JP7274168B2 - 生体信号処理装置 - Google Patents

Description

本発明は生体信号処理装置に関し、さらに詳しく言えば、運動中や環境の変化がある中においても安定したバイタル信号を取得し得る生体信号処理装置に関するものである。

これまでに生体信号を測定する技術は数多く提案されており、その一例として、特許文献１には、使用者の生体情報を検出する生体情報検出部と、使用者の運動能力を判定する使用者判定部と、使用者の運動能力が所定の条件を満たすと判定されると使用者の運動能力に応じた解析情報を設定する情報設定部と、設定された解析情報に基づいて生体情報を解析する解析部とを備え、スポーツ心臓を有する使用者でも適切に生体情報を測定することができる生体情報解析装置が提案されている。

特許文献２には、運動強度から推定する脈拍数の精度を向上させるため、被験者に関する生体情報を検出する生体情報検出部と、前記被験者の動作に関する体動情報を検知する体動情報検出部と、所定基準に基づき前記生体情報の信頼性を判定する信頼性判定部と、前記体動情報と前記生体情報との相関関係を記憶する記憶部と、前記記憶部が記憶する前記相関関係を更新する更新部とを備え、前記生体情報は前記所定基準を満たすと前記信頼性判定部が判定した場合、前記更新部は前記生体情報と前記体動情報とに基づいて前記相関関係を更新する生体情報処理装置が記載されている。

特許文献３には、被験者の心機能に関する第１のデータの時系列信号と被験者の呼吸運動による加速度に関する第２のデータの時系列信号の各々から被験者の呼吸数をそれぞれ推定する第１のステップと、第１のデータから推定した呼吸数と第２のデータから推定した呼吸数の各々についてカルマンフフィルタによりノイズを漉した呼吸数をそれぞれ推定する第２のステップと、この第２のステップで得られた複数の呼吸数の推定値の重み付け平均化処理を実行する第３のステップとを含む、呼吸数推定方法が記載されている。

また、特許文献４には、心電図を測定するための心電図測定電極と、ノイズを測定するためのノイズ測定電極と、心電図測定電極によって測定された心電図信号とノイズ測定電極によって測定されたノイズ信号を計測する計測部と、計測された心電図信号とノイズ信号を分析することにより、ノイズを除去したノイズ除去心電図を抽出する胸骨圧迫ノイズ除去処理部とを備え、胸骨圧迫によるノイズの影響を低減する心電図解析装置および電極セットが記載されている。

国際公開２０１６／０８８３０７号公報 国際公開２０１４／１９６１１９号公報 国際公開２０１７／０９０７３２号公報 特開２０１４－０７６１１７号公報

生体情報の測定（検出）は、安静状態のみならず作業中や運動中にも行われるが、上記に挙げた従来技術の対象は主に脈波や呼吸数であったり、また、心電であってもＡＥＤにおける体動の影響等であり、激しい運動、エクササイズ、作業それに伴う環境の大きな変化が考慮されていない。

そこで、本発明の課題は、生活や運動の中で、また、体の動きや環境の変化がある中においても安定したバイタル情報を取得できるようにすることにある。

上記課題を解決するため、本発明はいくつかの特徴的な構成を備えている。まず、第１の発明は、生体の体表面から心電信号を取得するＥＣＧ測定部と、上記心電信号に含まれているＲ波をその特徴から抽出し、Ｒ波ピークの位置を特定するＲ波抽出部と、上記Ｒ波抽出部によって特定されるＲ波区間のＳＮＲ（信号対ノイズ比）を算出するＳＮＲ算出部と、上記Ｒ波ピークの位置と上記Ｒ波区間の上記ＳＮＲからＲ波間隔を求めて出力する出力部とを備えていることを特徴としている。

上記第１の発明には、上記Ｒ波抽出部により抽出されたＲ波時刻を用いて各Ｒ波の位置を合わせて平均化して上記ＳＮＲ算出部でのＳＮＲを算出するための信号量を算出する信号算出部と、上記ＥＣＧ測定部にて測定されたノイズを含む心電信号からＰＱＲＳＴ等の本来の心電信号を除去する波除去部と、上記ＳＮＲ算出部で上記ＳＮＲを算出するために上記波除去部にて抽出されたノイズ波形からノイズ量を求めるノイズ算出部と、上記ＳＮＲ算出部されたＳＮＲと所定のしきい値とを上記Ｒ波各区間において比較するＳＮＲ比較部と、周波数解析部とをさらに備え、上記出力部は、上記ＳＮＲ比較部でＳＮＲ＜しきい値である区間を除く区間で２つの連続するＲ波ピークの時刻の差をとってＲＲＩを計算してその計算結果を出力し、上記周波数解析部はＲＲＩの揺らぎを計算して出力する態様が含まれる。

上記第１の発明において、上記周波数解析部は不定間隔のままのＲＲＩを使い、正弦波の最小二乗法に基づく周波数解析を行うことを特徴としている。

第２の発明では、ＥＣＧ測定部は、複数のＥＣＧ電極からの信号を処理することを特徴とし、上記ＳＮＲ算出部にて算出されたＳＮＲを上記ＥＣＧ電極間で比較し、最良のＳＮＲを選択するＳＮＲ・電極間比較部と、上記ＳＮＲ・電極間比較部にて選択された最良のＳＮＲと所定のしきい値とを比較し、その比較結果を上記出力部に与えるＳＮＲ・しきい値比較部とをさらに備える。

好ましくは、上記ＥＣＧ測定部にて測定された上記各ＥＣＧ電極の生波形の各区間ごとに、上記ＳＮＲ算出部にて算出された当該区間のＳＮＲを乗算するとともに、上記各ＥＣＧ電極の極性を加算する重み合成部と、上記重み合成部で合成された合成波の中からＲ波を再抽出して上記出力部に与えるＲ波再抽出部とをさらに備える。

第３の発明は、上記ＥＣＧ測定部、上記Ｒ波抽出部、上記ＳＮＲ算出部および上記出力部を含む信号処理回路を内部に有した格納容器としてのケースをさらに備え、上記複数のＥＣＧ電極の一部は上記ケースの上部に設けられた端子を経由して上記ＥＣＧ測定部に電気的に接続され、上記複数のＥＣＧ電極の残部は上記ケースの底面に配置され上記ケース内の引き回し配線を介して上記ＥＣＧ測定部に接続されることを特徴としている。

上記第３の発明において、好ましくは、上記ケース内に、生体内部と環境との間に流れる熱流を測定する複数の温度計を有する熱流測定部が設けられる。

また、上記第３の発明は、上記ケースの底面は絶縁シートによって塞がれており、上記絶縁シートの外面側に２つに分割されたＥＣＧ電極が所定の間隔をもって配置されているとともに、上記絶縁シートの内面側で上記２つのＥＣＧ電極間に位置する部位に上記温度計が配置されており、上記各ＥＣＧ電極の電極面と、それらの間の上記絶縁シートのシート面とが同一平面上に存在していることを特徴としている。

また、上記第３の発明の好ましい態様によれば、上記絶縁シートの外面側で上記ＥＣＧ電極が配置される部分は上記ＥＣＧ電極の厚さ分だけ薄く形成される。

第４の発明は、生体の上半身に装着される衣類を有し、上記衣類の所定部分に上記ＥＣＧ電極と生体と環境の間を流れる熱流を測定する熱流パッドとが設けられていることを特徴としている。

上記第４の発明において、上記熱流パッドは、断熱材とその上面と下面とに配置される２つの温度計とからなる熱流測定手段を備えている。

また、上記第４の発明において、上記ＥＣＧ電極は、上記衣類のうちの心電の正電位が顕著な領域に対応する部位と、心電の負電位が顕著な領域に対応する部位とに設けられている。

上記第４の発明には、上記衣類の生地と上記ＥＣＧ電極との間に、上記ＥＣＧ電極と皮膚との接触を保つばね材が配置されている態様が含まれている。

また、上記衣類の生地と上記断熱材との間にも、上記下面側の温度計と皮膚との接触を保つばね材が配置されていることが好ましい。

上記断熱材として、好ましくは、平面上に並べられた複数の気泡体を含む気体マットが用いられる。

また、上記第４の発明には、上記熱流パッドは上記熱流測定手段を２つ備えているとともに、上記気体マットは上記一方の熱流測定手段用の第１気体マットと上記他方の熱流測定手段用の第２気体マットとに分けられ、上記第１気体マットと上記第２気体マットには、熱伝導率が異なる気体が封入されている態様が含まれる。

第５の発明は、生体内部と環境との間に流れる熱流を測定する熱流測定部と、上記熱流測定部からの温度情報に基づいて生体の深部温度を算出する深部温算出部と、上記深部温度に含まれているノイズを算出するノイズ算出部と、上記ノイズ算出部で算出されたノイズと上記深部温算出部で算出された深部温度から新たな深部温度を算出して出力する出力部とを備えていることを特徴としている。

また、上記第５の発明は、上記ノイズを深部温度入力としたハイパスフィルタの出力から得ることを特徴としている。

上記第５の発明は、別の態様として、生体内部と環境との間に流れる熱流を測定する熱流測定部と、環境温度を測定する環境温測定部と、上記環境温測定部で測定された環境温度から偽信号を作り出す偽信号発生部と、上記熱流測定部にて測定された熱流から生体の深部温度を算出する深部温算出部と、上記偽信号発生部より発生された偽信号と上記深部温算出部より算出された深部温度とから新たな深部温度を算出して出力する出力部とを備えていることを特徴としている。

