３ｂを二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結ぶ線に対し、上下に等距離の位置に配置する。このコイル１０３ａ、１０３ｂにより磁場の変化をそれぞれ検出し、加算器１０５で加算することで、生体全体に流れている電流成分（検波後に直流成分となる成分）からの磁場信号をキャンセルすることができ、肺や心臓の動きによる微小な磁場変化だけを捉えることができる。さらに、生体全体に流れている電流成分からの磁場信号をキャンセルができるため、体動による磁場への影響も相殺することができ、コイル１０３ａ、１０３ｂの近傍のみの動きを計測でき、安定して呼吸あるいは心臓の動きを検出可能である。

この生体全体に流れている電流成分からの磁場信号をキャンセルする方法について、２つの方法があるため、２つの場合に分けて説明する。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂが体表に対するコイルの向きが同じ向きに配置される場合（コイルの極性が同じ場合）、加算器１０５は二つのコイルで検出した磁場に関する信号を足し合わせる加算処理を行う。一方、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂが体表に対するコイルの向きが逆向きに配置される場合（コイルの極性が異なる場合）は、加算器１０５は二つのコイルで検出した磁場に関する信号の差分をとる減算処理を行う。これらの構成により、生体全体に流れている電流成分（検波後に直流成分となる成分）からの磁場信号をキャンセルすることができ、肺や心臓の微小な磁場変化だけ信号検出感度高く捉えることができる。

二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結ぶ線に対し、上下に対称となる位置に配置する。

加算器１０５で加算された信号は、二つの電極１０２ａ、１０２ｂと共通の交流電源１０１に接続された振幅・位相の調整回路１０６によって残留成分をキャンセルできるように調整される。調整された信号は、調整回路１０６からキャンセル回路１０７に入力され、生体全体に流れている電流成分（検波後に直流成分となる成分）からの磁場信号のうち加算器１０５でキャンセルしきれなかった残留成分のキャンセル等を行う。これにより、残留成分が最小化された後、同期検波をロックインアンプ１０８にて行う。このようにキャンセル回路１０７からの信号は、ロックインアンプ１０８に入力される前に十分に前記残留成分をキャンセルすることができる。ここで調整回路１０６の振幅と位相の調整は、加算器１０５で加算された信号をAD(アナログ・デジタル)変換させて、CPUやFPGAなどで自動計算しキャンセルに必要な振幅と位相を持つ信号に自動で調整することもできる。また、キャンセルに必要な振幅と位相について、呼吸計測や心拍出量計測の前に生体に電極１０２ａ、１０２ｂを配置して検出回路１０９と接続を行なった後に、自動的に調整回路１０６のキャリブレーションや設定を行なうこともできる。ロックインアンプ１０８では、測定信号を参照信号と比較し、参照信号と等しい周波数成分の検出を行い、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂから得られたインピーダンスの変化を測定する。

コイル１０３で検出された出力電圧から、インピーダンスの変化を測定するため、プリアンプ１０４、加算器１０５、キャンセル回路１０７、ロックインアンプ１０８で、検出回路１０９を構成する。

また、血液や肺内空気といった生体内物質と生体インピーダンスとの既知の関係（例えば、澤田幸展、他１名、「インピーダンス・プレチスモグラフィー再訪」、Japanese Journal of Physiological Psychology and Psychophysiology, vol 11, No. 2, 1993, 47-58）に基づいて、検出回路１０９からの出力から呼吸換気量や心拍出量を算出できる。

図４は、二つの電極１０２ａ、１０２ｂと二つのコイル１０３ａ、１０３ｂの配置関係を示した図である。
二つの電極１０２ａ、１０２ｂは、生体４０の正中面に対して挟むように、胸部又は腹部に配置される。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、電極１０２ａ、１０２ｂの間を結ぶ線を挟むように配置され、生体４０の動きにともなう生体のインピーダンスの変化に関する電圧を検出する。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂのうち、少なくとも一つのコイルは、生体４０内部の横隔膜１３０の可動域の直上にあたる腹側の体表に配置される。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂにより、生体４０の呼吸活動における肺または横隔膜の動きにともなうインピーダンスの変化を検出することで、呼吸活動に関する生体信号を計測する。

好ましくは、電極１０２ａ、１０２ｂは、呼吸により横隔膜が上下する位置の直上に配置される。二つの電極１０２ａ、１０２ｂによる電流のパスが、呼吸による肺内空気によって最も顕著に変化すると考えられるからである。

また、好ましくは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂは、生体４０の正中面に対して対称的に、胸部又は腹部に配置される。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結ぶ線の上下に対称的に配置される。

図５は、二つの電極１０２ａ、１０２ｂと二つのコイル１０３ａ、１０３ｂの配置関係を詳細に示した図である。図５に示したように、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂの配置位置は、好ましくは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂ間の電流による磁場における体動の影響をキャンセルするため、電極１０２ａ、１０２ｂの中心線の上下に対称な位置に配置される。そのため、二つのコイルを結ぶ線の中心または中心付近で、二つの電極を結ぶ線と二つのコイルを結ぶ線とが直交するように、二つの電極および二つのコイルは配置される。なお、二つの電極を結ぶ線と二つのコイルを結ぶ線とが略直交していればよい。

被検体のインピーダンスの変化には、被検体の呼吸による肺や横隔膜の拡張や縮小、また肺内空気の変化がもたらすインピーダンスの変化だけでなく、呼吸と直接連動していない体動（例えば被検体の手の動き）等がもたらすインピーダンスの変化も含まれる。このようなインピーダンスの変化により、二つの電極１０２ａ、１０２ｂの間を流れる電流１１０が変化し、電流１１０による磁場も変化する。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂの其々は、電流１１０の変化がもたらす磁場の変化を、電圧の変化として検出するため、コイル１０３ａ、１０３ｂの其々が検出した信号には、呼吸と直接連動していない体動等が影響する可能性がある。

ここで、図４を用いて説明した、電極１０２ａ、１０２ｂとコイル１０３ａ、１０３ｂの配置関係において計測を行った場合、例えば被検体の手の動きのような体動の影響は、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出される信号に、同じように表れることを、発明者らは見出した。なお、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂの間を流れる高周波微小電流１１０の変化がもたらす磁場の変化を検出できるように近くに配置され、かつ電極１０２ａ、１０２ｂを結んだ線に対して対称的に配置されているため、例えば被検体の手の動きのような体動の影響は、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出される信号に同じように表れるものと考えられる。したがって、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出される信号を、コイルの極性によって足し合わせ、または差分をとることにより、体動の影響を低減することができる。

また、被検体の呼吸による肺や横隔膜の拡張や縮小、また肺内空気の変化がもたらすインピーダンスの変化によって、電流１１０には局所的な変化が生じ、それによる磁場の変化を、コイル１０３ａ、１０３ｂで検出することができる。これにより、被検体の体動の影響を低減しつつ、被検体の生体４０の呼吸活動における肺または横隔膜の動きにともなうインピーダンスの変化を検出することで、呼吸活動に関する生体信号を計測できる。

図６Ａ－図６Ｂは、実施例の生体計測装置に用いる検出コイルを示す図である。

図６Ａは、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂを一体成型した四角形上の検出コイル６０の上面部を示している。尚、生体計測装置が備える検出コイル６０は、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂを所定の間隔で固定する保持部６１を有する。保持部６１は、生体の安全を確保するため、頂点が丸みを帯びるよう、ｒが付けられている。また、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂが、二つの電極を結ぶ線と対称の位置に配置できるように、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂの中心線を示す補助線（図示せず）を付しても良い。尚、検出コイル６０は、フレキシブルプリント基板（ＦＰＣ）で作成されても良い。図６Ａに示すように、検出コイル６０には、検出回路１０９に接続するためのコネクタ６３、コイル１０３ａとコネクタ６３を接続するリード線６２ａ、コイル１０３ｂとコネクタ６３を接続するリード線６２ｂを含む。

図６Ｂは、検出コイル６０の側面図である。検出コイル６０を生体に張り付けるため、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂに粘着層６５を有する。これにより、生体に対して、装着が容易となる。また、衛生上の観点から検出コイル６０を使い捨てとすることができる。検出回路１０９からのリード線は、検出コイル６０に確実に装着するため矢印６４ａからコネクタ６３に接続する。尚、生体に負荷を与えないように検出回路１０９からのリード線は矢印６４ｂの方向から接続されても良い。

図７は、コイルが一つの場合に検出回路によって検出される波形を示す図である。横軸は時間、縦軸は検出回路の出力（例えば、インピーダンス）を示している。図７の上のグラフは、被検体が静止した状態の呼吸時に検出される波形で、図７の下のグラフが、被検体が呼吸を止め、腕を上下に動かした際に検出される波形である。図７に示されたように、腕を上下に動かすと、呼吸時と同様の振幅が計測され、意識のない重篤な患者ではなく、意識があり、会話をしたり、体を自由に動かすことができる一般患者に対する呼吸モニタリングを行うことが難しい。