また、第６の発明は、生体の体表面から心電信号を取得するＥＣＧ測定部と、生体内部と環境との間に流れる熱流を測定する熱流測定部と、生体の加速度を測定する加速度測定部と、生体を取り巻く環境状態を測定する環境測定部と、上記心電信号の信号対ノイズ比を算出し所定の第１しきい値と比較するＥＣＧ－ＳＮＲ比較部と、上記熱流測定部で測定された熱流に含まれているノイズを算出し所定の第２しきい値と比較する深部温－ノイズ比較部と、上記加速度測定部にて測定された加速度と上記環境測定部にて測定された環境状態とから上記第１しきい値および／または上記第２しきい値を変化させるしきい値発生部と、上記ＥＣＧ－ＳＮＲ比較部と上記深部温－ノイズ比較部からの比較結果をもとに通知信号を出力する出力部とを備えていることを特徴としている。

本発明によれば、生活や運動の中で、また、体の動きや環境の変化がある中においても安定したバイタル情報を取得することができる。

本発明の第１実施形態の基本的な構成を示す模式図。 上記第１実施形態の具体的な構成を示す模式図。 ＥＣＧ測定部にて測定される心電波形の一例を示す波形図。 Ｒ波抽出部での信号処理例を説明するための波形図。 信号算出部での信号処理例を説明するための波形図。 （ａ）～（ｄ）波除去部での信号処理例を説明するための波形図。 ノイズ算出部での信号処理例を説明するための波形図。 ＳＮＲ算出部での信号処理例を説明するための波形図。 ＳＮＲ比較部、出力部および周波数解析部での信号処理例を説明するための模式図。 本発明の第２実施形態の第１の態様を示す模式図。 上記第１の態様の動作説明用の模式図。 上記第１の態様におけるＳＮＲ比較手段の詳細を説明するための波系図。 本発明の第２実施形態の第２の態様を示す模式図。 上記第２の態様の動作説明用の模式図。 本発明の第３実施形態に係る複数のＥＣＧ電極を有するセンサ構造の第１の態様を示す（ａ）模式的な斜視図、（ｂ）（ａ）のＡ矢視図（底面図）。 上記センサ構造の第２の態様を示す（ａ）模式的な斜視図、（ｂ）（ａ）のＢ矢視図（底面図）。 上記センサ構造の第３の態様を示す模式的な斜視図。 上記センサ構造のさらに深部体温計測機能を兼ね備えた第４の態様を示す（ａ）模式的な斜視図、（ｂ）（ａ）のＣ矢視図（側面図）、（ｃ）（ａ）のＤ矢視図（底面図）。 上記第４の態様に適用されるケースの第１例を示す模式的な分解斜視図。 上記第４の態様に適用されるケースの第２例を示す模式的な分解斜視図。 上記第４の態様に適用されるケースの第３例を示す模式的な分解斜視図。 本発明の第４実施形態に係るＥＣＧ電極と熱流検出用の熱流パッドを有するウェアの（ａ）前面を示す模式図、（ｂ）背面を示す模式図。 上記ウェア上の配線を示す（ａ）模式的な平面図、（ｂ）斜視図、（ｃ）（ｂ）のＥ－Ｅ線に沿った模式的な断面図。 上記ウェア上に設けられるＥＣＧ電極パッドを示す（ａ）平面図、（ｂ）（ａ）のＦ－Ｆ線に沿った模式的な断面図。 上記ウェア上に設けられるＥＣＧ電極パッドを示す（ａ）図１６（ａ）と同様な平面図、（ｂ）（ａ）のＧ－Ｇ線に沿った模式的な断面図。 上記ウェア上に設けられるＳＨＦ方式の熱流パッドを示す（ａ）平面図、（ｂ）（ａ）のＨ－Ｈ線に沿った模式的な断面図。 上記ウェア上に設けられるＳＨＦ方式の熱流パッドを示す（ａ）図１８（ａ）と同様な平面図、（ｂ）（ａ）のＩ－Ｉ線に沿った模式的な断面図。 上記ウェア上に設けられるＤＨＦ方式の熱流パッドを示す（ａ）平面図、（ｂ）（ａ）のＪ－Ｊ線に沿った模式的な断面図。 上記ウェア上に設けられるＤＨＦ方式の熱流パッドを示す（ａ）図２０（ａ）と同様な平面図、（ｂ）（ａ）のＫ－Ｋ線に沿った模式的な断面図。 上記熱流パッドに適用される断熱材の（ａ）第１例を示す模式的な斜視図、（ｂ）第２例を示す模式的な斜視図、（ｃ）第３例を示す模式的な斜視図。 本発明の第５実施形態に係る第１の態様を示す模式図。 上記第５実施形態の第２の態様を示す模式図。 上記第２の態様の動作説明用の模式図。 上記第５実施形態の第３の態様を示す模式図。 上記第３の態様の動作説明用の模式図。 上記第５実施形態の第４の態様を示す模式図。 上記第４の態様の動作説明用の模式図。 上記第５実施形態の第５の態様を示す模式図。 上記第５実施形態の第６の態様を示す模式図。 上記第６の態様の動作説明用の模式図。 本発明の第６実施形態の基本的な構成を示す模式図。 上記第６実施形態の具体的な構成を示す模式図。

次に、図面を参照して、本発明のいくつかの実施形態について説明するが、本発明はこれらの実施形態に限定されるものではない。

〔第１実施形態〕ＥＣＧ波のＳＮＲ算出とその利用について
図１に示すように、第１実施形態に係る生体信号処理装置は、基本的な構成として、ＥＣＧ測定部１１０と、Ｒ波抽出部１２０と、ＳＮＲ算出部１３０と、出力部（ＲＲＩ出力部）１４０とを備える。

各部の役割を概略的に説明すると、ＥＣＧ（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）測定部１１０は、体表面から心電信号を測定（取得）する。Ｒ波抽出部１２０は、心電信号に含まれているＲ波をその特徴から抽出し、Ｒ波ピークの位置を特定する。

ＳＮＲ算出部１３０は、心電信号の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を計算する。信号として心電信号の最小から最大までの振幅を用いたり、実効値を用いることができる。ノイズは、取得した心電信号の中の心臓の拍動に起因する熱電力以外の成分で、運動や動作によって生じる電極－皮膚間のずれや接触の変化、接触電位の変化、静電気、汗等によるコンダクタンスの変化、筋電、ＡＣ電源からの誘導等に起因する。

出力部（ＲＲＩ出力部）１４０は、Ｒ波抽出部１２０によって得られるＲ波とその周辺の区間に対して、ＳＮＲ算出部１３０で得られるＳＮＲに基づいた信号処理を加えて出力する。その信号処理として、例えば心拍数や心拍揺らぎ（ＨＲＶ， Ｈｅａｒｔ Ｒａｔｅ Ｖａｒｉａｂｉｌｉｔｙ）、ＰＱＲＳＴ波の形状、それらから求められる生体情報（バイタル情報）を表示したり、通知したり、他のプログラムが利用できるようにする。

次に、図２に示すように、この生体信号処理装置は、具体的な構成として、ＥＣＧ測定部１１０、Ｒ波抽出部１２０、ＳＮＲ算出部１３０および出力部（ＲＲＩ出力部）１４０のほかに、信号算出部１２１と、波除去部１２２と、ノイズ算出部１２３と、ＳＮＲ比較部１３１と、周波数解析部１５０を備える。

各部の動作をより詳しく説明すると、ＥＣＧ測定部１１０は、体表面に付けた心電検出用の電極（ＥＣＧ電極）からの信号を増幅し、適宜フィルタをかけて出力する（図３ａ参照）。フィルタには、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）とローパスフィルタ（ＬＰＦ）とが含まれる。

ハイパスフィルタは、心電信号の基線（ベースライン）の揺れを取り除く。ローパスフィルタは、ＡＣ電源ラインからの誘導ノイズや胸の筋肉の動き等による筋電ノイズの混入を取り除く。ハイパスフィルタやローパスフィルタによって決まる通過帯域は、通常、数Ｈｚから４０Ｈｚ程度、ノイズの多い環境では、１０Ｈｚから２０Ｈｚ程度が通過するように設定する。

通過帯域を狭くすると、ノイズの抑制効果は高まるが、心臓が拍動する際に発する本来の心電信号の再現性を悪化させてしまう。また、運動や生活の中の動きによって、狭くしたその帯域の中にノイズが入り込み除去しきれない現象も起こりかねない。

運動によってノイズが発生する要因の一つとして、ＥＣＧ電極と皮膚との間に生ずる接触電位がある。電極材料として、銀／塩化銀（Ａｇ／Ａｇｃｌ）を用いることで接触電位は下げられるが、ゼロにすることは難しい。

運動によってＥＣＧ電極と皮膚との接触にずれが生じたり、接触面積に変化があると、この有限の電位が変化してノイズとなる。インパルス的な電位の変化は、幅広いスペクトルを持ち、上記通過帯域に入ってくる。

ＥＣＧ電極を体に固定するためのベルトやウェアは、通常、繊維を用いているため、静電気の発生をゼロにすることは難しい。静電気もインパルス的な電位を発生し、同様の問題を引き起こす。

運動により生体が汗をかくと、皮膚表面に汗の層ができたり、ベルトやウェアに吸収されて０．１ｍＳ程度の導電率（１０ｋΩ程度の抵抗率）を持つことがある。運動によってこの導電率が変化すると、やはり同様の問題を引き起こす。

これらの現象は、運動のベクトルや、ＥＣＧ電極を付けている位置、皮膚との密着度等によって変わってくるランダムな過程であり、図３ａに示すように、特定の区間にノイズ（アーティファクト）として現れる。