図８は、実施例１に記載の二つのコイル１０３を用いた場合に検出回路１０９により検出される波形を示す図である。図７と同様、横軸は時間、縦軸は検出回路の出力を示している。図７と同様、図８の上のグラフは、被検体が静止した状態の呼吸時の波形で、図８の下のグラフが、被検体が呼吸を止め、腕を上下に動かした際の波形である。図８の上でのグラフに示したように被検体が静止している状態の呼吸のモニタリングが可能であることが分かる。なお、図８の上のグラフの一例では、例えば息を吐く動作では出力値が増加して、息を吸うときに出力値が減少している。例えば、規則的な呼吸動作においては、出力信号に規則的な山と谷が観測される。このように、出力信号の波形により、呼吸数や呼吸の深さ、呼吸のリズムなどを計測可能であり、呼吸のモニタリングが可能である。

一方、図８の下のグラフでは、図７の下のグラフにあるような大きな出力信号の変化が観測されていない。これは、二つのコイル１０３の出力電圧が加算器１０５で加算されるため、腕を上下に動かした際の影響が相殺（低減）されることを示している。これにより、図８の上のグラフで示したように、呼吸によるインピーダンスの変化を正確に測定することができる。

以上の通り、実施例１によれば、一般病棟にいるような、介護在宅を受けているような、又は歩行可能な、一般患者に対して、呼吸の換気量等も計測可能な呼吸モニタリングを行うことができる。

実施例２は心拍出量を測定する生体計測装置について説明する。

図９Ａ、Ｂは、被検体に対する実施例２の生体計測装置の二つの電極１０２と二つのコイル１０３の配置位置を示した図である。

図９Ａに示すように、二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結ぶ線が、心尖部９０１の直上を通り、生体４０の体軸４１と垂直（または略垂直）となるように、二つの電極１０２ａ、１０２ｂは配置される。ここで、心尖部９０１とは、被検体の心臓の心尖部とその近傍を含む領域、すなわち心尖部付近を含んでいても良く、以降の説明においても同様である。そして、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結んだ線の中心で上下対称となり、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂを結ぶ線が生体４０の体軸４１と平行（または略平行）となるように配置される。これにより、左室の収縮により全身に血液を送り出す左室の動きを観測することができる。つまり、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂにより、生体の心臓の動きにともなうインピーダンスの変化を検出することで、心臓の動きに関する心拍出量などの生体信号を計測する。

二つの電極１０２ａ、１０２ｂは、電極の間の少なくとも一部の領域が、生体内部の心臓の直上、より好ましくは、心臓の心尖部９０１の直上に位置するように配置されればよい。二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、当該コイルの間の少なくとも一部の領域が、生体内部の心臓の直上、より好ましくは、心臓の心尖部９０１の直上に位置するように配置されれば良い。

図９Ｂは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結ぶ線が、心尖部９０１の直上を通り、生体４０の体軸４１と平行（または略平行）となるように、二つの電極１０２ａ、１０２ｂは配置される。そして、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂは、二つの電極１０２ａ、１０２ｂを結んだ線の中心で左右対称となり、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂを結ぶ線が生体４０の体軸４１と垂直（または略垂直）となるように配置される。これにより、左室の収縮により全身に血液を送り出す左室の動きを観測することができる。つまり、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂにより、生体の心臓の動きにともなうインピーダンスの変化を検出することで、心臓の動きに関する心拍出量などの生体信号を計測する。

図１０は、生体計測装置により、心拍出量を検出した波形図である。横軸は時間、縦軸は検出回路１０９の出力を示している。図１０に示した波形の高さ、面積から心拍出量を計算することができる。検出回路１０９は、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出した磁場に関する信号を基に、生体４０の心拍出量に関する信号を出力することができる。また、波形の形状から心臓の異常、例えば、弁や心室等の異常を推定することができる。

以上、実施例２によると、計測中に会話や体を動かすことができる一般患者に対して、心拍出量を正確に計測することができる。

実施例１や実施例２で説明したように、生体計測装置の一態様は、生体に装着される少なくとも二つの電極１０２ａ、１０２ｂと、当該二つの電極の間に交流電流を流す電源１０１と、当該二つの電極を結ぶ線を挟むように配置され、生体のインピーダンスの変化にともなう交流電流の変化に関する磁場を検出する少なくとも二つのコイル１０３ａ、１０３ｂと、当該二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出した磁場に関する信号を加算または減算し、インピーダンスの変化として信号を出力する検出回路を備える。ここで、例えば二つの電極１０２ａ、１０２ｂの間に、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂを備える検出コイル６０を複数配置して計測を行ってもよく、コイル１０３ａ、１０３ｂは少なくとも二つ以上あればよい。同様に、電極１０２ａ、１０２ｂも少なくとも二つ以上あればよい。また、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出した磁場に関する信号とは、当該二つのコイルで検出した信号（具体的には電圧）をプリアンプ１０４で増幅された信号等、信号処理をした信号であってもよいし、または当該検出した信号であってもよい。検出回路は、二つのコイル１０３ａ、１０３ｂで検出した磁場に関する信号を加算または減算をユーザの操作等により切り替えて処理できるものであってもよいし、加算あるいは減算のどちらかの処理のみ行うことができるものであってもよい。