ここでは区間の定義として、あるＲ波のピーク時刻と次のＲ波のピーク時刻との中間を区切りとして分けられる各Ｒ波ごとの時間領域としている。図３ａに示すように、ノイズの少ない区間と多い区間が存在する。

次に、図３ｂを参照して、Ｒ波抽出部１２０はＲ波の抽出を行う。Ｒ波を抽出する方法として、例えばＱＲＳ波の振幅に対してしきい値を設けて、しきい値以上をＱＲＳ波と同定する方法がある。別の方法として、波形の傾きや長さ等の特徴に対してしきい値を設定することもできる。

また、心電信号は概ね同形状の波形の繰り返しであることから、自己相関関数やテンプレートマッチング、ウェーブレット等を用いてＲ波の位置を特定することもできる。

これらＲ波抽出には多くの方法が知られているが、本来の心電信号に似た形状のノイズや、ノイズの中に本来の心電信号が埋もれている場合等において限界がある。また、これら従来のＲ波検出法を用いながら、ＳＮＲによってＲ波区間を取捨選択したり、複数の電極の中から良い信号を選択したり合成したりする本発明の特徴を適用することで、より有効な出力を得ることもできる。

図３ｃを参照して、信号算出部１２１は、ＳＮＲ算出のために信号量を算出する。信号として前述したように、心電信号の最小から最大までの振幅を用いたり、実効値を用いることができる。

例えば、Ｒ波抽出部１２０によって抽出されたＲ波時刻を用いて、各Ｒ波の位置を合わせて平均化することで、ノイズの少ない信号量を算出することができる。平均化の手法として、移動平均を用いることもできる。通常、ＱＲＳ波が本来の心電信号の振幅最大波となることから、このＱＲＳ波のピークツーピーク（Ｐｅａｋ ｔｏ Ｐｅａｋ）を信号振幅として用いることもできる。

なお、信号算出部１２１での信号算出を行わずに、ノイズのみを用いて信号品質を判定できる場合もあるが、ＥＣＧの場合、振幅に個人差があったり、ＥＣＧ電極の装着位置の違いによって振幅に差が生ずることがあり、さらにはＡＧＣ（Ａｕｔｏ Ｇａｉｎ Ｃｏｎｔｒｏｌ）によって増幅器のゲインが自動調整される場合もあることから、信号算出部１２１で信号算出を行うことが好ましい。

図３ｄを参照して、波除去部１２２は、本来の心電信号（心電波形）に含まれるＰＱＲＳＴ等の波の除去を行う。この例では、図３ｄ（ａ）に示すように、ＱＲＳ波の期間とＴ波の期間を除去している。Ｐ波やＵ波等の他の波の期間についても除去することができるが、これらＰ波やＵ波等は、ノイズ量の算出に大きな影響を与えない場合が多いため、そのままにしておいてもよい。

図３ｄ（ｂ）の上段がＰＱＲＳＴ波を除去する前の実際の心電波形で、下段がＰＱＲＳＴ波除去後の波形を示している。Ｒ波のピークの位置を合わせて１００程度の区間を重ねて描かれている。静止状態での取得であるためノイズ量は小さく、－８から＋６ＬＳＢ位の振幅、実効値で３ＬＳＢｒｍｓ程度となっている。ちなみに、ＱＲＳ波の振幅は、この例では３５０ＬＳＢ程度であり、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は１００以上あることになる（信号振幅対ノイズ実効値）。

図３ｄ（ｃ）は運動時に取得した例であり、上段がＰＱＲＳＴ波を除去する前の実際の心電波形で、下段がＰＱＲＳＴ波除去後の波形を示している。Ｒ波のピークの位置を合わせて１００程度の区間を重ねて描かれている。ノイズ量は－６００から＋６００ＬＳＢ位の振幅、実効値で１００ＬＳＢｒｍｓ程度である。信号は３００ＬＳＢ程度であるため、ＳＮＲは約３となる。

波除去の他の例として、図３ｄ（ｄ）に示すように、各区間のＲ波の位置を合わせて移動平均を求め、その移動平均をノイズを含む心電信号から減算するようにしてもよく、このような態様も本発明に含まれる。

次に、図３ｅを参照して、ノイズ算出部１２３は、上記のようにして抽出したノイズ波形の例えば実効値をノイズ量として求める。ノイズ量としてノイズの振幅を用いることもできる。各区間のノイズ量を例えば最新の区間のノイズ量Ｎｉ，その一つ前の区間のノイズ量をＮｉ－１，さらにその一つ前の区間のノイズ量をＮｉ－２，…とした場合、最新の区間のノイズ量Ｎｉを順次求めていき、一つ前の区間Ｎｉ－１の後に追加していく。

ＳＮＲ算出部１３０は、信号量とノイズ量とからＳＮＲを算出する。信号量として、移動平均や各区間の瞬時値、ノイズ量として各区間の実効値等を使うことができる。このようにして求めたＳＮＲの実例を図３ｆに示す。参考に心拍数も載せている。前半の心拍数が低い部分が座っている状態（座位時）で、後半の心拍数が高い部分がエアロバイク（登録商標）での運動を行っている状態（運動時）のときのものである。

ＳＮＲが２０以下程度に低下すると、Ｒ波の抽出時刻がずれたり、ノイズをＲ波として抽出する等、Ｒ波の抽出そのものを誤る（誤検出）頻度が増えてくる。本来のＲ波を抽出できない検出漏れも発生するおそれがある。

前半の座位時では、ＳＮＲは変動するものの、概ね３０程度以上はあり、誤検出や検出漏れの頻度は低い。後半の運動時では、高い頻度でＳＮＲが２０以下となり、高い頻度で誤検出や検出漏れが発生する。誤検出や検出漏れは、心拍計算の精度を悪化させるだけでなく、Ｒ波の間隔（ＲＲＩ：Ｒ－Ｒ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）を使って求めるＨＲＶの精度も悪化させる。場合によっては、心拍数やＨＲＶを出力できないことがあり得る。

区間ごとのＳＮＲは大きく変動する。前半の座位でも、完全に体が静止している区間とそうでない区間とがあるため、２００以上のＳＮＲから数十のＳＮＲまで変動する。後半の運動時でも、エアロバイク（登録商標）をコンスタントに漕いでいる中で、ＳＮＲが非常に悪い区間とある程度良い区間とが存在する。

区間の長さ（Ｒ－Ｒ間隔）は、心拍数によって異なるが０．３～１秒程度である。エアロバイク（登録商標）運動は、例えば６０ｒｐｍでペダルを回したとき１秒周期の運動になる。１秒周期の運動ベクトル変化の中で、例えば０．５秒程度、ＥＣＧ電極にアーティファクトを生じない時間が存在すれば、ＳＮＲが高い区間が存在することになる。

図３ｇを参照して、ＳＮＲ比較部１３１は、各区間でＳＮＲとしきい値を比較する。しきい値として、例えば前述した誤検出が発生してくるＳＮＲである２０以下の値を用いることができる。

区間ＳＮＲの低下により、心電の特徴抽出ができなくなり検出漏れも発生するが、本来の検出漏れは特徴抽出の問題であり、しきい値とは関係ない。誤検出を減らそうとしてしきい値を高めに設定すると、正常に検出できた区間を削除する（しきい値による検出漏れ）問題を引き起こす危険性が増加する。

しきい値による検出漏れの発生確率は、ある程度Ｒ波検出が可能なＳＮＲが１０程度から上がってくる。正常検出を破棄させない意味では、しきい値として１０以下程度にすることが好ましい。

ＳＮＲの比較結果を最新の区間Ｒｉ，その一つ前をＲｉ－１とした場合、最新の区間Ｒｉを求め、Ｒｉ－１以前の結果に順次追加していく。そして、しきい値以上であればＯＫ，しきい値未満であればＮＧといった判定を行う。

ＲＲＩ出力部１４０は、ＲＲＩの計算結果を出力する。ＲＲＩは、２つの連続するＲ波ピークの時刻の差をとって計算する。このとき、ＳＮＲ比較部１３１での判定がＮＧとなった期間は使用しない。

例えば、区間Ｒｉ－２がＮＧの場合、区間ｉ－２でのＲ波抽出結果を使用しない。つまり、区間ｉ－１と区間ｉ－２との間、さらには区間ｉ－２と区間ｉ－３との間でＲＲＩを計算しないことを意味する。

ＮＧとなった区間は、Ｒ波の検出漏れを含んでいる場合が多く、区間ｉ－２を飛び越えて、区間ｉ－１と区間ｉ－３との間でＲＲＩを計算することも誤りである場合が多く、この計算も行わない。

周波数解析部１５０はＲＲＩの揺らぎ、つまりはＨＲＶを計算して出力する。ＲＲＩにスプライン補間をかけて一定の時間間隔でリサンプリングする従来例が存在するが、欠落を含むＲＲＩにスプライン補間をかけると、偽の振動を生じる場合があり好ましくない。

スプライン補間やリサンプリングは行わずに、不定間隔のままＲＲＩを使い正弦波の最小二乗法に基づく周波数解析を行うことが好ましい。このような周波数解析として、例えばＬｏｍｂ－Ｓｃａｒｇｌｅピリオドグラムがある。

また、ＳＮＲの高い区間のＥＣＧの生波形をＲ波のピークの位置を合わせて何区間かの平均をとることで、ノイズによる誤差の少ない本来のＥＣＧ波形に忠実な波形を取得することができる。運動中のアーティファクトによって乱れたＥＣＧ波を使って平均化すると波情報に大きな誤差を生じる。

ＰＱＲＳＴＵ波等の波高値や傾きは、生体の特性、自律神経やホルモン、血中酸素濃度、カリウム濃度、その他の物質の濃度等の状態を反映する。例えば、高高度の登山を模擬した実験で、血中酸素濃度の低下でＳＴ波に変化が生じる現象が報告されている。ＥＣＧの波情報を精度よく得ることで、このような生体の状態を把握することができる。

〔第２実施形態〕ＥＣＧのＳＮＲを利用した複数電極信号の合成について
第２実施形態には、図４に示す第１の態様と、図７に示す第２の態様とが含まれ、ともに複数のＥＣＧ電極１，２，…を有している。

－第１の態様－
まず、第１の態様について説明すると、ＥＣＧ測定部２１０、Ｒ波抽出部２２０、ＳＮＲ算出部２３０の他に、ＳＮＲ・電極間比較部２３１、ＳＮＲ・しきい値比較部２３２、ＲＲＩ出力部２４０および周波数解析部２５０を備える。

このうち、ＥＣＧ測定部２１０、Ｒ波抽出部２２０、ＳＮＲ算出部２３０、ＲＲＩ出力部２４０および周波数解析部２５０は、それぞれ、先の第１実施形態で説明したＥＣＧ測定部１１０、Ｒ波抽出部１２０、ＳＮＲ算出部１３０、ＲＲＩ出力部１４０および周波数解析部１５０と同様な構成であってよい。

ＥＣＧ電極１，２，…は、心電を検出するために生体の皮膚に装着される。その電極材料としては、接触電位が小さいＡｇ／ＡｇＣｌやＡｇ、導電性プラスチックが好ましく採用される。

アーティファクトは、運動のベクトルやＥＣＧ電極の装着場所、筋肉の動き、皮膚との密着度等に応じて、本来の心電信号に重畳して入ってくる。運動の内容によって（例えば、腹筋、腕立て、ランニング等の基礎トレーニングから、マシンを使ったトレーニング、競技スポーツ、自由な動きを伴うストレッチやヨガ、ダンス等）使う筋肉やベクトルが異なるため、複数のＥＣＧ電極間でアーティファクトの入り方が異なる。

ＥＣＧ測定部２１０は、ＥＣＧ電極ごとにあってもよいが、高分解能ＡＤＣ（アナログデジタルコンバータ）を時分割（インターリーブ）で切り替えて使うことで１個にすることができる。

複数のＥＣＧ電極１，２，…からの信号をＳＮＲに応じて合成することで、アーティファクトの影響を抑制することができる。本来の心電信号を同期加算（位置を合わせて加算）することで、心電信号を大きくすることができる。

ＥＣＧ信号は既知ではないため、ＥＣＧとアーティファクトを完全に分離することは難しい。しかしながら、アーティファクトは、上述したメカニズムによって生じるため、本来の心電信号（ＰＱＲＳＴ波）とは異なる波形やスペクトルを持つ。

その多くは、運動の衝撃による接触電位のインパルス的・ステップ関数的な変化が帯域制限を受けた波動であり、本来の心電信号とは異質のものになる。ＳＮＲ算出部２３０は、各区間に広がるアーティファクトの波動エネルギーを定量化する。

Ｒ波抽出部２２０やこれに続くブロックは、上記第１実施形態と同様の構成を持つこともできるが、一定時間ごとに処理電極を切り替えるようにすることで１系統にすることができる。

ＳＮＲ算出部２３０は、各時間、各ＥＣＧ電極１，２，…でＳＮＲを計算し、ＥＣＧ電極１，２，…ごとに図５に示すような区間ＳＮＲの時系列を得る。図５において、ＳＮＲ１，ｉ－２：ＳＮＲ１，ｉ－１：ＳＮＲ１，ｉがＥＣＧ電極１の区間ＳＮＲの時系列であり、ＳＮＲ２，ｉ－２：ＳＮＲ２，ｉ－１：ＳＮＲ２，ｉがＥＣＧ電極２の区間ＳＮＲの時系列である。

ＳＮＲ・電極間比較部２３１は、上記ＥＣＧ電極ごとのＳＮＲを各時刻において比較し、最良のＳＮＲを選択する。

ＳＮＲ・しきい値比較部２３２は、上記選択したＳＮＲとしきい値とを比較し、しきい値以上であれば各時刻における上記最良のＳＮＲを持つＥＣＧ電極で抽出したＲ波時刻を出力する。しきい値未満の場合には、空白を出力する。図５において、Ｒｉ，Ｒｉ－１，Ｒｉ－２…はメモリ等に保存された上記出力である。

ＲＲＩ出力部２４０は、上記保存されたＲ波時刻をもとにＲ波間隔（Ｒ－Ｒ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）を計算して出力する。上記第１実施形態と同様に、空欄はしきい値未満を意味するため、空欄前後のＲＲＩは計算しない。

周波数解析部２５０は、上記ＲＲＩを用いて上記第１実施形態と同様の、正弦波の最小二乗近似に基づく不定間隔の周波数解析を行う。

図６を参照して、ＳＮＲ・しきい値比較部２３２の詳細について説明する。

図６（ａ）は比較的単純な場合の例で、ＥＣＧ電極１とＥＣＧ電極２で区間の切り替わりタイミングが合っており、ＥＣＧ電極１の区間ｉ－２にアーティファクトが入っているとする。

ＳＮＲ・電極間比較部３１ａによってＳＮＲはＥＣＧ電極１＜ＥＣＧ電極２と判定される。また、ＳＮＲ・しきい値比較部３１ｂにより、ＥＣＧ電極２がしきい値以上であれば、ＥＣＧ電極２が選択され、そのＲ波時刻が採用される（しきい値以下であれば、どちらも採用しない）。すなわち、次のとおり。

（１）しきい値＜ＳＮＲ１，ｉ－２＜ＳＮＲ２，ｉ－２の場合、ＥＣＧ電極２で抽出したＲ波時刻を採用。
（２）ＳＮＲ１，ｉ－２＜しきい値＜ＳＮＲ２，ｉ－２の場合、ＥＣＧ電極２で抽出したＲ波時刻を採用。
（３）ＳＮＲ１，ｉ－２＜ＳＮＲ２，ｉ－２＜しきい値の場合、どちらも採用しない。

図６（ｂ）はやや複雑な場合で、ＥＣＧ電極１とＥＣＧ電極２で区間の長さが異なる例である。ＥＣＧ電極１では、区間ｉ－２とｉ－１でアーティファクトをＲ波として抽出している。ＥＣＧ電極２の区間ｉ－２は本来のＲ波を正しく検出しているが、ＥＣＧ電極１の区間ｉ－２とｉ－１に跨がっている。

一般にＱＲＳ期間は、ＥＣＧの特徴抽出にとって最重要な期間で、この狭い期間に着目するとよい。狭くすることで、比較相手が１個に絞られる場合もあるが、この例のように相変わらず２個になってしまう場合がある。この場合、次のような処理を行うとよい。

すなわち、ＳＮＲ１，ｉ－２＜ＳＮＲ１，ｉ－１＜ＳＮＲ２，ｉ－２の場合、ＳＮＲ２，ｉ－２を採用。その理由は、ＥＣＧ電極１の両区間はＳＮＲが低下しているためである。

上記以外ではＳＮＲ２，ｉ－２を採用しない。その理由は、ＥＣＧ電極１にＳＮＲが高い抽出が存在する、ＥＣＧ電極２の方にアーティファクトが存在する可能性があるためである。

－第２の態様－
図７に示すように、ＳＮＲに応じた重み付き合成を行うため、上記第１の態様におけるＳＮＲ・電極間比較部２３１、ＳＮＲ・しきい値比較部２３２に代えて、重み合成部２３３とＲ波再抽出部２３４を備える。この他の構成は上記第１の態様と同じである。図８に各部の動作説明用の模式図を示す。

重み合成部２３３は、各時間、各ＥＣＧ電極１，２，…のＥＣＧ生波形に当該区間のＳＮＲを乗算する。例えば、ＥＣＧ電極１のＥＣＧ生波形は、Ｒ波仮検出によってｖ１，ｉ：ｖ１，ｉ－１：ｖ１，ｉ－２，…の区間に区切られたとする。

各区間の長さは、上記したようにＲ－Ｒ間隔によって決まり、例えば０．３～１秒程度である。例えばＡＤＣのサンプリングレートを１２８ｓｐｓとすると、各区間には３８～１２８個の時系列データ（ｘ１，ｘ２，…）が含まれることになる。

つまり、各区間は上記時系列データの集合であり、例えば区間ｖ１，ｉ＝｛ｘ１，ｘ２，…｝となる。これにＳＮＲを乗算すると、ＳＮＲ１，ｉ×ｖ１，ｉ＝｛ＳＮＲ１，ｉ×ｘ１，ＳＮＲ１，ｉ×ｘ２，…｝となる。

さらに重み合成部２３３は、各ＥＣＧ電極１，２，…の極性を合わせて加算する。例えば最新の区間で合成される信号をｖ，ｉとすると、
ｖ，ｉ＝ｐ１×ＳＮＲ１，ｉ×ｖ１，ｉ＋ｐ２×ＳＮＲ２，ｉ×ｖ２，ｉ＋…
となる。ｐ１，ｐ２，…は各ＥＣＧ電極の極性であり、＋１か－１の値をとる。

通常、ＥＣＧ電極の装着場所が決まれば、ＰＱＲＳＴ波の極性は変わらないため、区間ごとに極性を変える必要はない。つまり、ｐ１，ｐ２，…は区間が変わっても同じ値を使用することができる。