１０１：交流電源、
１０２：電極、
１０３：コイル、
１０４：プリアンプ、
１０５：加算器、
１０７：キャンセル回路、
１０８：ロックインアンプ、
１０９：検出回路、
１１０：電流、
６３：コネクタ、
６５：粘着層。

Claims

生体に装着される二つの電極と、
前記二つの電極の間に交流電流を流す電源と、
前記二つの電極を結ぶ線を挟むように配置され、前記生体のインピーダンスの変化にともなう交流電流の変化に関する磁場に関する信号を検出する二つのコイルと、
前記二つのコイルで検出した磁場に関する信号を足し合わせる加算処理または差分をとる減算処理を行い、インピーダンスの変化として信号を出力する検出回路を備えることを特徴とする生体計測装置を用いた生体計測方法において、
前記二つの電極は、前記生体の正中面に対して対称的に、胸部又は腹部に配置され、
前記二つのコイルは、前記二つの電極を結ぶ線に対して対称的に配置されることを特徴とする生体計測方法。
請求項１に記載の生体計測方法において、
前記二つの電極は、前記生体の正中面に対して挟むように、胸部又は腹部に配置され、
前記二つのコイルのうち、少なくとも一つのコイルは、前記生体の内部の横隔膜の可動域の直上にあたる腹側の体表に配置され、
前記二つのコイルで検出した磁場に関する信号に基づいて、前記生体の呼吸活動における肺または横隔膜の動きにともなうインピーダンスの変化を検出することで、前記呼吸活動に関する生体信号を計測することを特徴とする生体計測方法。
請求項１に記載の生体計測方法において、
前記二つの電極は、当該電極の間の少なくとも一部の領域が、前記生体の内部の心臓の直上に位置するように配置され、
前記二つのコイルは、当該コイルの間の少なくとも一部の領域が、前記生体の内部の前記心臓の直上に位置するように配置され、
前記二つのコイルで検出した磁場に関する信号に基づいて、前記生体の心臓の動きにともなうインピーダンスの変化を検出することで、前記心臓の動きに関する生体信号を計測することを特徴とする生体計測方法。
請求項３に記載の生体計測方法において、
前記二つの電極は、当該電極の間の少なくとも一部の領域が、前記心臓の心尖部の直上に位置するように配置されることを特徴とする生体計測方法。
請求項３に記載の生体計測方法において、
前記二つのコイルは、当該コイルの間の少なくとも一部の領域が、前記心臓の心尖部の直上に位置するように配置されることを特徴とする生体計測方法。
請求項１又は請求項３の何れかに記載の生体計測方法において、
前記二つの電極は、当該二つの電極を結ぶ線が前記生体の体軸と垂直となるように配置され、
前記二つのコイルは、当該二つのコイルを結ぶ線が前記生体の体軸と平行となるように配置されることを特徴とする生体計測方法。
請求項１又は請求項３の何れかに記載の生体計測方法において、
前記二つの電極は、当該二つの電極を結ぶ線が前記生体の体軸と平行となるように配置され、
前記二つのコイルは、当該二つのコイルを結ぶ線が前記生体の体軸と垂直となるように配置されることを特徴とする生体計測方法。
請求項１に記載の生体計測方法において、
前記二つの電極を結ぶ線と前記二つのコイルを結ぶ線とが直交するように、前記二つの電極および前記二つのコイルは配置されることを特徴とする生体計測方法。
請求項１に記載の生体計測方法において、
前記二つのコイルは、体表に対するコイルの向きが同じ向きに配置され、
前記検出回路は、前記二つのコイルで検出した磁場に関する信号を足し合わせる加算処理を行うことを特徴とする生体計測方法。
請求項１に記載の生体計測方法において、
前記二つのコイルは、体表に対するコイルの向きが逆向きに配置され、
前記検出回路は、前記二つのコイルで検出した磁場に関する信号の差分をとる減算処理を行うことを特徴とする生体計測方法。