一方で、複数のＥＣＧ電極においてＰＱＲＳＴ波の形が装着場所ごとに変わる現象がある。例えば１２誘導心電計では、Ｖ１電極はＳ波がＲ波より大きくなる。この場合、例えばＱＲＳ振幅が最大となるように合成の極性を決めるとよい。

Ｒ波再抽出部２３４は、合成された信号ｖ，１：ｖ，ｉ－１：ｖ，ｉ－２…に対してＲ波の再抽出を行う。合成波のＳＮＲは、合成前の各ＥＣＧ電極１，２，…のＳＮＲのほぼ和となり、ＳＮＲを向上させてＲ波抽出が行える。

上述したように、運動中、ＳＮＲが非常に悪い区間とある程度良い区間が存在し、それは運動ベクトルや装着場所に依存することから、複数のＥＣＧ電極１，２，…で重み合成することで、ＳＮＲが非常に悪い区間を減らすことができる。このことは、ＲＲＩの誤検出や検出漏れを減らすことにつながる。

〔第３実施形態〕
ここでは、心電検出用の複数のＥＣＧ電極を持ったセンサ構造について説明する。通常、ＥＣＧ電極の数を増やすことは信号処理回路等を収納するケース（格納容器）の接続のための端子の数を増やすことになり、また電極面積も必然的に広くなるが、本発明では、これらの点を極力抑える工夫をしている。

－第１の態様－
図９は、ケース３１０の底面にもＥＣＧ電極３を設けて、端子数の増加や専有面積の増加を最小限に押さえた例である。この例において、ケース３１０はベルト３０１を介して皮膚面に固定される。ベルト３０１に代えて粘着テープが用いられてもよい。図示しないが、ケース３１０には信号処理回路等が内蔵されている。

図９（ａ）（ｂ）に示すように、この例では、ＥＣＧ電極としてケース３１０の両側に配置されたＥＣＧ電極１，２と、ケース３１０の底面（皮膚面に接触する側の面）に設けられたＥＣＧ電極３の３つのＥＣＧ電極を備えている。

ＥＣＧ電極１，２は、先にも説明したように、好ましくはＡｇ／ＡｇＣｌや導電性プラスチックからなる電極で、これらＥＣＧ電極１，２はケース３１０の上面に設けられている端子３２１ａ，３２１ｂを介してケース３１０内の信号処理回路等に接続される。

ＥＣＧ電極３は、ＥＣＧ電極１，２と同じく、好ましくはＡｇ／ＡｇＣｌや導電性プラスチックからなる電極でケース３１０の底面に設けられるが、ＥＣＧ電極３には導電性ゲルが用いられてもよい。

ＥＣＧ電極１，２，３は、皮膚に接触するように装着されるが、ＥＣＧ電極１，２の端子部分を覆うように絶縁カバー３０２を配置する。絶縁カバー３０２は、ケース３１０の端部から１０ｍｍ以上張り出して配置することが好ましい。これは、汗によるＥＣＧ電極１，２間の絶縁抵抗の低下を最小限にするためである。

図１０（ａ）（ｂ）は、ケース３１０の底面に配置されるＥＣＧ電極３を２分割してＥＣＧ電極３ａ，３ｂとした例で、これにより電極数を増やしている。

図１１は、上記のＥＣＧ電極１，２，３の他に、さらに４つのＥＣＧ電極４～７を備える例である。このうち、ＥＣＧ電極４，５は体の側面に接するようにベルト３０１に配置され、ＥＣＧ電極６，７は体の背面に接するようにベルト１１０に配置される。

体の側面はベルトやウェアの生地を支える支点となり、運動時のずれが比較的少ない部位である。体の背面や前面および側面の組合せは、体を前後左右に延ばすような運動の時、ある瞬間どこかのＥＣＧ電極でアーティファクトが少ない状態を生成する確率を増やす。

－第２の態様－
この第２の態様においては、図１２（ａ）～（ｃ）に示すように、複数（例えば３つ）の心電検出用のＥＣＧ電極１～３と、深部体温計測用の温度計１１ａ，１１ｂを備えている。なお、温度計１１ａ，１１ｂを区別する必要がない場合には、総称として温度計１１という。

ケース３１０内に基板３３０と２つの温度計１１ａ，１１ｂを有し、これによって皮膚と環境の間を流れる熱流を測定する。一方の温度計１１ａはケース３１０の底面に配置され、他方の温度計１１ｂは温度計１１ａから離れた基板３３０に設けられる。

図示のように、一組の温度計対（温度計１１ａ，１１ｂ）により、一つの熱流を測定することができる（ＳＨＦ： Ｓｉｎｇｌｅ Ｈｅａｔ Ｆｌｕｘ）。また、温度計対を二組とすることにより、二つの熱流を測定することもできる（ＤＨＦ： Ｄｕａｌ Ｈｅａｔ Ｆｌｕｘ）。この場合において、ＥＣＧ電極３はケース３１０の底面に皮膚に接触するように設ける。

－第３の態様－
この第３の態様では、基板３３０と温度計１１およびＥＣＧ電極１～３の接続例について説明する。図１３ａはＥＣＧ電極３がケース３１０の底面全体にある場合、図１３ｂは底面電極であるＥＣＧ電極３をＥＣＧ電極３ａとＥＣＧ電極３ｂに分割した場合である。

いずれの場合も、ケース３１０の上蓋３１１にはベルト３０１（もしくはウェア）に取り付けられているＥＣＧ電極１，２と電気的に接続する端子３２１ａ，３２１ｂを設ける。なお、端子３２１ａ，３２１ｂを区別する必要がない場合には、総称として端子３２１という。

端子３２１ａ，３２１ｂをケース３１０内の基板３３０にそれぞれ配線Ｌ１，Ｌ２で接続する。ケース３１０の底面には、絶縁シート３１２を内側とし、ＥＣＧ電極３を外側として貼り合わせたものを配置する。

絶縁シート３１２の上には第１の温度計１１ａを配置する。基板３３０の上には第２の温度計１１ｂを配置する。温度計１１ａ，１１ｂはケース３１０の中央部分に配置されることが好ましい。第２の温度計１１ｂは基板３３０の下面側に配置されてもよい。

第２の温度計１１ｂに放射温度計の機能を付加して、基板温度と底面の温度を同時に測るようにすれば、第１の温度計１１ａを省略することもできる。

絶縁シート３１２にはスルーホール３１３を設け、スルーホール３１３を介してＥＣＧ電極３（底面電極）と基板３３０とを配線Ｌ３で接続する。また、第１の温度計１１ａと基板３３０とを適宜配線で接続する。上記配線として、フレキシブルプリント配線を用いることもできる。

絶縁シート３１２として、プラスチックを用いることができる。絶縁シート３１２の厚さを薄くして、第１の温度計１１ａの温度をできるだけ皮膚温に近づけて第２の温度計１１ｂとの温度差を大きくすることが感度を上げるうえで好ましい。

さらに、ケース３１０の厚さを薄くするうえでも、絶縁シート３１２の厚さは薄い方がよい。高強度のプラスチック材を用いれば、１ｍｍ程度の厚さにすることができる。ケース３１０の底面の強度を絶縁シート３１２が担うことで、高価な銀を使う底面のＥＣＧ電極３の厚さを薄くできる。底面のＥＣＧ電極３として、シート状のＡｇ／ＡｇＣｌを用いることができる。

また、底面のＥＣＧ電極３として、ヤング率が高い鉄等の金属の上にＡｇ／ＡｇＣｌをメッキしたものを使うこともできる。ケース３１０の底面の強度をＥＣＧ電極３が担うことで、絶縁シート３１２の厚さを薄くでき、第１の温度計１１ａの温度を皮膚温に近づけることができる。

図１３ｂの例では、底面のＥＣＧ電極３を２つのＥＣＧ電極３ａとＥＣＧ電極３ｂとに分割する場合、これら分割電極３ａ，３ｂが配置される絶縁シート３１２の両側部分３１２ａ，３１２ｂを電極３ａ，３ｂの厚さ分だけ薄くすることにより、皮膚に接する面を平坦にすることができる。

第１の温度計１１ａの直下やその周辺は熱流を計測するうえで重要な面であり、この面と皮膚との間に隙間ができると熱流計測に誤差が生じる。ＥＣＧ電極３ａ，ＥＣＧ電極３ｂも当然皮膚との接触が重要なことから、ケース３１０の底面に段差が生じないことが重要である。

なお、相対的なこととして、絶縁シート３１２のうち、ＥＣＧ電極３ａとＥＣＧ電極３ｂとの間の中央部分３１２ｃの厚さをそれら電極３ａ，３ｂの厚さ分増やして、ケース３１０の底面に段差が生じないようにしてもよい。

－第４の態様－
第４の態様では、図１３ｃに示すように、底面のＥＣＧ電極３を４分割にするとともに、上記絶縁シート３１２を第１の絶縁シートとして、これとは別にケース３１０の底面にさらに第２の絶縁シート３１７を備える。

上記第３の態様と同じく、ケース３１０の底面には、第１の温度計１１ａと第１の絶縁シート３１２を配置する。第１の絶縁シート３１２の皮膚側（底面側）に、ＥＣＧ電極３を４分割した４つのＥＣＧ電極３ａ～３ｄを配置する。

第１の温度計１１ａの下に隙間ができないように、第１の温度計１１ａとその周辺にダミー電極Ｄを配置する。なお、ダミー電極Ｄに代えて同じ厚さの電気絶縁性のダミーシートが用いられてもよい。さらにその下に、第２の絶縁シート３１７を配置する。

第２の絶縁シート３１７はケース３１０の底面より大きな面積を有し、その周辺部分はケース３１０の底面からはみ出している。第２の絶縁シート３１７には、プラスチック等の絶縁体を用いる。

第２の絶縁シート３１７の底面に、導電性ゲル３１５ａ～３１５ｄと非導電性ゲル３１６を配置する。第２の絶縁シート３１７の中央部分には開口部３１８を設け、ケース側の分割されたＥＣＧ電極３ａ～３ｄを、それぞれ、導電性ゲル３１５ａ～３１５ｄに電気的に接続する。また、ダミー電極Ｄと非導電性ゲル３１６とを熱的に接触させる。第２の絶縁シート３１７は使い捨てにすることができる。

導電性ゲル３１５ａ～３１５ｄと非導電性ゲル３１６に粘着性を持たせることにより、ケース３１０を含めて皮膚に吸着させることができる。衣服を脱がずに着脱できるメリットがある。

〔第４実施形態〕
複数のＥＣＧ電極パッドおよび熱流パッドを持つ人体の上半身に装着されるウェアの実施形態で、図１４（ａ）（ｂ）にウェアＷにＥＣＧ電極パッドＥ、熱流パッドＴｈおよび信号処理回路Ｐを設けた例を示す。図１４（ａ）がウェアＷの前面側で、図１４（ｂ）がウェアＷの背面側である。

図１４（ａ）に示すように、人体の場合、体の前面で肋骨のやや下の左右に心電の正電位が顕著な（高い）部分が存在する。さらに、みぞおちとその上下にかけて心電の負電位が顕著な（絶対値として高い）部分が存在する。この領域にＥＣＧ電極パッドＥを設けることで、信号強度を上げられる。

心電の正電位が顕著な部分に設けられるＥＣＧ電極パッドをＥ（＋），心電の負電位が顕著な部分に設けられるＥＣＧ電極パッドをＥ（－）とする。区別する必要がない場合には、単にＥＣＧ電極パッドＥとする。

ＥＣＧ電極パッドＥは大きすぎると、上記電位が高い部分とその周辺の相対的に電位の低い部分をショートすることになるおそれがあるため、好ましくない。一方で、小さいＥＣＧ電極パッドＥを多数配置することは、信号処理や配線の引き回しに負担を掛けることになる。

正電位の高い部分はやや面積が小さいため、一例として、左右に一つずつＥＣＧ電極パッド（Ｅ＋）を配置し、負電位の高い中央部分には３つのＥＣＧ電極パッド（Ｅ－）を配置することが好ましい。これによって、大きな信号が得られるとともに、上記の問題が軽減され、複数電極によるＳＮＲ改善効果が奏される。

図１４（ｂ）を参照して、体の背面にも、前面よりも小さいながらも、前面と同様の電位分布が存在する。電極数や配線数、信号処理を増やすことになるが、適宜この部分（体の背面）も利用することにより、上記効果をさらに上げることができる。

熱流パッドＴｈは、後述する熱流を測定する温度計１１と断熱材４３２で構成され、熱流を体表面に対して鉛直方向に流す。熱流パッドＴｈを複数配置する意味は、体の深部（例えば、腹部の上部と下部）に温度差があるためと、熱流計測にもアーティファクト（誤差の要因）があり、それを軽減するためである。

皮膚と熱流パッドＴｈの間に隙間が生ずるとアーティファクトとなるため、可能な限り平坦な面に装着することが好ましい。胸筋や胸の脂肪、女性の乳房、背中の肩甲骨のあたりは平坦性を損なうため、これらの領域は避けることが好ましい。

以上の観点から、上部で比較的平坦な胸骨丙のあたり、下部で比較的平坦な肋骨の下あたりに熱流パッドＴｈを配置することが好ましい。なお、図１４（ａ）の例ではＥＣＧ電極パッドＥと熱流パッドＴｈの場所が重ならないようにしているが、ＥＣＧ電極パッドＥと熱流パッドＴｈを一つのパッケージ内に収納して、両機能を合体させることも可能である。

皮下脂肪は、熱流を小さくするとともに、熱時定数を大きくする。また、熱流計にとって感度を低下させるとともに、応答スピードを遅くする。さらに、電気の平行平板コンデンサの電気力線のアナロジーから、平行平板の距離が離れるほど周囲の流束が曲がる現象（３次元効果）が生じ、深部から熱流計までの距離が離れるほど、環境温度の影響を受けやすくなる。

体の前面では、胸骨丙のあたりが比較的皮下脂肪が少ないため、皮下脂肪が厚い人向けに胸骨丙のあたりを選択するとよい。また、体の背面は前面よりも皮下脂肪が少ない場合が多いことから、前述した背中の場所を選択することもできる。

接地電極Ｇにも、アーティファクトが発生するため、広い面積を確保することが好ましい。前述した心電の電位分布を乱さないように、比較的電位が小さい背中側、その中でも電位が小さい首の下あたり、さらには腰のあたりに広い面積を確保することが好ましい。

信号処理回路Ｐは、外部との通信を行うための無線回路を備えている。その通信距離を延ばすため、アンテナの地上高を上げることが好ましい。さらに運動の内容によっては、背中を地面につける場合もあり、信号処理回路が運動の妨げにならないようにユーザーに選択の余地があることが好ましい。

これらの観点から、背中の首あたり、さらには前面の首あたりに信号処理回路Ｐを適宜配置できるようにしておくことが好ましい。信号処理回路ＰはＳｉＰ（Ｓｙｓｔｅｍ ｉｎ Ｐａｃｋａｇｅ）やＣＯＰ（Ｃｈｉｐ ｏｎ Ｂｏａｒｄ）等の技術により、薄く小さくすることが可能になっており、信号処理と電池を別の場所に配置して配線で結ぶことができる。

薄いラミネート電池を着脱可能な形で、例えば図１４ａのＢに示す位置に配置することができる。これによって、信号処理回路Ｐの厚さや面積を減らすことができる。首の周りの重量や厚さを減らすことができる。

次に、図１５（ａ）～（ｃ）により、ＥＣＧ電極パッドＥ（＋），Ｅ（－）および各熱流パッドＴｈを信号処理回路Ｐに接続するため、ウエアＷ上に配線されるＧＮＤ（グランド）配線４１０について、アーティファクトの要因となる静電気や電磁誘導、静電結合、汗の影響を軽減する手法を説明する。

図１５（ｃ）にＧＮＤ配線４１０の詳細を示す。これによると、ＧＮＤ配線４１０はウェア生地４０１の上に信号線となる被覆導体４１１、第１絶縁シート４１２ａ、ＧＮＤ電極となるＧＮＤ導体４１３および第２絶縁シート４１２ｂを順次積層してなる。

ウェア生地４０１は、着心地や通気性、コンプレッシヨンを持たせたホールド性を維持させながら、静電気を帯びにくい特性を持たせることが好ましい。それでも静電気をゼロにすることは難しく、静電気に対する対策が必要になる。また、ＡＣ１００Ｖ電源等の交流電源からの誘導ノイズや、人体と周囲物体との容量結合による静電ノイズを軽減する必要がある。

信号線として被覆導体４１１を用いることで、ウェア生地４０１が汗を吸ったとき、汗の塩分による他の配線とのショートを防止する。熱流パッドＴｈでは、２本の被覆導体をより線（ツイストペア）で用いることが好ましい。温度計（例えばサーミスタ）からの信号線をツイストペアとすることで、信号処理回路Ｐで差信号として処理するときに、より効果的にコモンモードノイズを除去できる。

第１絶縁シート４１２ａと第２絶縁シート４１２ｂの間にＧＮＤ導体４１３を配置する（サンドイッチ）構造は、ＧＮＤ導体４１３が汗によりウェア生地４０１を介して他のＧＮＤ配線とショートするのを防ぐ。ＧＮＤ導体４１３は、信号処理回路Ｐで一点接地することが好ましい。

ＧＮＤ導体４１３は信号線である被覆導体４１１を十分に覆うように幅を持たせる。例えば、１０ｍｍ程度の幅を持たせることが誘導ノイズや静電気ノイズを抑制するうえで好ましい。

これら被覆導体４１１やＧＮＤ導体４１３、絶縁シート４１２ａ，４１２ｂは、ウェア生地４０１に対して環境側（皮膚とは反対側）に配置することが外部からの誘導ノイズや静電ノイズを抑制するうえで好ましいが、必要とされるＳＮＲやウェアのデザイン等の観点によってはウェア生地４０１の皮膚側に配置することも可能である。

次に、図１６（ａ）（ｂ）により、ＥＣＧ電極パッドＥの構造について説明する。ＥＣＧ電極パッドＥは、ウェア生地４０１の皮膚に面する側に、ＥＣＧ電極４２１，第１の絶縁シート４２２ａおよびばね材４２３の積層体を有し、ウェア生地４０１の環境側（皮膚とは反対側）に、第２の絶縁シート４２２ｂ、ＧＮＤ導体４２４および第３の絶縁シート４２２ｃの積層体を備えている。

ＥＣＧ電極４２１は皮膚面に接するように配置する。前述したように、ＥＣＧ電極４２１はＡｇ／ＡｇＣｌやＡｇを主成分とする金属や導電性プラスチックを用いることができる。電極面積には前述したトレードオフがあり、１００～５００平方ｍｍ程度であることが好ましい。

ＥＣＧ電極４２１の上にＥＣＧ電極から張り出すように第１絶縁シート４２２ａを配置する。これはウェア生地４０１が汗を吸ったとき、ＥＣＧ電極４２１がウェアＷを介して他のＥＣＧ電極４２１とショートしないようにするためである。汗をかいたとき、他のＥＣＧ電極との抵抗値を１００ｋΩ以上確保することが好ましく、張り出す長さは５～１０ｍｍ程度がよい。

ばね材４２３は、ＥＣＧ電極４２１と皮膚の接触を保つばねの役割を果たす。皮膚面には凹凸があり、その山谷の高さは呼吸や運動によって変化する。皮膚面のある部分では凹部となり、その周りの凸部でウェア生地を支える構造になる。

ウェア生地４０１にぶら下がるＥＣＧ電極４２１はそのままでは皮膚から離れたり、接触圧が変化したりする。これに伴い、前述のケミカルポテンシャルの変化が起き、アーティファクトの大きな要因となる。

ばね材４２３は、皮膚面が凹部となった状態でもＥＣＧ電極４２１を一定の圧力で皮膚に押し付ける役割を果たす。機能的には、小さなスプリングを面状に多数並べた構造になる。このような材料として、スポンジやクッション、発泡材、気泡緩衝材等を使うことができる。綿やポリウレタン等のプラスチックを用いることもできる。圧力をかけない状態で数ｍｍから１０ｍｍ程度の厚さであるのが好ましい。ばね材４２３と絶縁シート４２２ａの上下関係は逆にしてもよい。

ＥＣＧ電極４２１への静電ノイズ、誘導ノイズの混入を最小限にするため、ウェア生地４０１を挟んでＥＣＧ電極４２１の反対側にＧＮＤ領域が設けられる。上記ＧＮＤ配線４１０と同様に、第２および第３の２枚の絶縁シート４２２ｂ，４２２ｃでＧＮＤとなる導体４２４を挟んだ構造をＥＣＧ電極４２１から張り出すように配置する。

ＧＮＤ導体４２４が５～１０ｍｍ程度、ＥＣＧ電極４２１の周辺（４辺）から張り出して配置することが好ましい。ＧＮＤ導体４２４を絶縁シート４２２ｂ，４２２ｃで挟んだＧＮＤ積層体をばね材４２３の上、ウェア生地４０１の下に配置することもできる。

図１７（ａ）（ｂ）を参照して、ＥＣＧ電極４２１にＧＮＤ配線４１０内の被覆導体４１１が接続され、ＥＣＧ電極４２１は被覆導体４１１を介して信号処理回路Ｐに接続される。

被覆導体４１１は、ウェア生地４０１の環境側からウェア生地４０１、ばね材４２３および絶縁シート４２２ａを貫通して引き出され、コンタクト４２５を介してＥＣＧ電極４２１に接続される。

コンタクト４２５には、ＥＣＧ電極４２１を上下から機械的に挟む、カシメ状の金具を用いることができる。被覆導体４１１が絶縁シート４２２ａを貫いているため、ウェア生地４０１に染み込んだ汗等の水分がＥＣＧ電極４２１に達しないように、絶縁シート４２２ａの被覆導体４１１の貫通箇所にガスケット４２６を設けることが好ましい。ガスケット４２６として、接着剤やリング状のプラスチックを用いることができる。

次に、図１８（ａ）（ｂ）により、熱流パッドＴｈについて説明する。皮膚面に接するように第１の絶縁シート４３１ａを配置し、その上に温度計１１ａ，１１ｂを備えた断熱材４３２を配置する。

一方の温度計１１ａは、断熱材４３２の下面側（皮膚面側）に配置され、他方の温度計１１ｂは断熱材４３２の環境面側（反皮膚面側）に配置される。温度計１１ａ，１１ｂはともに断熱材４３２の中央部分において重なる位置に配置されるのが好ましい。絶縁シート４３１ａは、皮膚からの汗が下面側の温度計１１ａに達するのを阻止する。

温度計１１ａ，１１ｂは、皮膚から環境に向かって流れる熱流を測定する。断熱材４３２の熱抵抗と熱流との掛け算によって発生する温度差は、温度計１１ａ，１１ｂによって検知され、熱流を求めることができる（ＳＨＦによる熱流計）。

通常、皮膚温は３０℃程度の温度を持つが、隙間が空くことで瞬時に環境温度との熱交換が行われ、接触が回復しても熱平衡に戻るのに数十から数百秒の時間を要する。その間の深部温測定は大きな誤差を伴うことになる。

ウェア生地４０１と断熱材４３２との間に、ばね材４３３が配置される。ばね材４３３は、上記ＥＣＧ電極パッドＥにおけるばね材４２３と同様に、皮膚と熱流測定構造（断熱材＋温度計）の接触が失われるのを防ぐ効果がある。

また、ウェア生地４０１の環境面側に、ＧＮＤ導体４３４を第２および第３の絶縁シート４３１ｂ，４３１ｃで挟んでなるＧＮＤ積層体を配置することにより、温度計信号（サーミスタであれば抵抗変化）に重畳するノイズの混入を抑えることができる。

次に、図１９（ａ）（ｂ）を参照して、温度計１１ａ，１１ｂに対する配線接続について説明する。なお、図１９（ｂ）には、第１の絶縁シート４３１ａ、温度計１１ａ，１１ｂを有する断熱材４３２およびばね材４３３は図示が省略されている。

信号処理回路Ｐからウェア生地４０１の環境側を通ってきたＧＮＤ配線４１０の被覆導体４１１を温度計１１ａ，１１ｂに接続するため皮膚側へ通過させている。配線は、温度計１１ａ用のツイストペア配線４１１ａと、温度計１１ｂ用のツイストペア配線４１１ｂであり、それぞれ、断熱材４３２の下面側の温度計１１ａと、断熱材４３２の上面側の温度計１１ｂに接続される。なお、温度計１１ａの片方の端子と温度計１１ｂの片方の端子を接続し、配線を３本にすることもできる。３本によるより線構造にすることもできる。

次に、図２０（ａ）（ｂ）により、２組の熱流計を有するＤＨＦ法による熱流パッドＴｈの構成例について説明する。この場合には、４つの温度計１１ａ～１１ｄと２つの断熱材４３２ａ，４３２ｂとが用いられる。その他の構成は、図１８で説明した熱流パッドと同じであってよい。

このうち、温度計１１ａ，１１ｂは温度計対ＴＰ１として一方の断熱材４３２ａの下面側と上面側に配置され、温度計１１ｃ，１１ｄは温度計対ＴＰ２として他方の断熱材４３２ｂの下面側と上面側に配置される。

このように、２組の温度計対ＴＰ１，ＴＰ２を備えることにより、２つの熱流を測定することができる。断熱材４３２ａ，４３２ｂの熱抵抗を変えることにより、異なる大きさの熱流を作り、未知数である皮下の熱抵抗を算出して深部体温を計算することができる。

図２１（ａ）（ｂ）を参照して、温度計１１ａ～１１ｄに対する配線接続について説明する。なお、図２１（ｂ）には、第１の絶縁シート４３１ａ、温度計１１ａ，１１ｂを有する断熱材４３２ａ，温度計１１ｃ，１１ｄを有する断熱材４３２ｂおよびばね材４３３は図示が省略されている。

温度計１１ａ～１１ｄは、温度計対ＴＰ１に向かう被覆導体４１１による２組の配線４１０Ａと、温度計対ＴＰ２に向かう同じく被覆導体４１１による２組の配線４１０Ｂを介してそれぞれ信号処理回路Ｐに接続される。

なお、各温度計の片方の端子を１本の配線にまとめれば、合計で５本の配線にすることもできる。また、温度計を選択的に切り換える例えば半導体スイッチを各熱流パッドに設けることにより、配線数を減らすこともできる。

次に、図２２（ａ）～（ｃ）により、図２０，２１で説明したＤＨＦ用の熱流パッドに好適な断熱材について説明する。

まず、図２２（ａ）の例では、断熱材４３２ａ，４３２ｂを合わせた大きさに相当する大きさ（面積）の下面フィルム４４１の上に気泡緩衝材としての多数の気泡体（この例では中空円柱状の気嚢）Ｂを複数並べ、一方の断熱材４３２ａの部分の気泡体Ｂａと、他方の断熱材４３２ｂの部分の気泡体Ｂｂとで封入する気体を変えている。

さらに、上面フィルム４４２と側面フィルム４４３を貼り合わせて気密的な気体マットとし、その気体マット内を仕切りフィルム４４４で断熱材４３２ａ側の気体室Ｒａと断熱材４３２ｂ側の気体室Ｒｂとに区切り、その各々に異なる気体を封入する。

断熱材４３２ａ側の気泡体Ｂａと気体室Ｒａに封入する気体は同一の気体、また、断熱材４３２ｂ側の気泡体Ｂｂと気体室Ｒｂに封入する気体は同一の気体であってよい。

断熱材４３２ａ側の気泡体Ｂａと気体室Ｒａに封入する気体と、断熱材４３２ｂ側の気泡体Ｂｂと気体室Ｒｂに封入する気体の熱伝導率を変えることにより、２種類の熱抵抗を持つ断熱材４３２ａ，４３２ｂを構成することができる。

熱伝導率（各数値の単位はＷ／ｍＫ）が高い気体として、水素０．３，ヘリウム０．１４等を使用することができる。これに対して、熱伝導率（各数値の単位はＷ／ｍＫ）が低い気体として、空気０．０２６，アルゴン０．０１６，炭酸ガス０．０１５を使用することができる。

断熱材４３２ａ，４３２ｂを含む断熱材４３２全体の面積は、前述した皮下厚による３次元効果が軽減するように決定する。断熱材４３２の形状は円柱状であってもよい。例えば、平面視で縦横の各長さとして数十ｍｍ（直径として数十ｍｍ）程度、好ましくは３０ｍｍ以上にするとよい。皮下厚は、通常、５ｍｍ以上はあり、環境温度変化による影響を抑える効果がある。

断熱材４３２の厚さとして数ｍｍ程度、好ましくは２ｍｍ以上の厚さにするとよい。厚くすることにより、熱流測定の感度は上昇するが、ウェアの厚さが厚くなるので着心地や放熱性が低下する。また、薄くしすぎると、体表面が変位した際に気泡体の底面と上面とが接触する恐れがあったり、厚さの変動が誤差として現れやすくなるので、好ましくない。

前述したように、熱流パッドＴｈと皮膚との間に隙間が空くと大きな誤差となる。気泡体Ｂは体の凹凸にフィットするよう変形する。ばね材やウェアのコンプレッションによって体表面に押し付けられ、運動時においても隙間が生ずるのを防止できる。ミクロで見て気泡体Ｂの形状が変化しても、断熱材４３２全体として熱抵抗の変化が許容誤差の範囲内であればよい。気体は、液体や固体に比べて熱伝導率が低いため、熱流計の感度を上げることができる。

類似の構成として、図２２（ｂ）に示すように、隣接する気泡体Ｂが仕切りで区切られた構造であってもよい。なお、気泡体Ｂやフィルムの中に、気体ではなく小さなビーズの集合体を封入することもできる。

また、図２２（ｃ）に示すように、断熱材４３２として、熱抵抗率が異なる合成樹脂シート４５１，４５２を用いてもよい。合成樹脂は、ゴム材や発泡材等、形状変化が可能な材料であることが好ましい。これらの材料の組成や添加物、発泡倍率を変えることで２種類の熱抵抗を持たせることができる。

〔第５実施形態〕
－第１の態様－
第５実施形態は、温度アーティファクトの定量化と補正を行う実施形態で、第１の態様は、その基本的な構成として、図２３に示すように、熱流測定部５００と、深部温算出部５１０と、ノイズ算出部５２０と、深部温出力部５４０とを備えている。

熱流測定部５００は、ＳＨＦ法もしくはＤＨＦ法等により、生体から周囲の環境に向かって流れる一つないしは複数の熱流を測定する。深部温算出部５１０は、熱流と皮下の熱抵抗、表皮（体表面）の温度を用いて深部温度を計算する。ノイズ算出部５２０は、深部温度に重畳しているノイズを算出する。深部温出力部５４０は、算出されたノイズに応じて深部温度に処理を加え、その結果を出力する。

－第２の態様－
好ましくは第２の態様として、図２４に示すように、ノイズ算出部５２０の後段にノイズ比較部５３０をさらに備え、ノイズ算出部５２０にて算出されたノイズ期間のデータを除去する。

この例では、熱流測定部５００はＤＨＦ方式を採用しており、先の図２０（ｂ）で説明したように、２組の温度計対ＴＰ１，ＴＰ２を備え、図２５に示すように、温度計対ＴＰ１，ＴＰ２にて２つの熱流Ｉｔｈ１，Ｉｔｈ２を測定するとともに、温度計対ＴＰ１，ＴＰ２に含まれている皮膚面側の温度計により皮膚温Ｔｓｋ１，Ｔｓｋ２を測定する。

深部温算出部５１０は、生体の深部組織から体表面までの体内熱抵抗をＲｔｈｂｏｄｙとして、（Ｔｓｋ２－Ｔｓｋ１）／（Ｉｔｈ１－Ｉｔｈ２）よりＲｔｈｂｏｄｙを算出した後、（Ｉｔｈ１×Ｒｔｈｂｏｄｙ＋Ｔｓｋ１）もしくは（Ｉｔｈ２×Ｒｔｈｂｏｄｙ＋Ｔｓｋ２）より生体の深部体温Ｔｃの時系列を求める。

ノイズ算出部５２０は、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）を有し、深部温度Ｔｃを入力として特定の周波数以上の成分を出力する。ハイパスフィルタとして、例えば１次のフィルタ、特定の周波数（遮断周波数）として０．００１Ｈｚ程度の周波数を設定することができる。

これにより、周期１６０秒以下の温度ゆらぎ成分がほぼ減衰することなく、算出ノイズとして通過することになる。ノイズ量として、二乗の移動平均、つまりは実効値を出力することができる。

この他に、特定の体の姿勢において、温度ノイズが現れる場合がある。例えば、熱流計としての熱流パッドＴｈを腹部の左側に付けての左向きの仰臥において、熱流パッドＴｈを固定するベルトのテンションが緩んだり、体表面が変位したりすると、皮膚と熱流パッドＴｈとの間に隙間ができ、これが原因で大きな温度ノイズが発生する現象を本発明者は観測している。

体の姿勢の変化は、加速度センサで検知することができる。温度ノイズは、姿勢の変化より遅れて発生するため、特定の姿勢を検知したら、その後で除去しやすい疑似的な温度ノイズを発生させて算出ノイズとして出力することもできる。

ノイズ比較部５３０は、ノイズ算出部５２０より算出された温度ノイズを所定のしきい値と比較する。しきい値は、要求される温度誤差によって決定できるが、例えば数十～数百ｍ℃程度の値に設定することができる。

深部温出力部５４０は、例えばノイズ実効値がしきい値未満なら深部温度Ｔｃを出力する。つまりは、しきい値以上のノイズが算出されている期間、深部温度Ｔｃの出力を停止する。出力停止部分は空白となるが、例えばユーザーインターフェイス（ＵＩ）として、空白直前と直後の点を結んで表示することにより、ユーザーや他のプログラム、システムにノイズによる誤判断をさせないようにすることができる。

なお、しきい値の分だけ結んだ線に誤差が生じるため、ノイズ発生期間を前後に拡張してマスクすることにより、誤差の影響を減らすことができる。

－第３の態様－
第３の態様では、図２６に示すように、熱流測定部５００として複数の熱流測定部５００ａ，５００ｂ，…と、深部温算出部５１０と、ノイズ算出部５２０と、ノイズ・測定部間比較部５３１と、ノイズ・しきい値比較部５３２と、深部温出力部５４０とを備えている。

深部温算出部５１０，ノイズ算出部５２０および深部温出力部５４０は上記第１，２の態様と同じであってよい。また、熱流測定部５００ａ，５００ｂ，…はＤＨＦ方式を採用している。

図２７の動作説明図を参照して、深部温算出部５１０は複数あってもよいが、ここでは一つの演算回路に各熱流測定部５００ａ，５００ｂ，…を順次切り換えて接続し、上記したように、各熱流測定部５００ａ，５００ｂ，…からの熱流と皮膚温度等のデータに基づいて各部の深部温度Ｔｃａ，Ｔｃｂ，…を計算する。

ノイズ算出部５２０は、上記第２の態様と同じく、各深部温度中の温度ノイズ実効値Ｎｃａ，Ｎｃｂ，…を計算する。

ノイズ・測定部間比較部５３１は、各熱流測定部間の温度ノイズ実効値を比較し、最小の温度ノイズ実効値を選択する。

ノイズ・しきい値比較部５３２は、その最小の温度ノイズ実効値と所定のしきい値とを比較する。

深部温出力部５４０は、最小の温度ノイズ実効値がしきい値未満であれば、その測定部で抽出した深部温度Ｔｃを出力する。最小の温度ノイズ実効値がしきい値以上であれば、空白を出力する。

ＥＣＧ信号の合成の場合と同様に、複数の熱流測定部からの信号をＳＮＲに応じて合成することで、アーティファクトの影響を軽減することができる。複数の熱流パッド間で深部温度にオフセットを持つ場合がある。その場合、ノイズが少ないときにオフセットを記録しておき、合成するときに補正することもできる。

－第４の態様－
図２８，２９を参照して、第４の態様では、複数の深部温度計算値をノイズに応じて重み付けして合成する。そのため、上記第３の態様におけるノイズ・測定部間比較部５３１とノイズ・しきい値比較部５３２に代えて重み合成部５３３が用いられる。熱流測定部５００ａ，５００ｂ，…、深部温算出部５１０およびノイズ算出部５３０は上記第３の態様と同様の処理を行う。

重み合成部５３３は、各熱流測定部５００ａ，５００ｂ，…で測定された深部温Ｔｃａ，Ｔｃｂ，…に、算出されたノイズの逆数を乗算し、各熱流測定部の乗算結果を足し合わせたのち、各熱流測定部の逆数の総和で除算する。深部温出力部５４０は、上記計算結果を合成されたＴｃとして出力する。Ｔｃは下記の式で表される。
Ｔｃ＝（１／Ｎｃａ×Ｔｃａ＋１／Ｎｃｂ×Ｔｃｂ）／（１／Ｎｃａ＋１／Ｎｃｂ）

これによって、各熱流測定部５００（５００ａ，５００ｂ，…）の測定値は、ノイズが小さければ大きく評価されて合成されることになり、各熱流測定部の結果を効果的に利用することができる。合成ＳＮＲは、各熱流測定部のＳＮＲのほぼ和になる。

－第５の態様－
第５の態様は、図３０に示すように、基本的な構成として、熱流測定部５００、環境温測定部５０１、偽信号発生部５０２、深部温算出部５０３および深部温出力部５４０を有し、温度偽信号を補正する。

熱流測定部５００は、ＳＨＦ法もしくはＤＨＦ法により生体から周囲の環境に向かって流れる一つないし複数の熱流を測定する。環境温測定部５０１は、環境温度を測定する。偽信号発生部５０２は、環境温度から偽信号を作り出す。深部温算出部５０３は、熱流と皮下の熱抵抗と表皮の温度を用いて深部温度を計算する。深部温出力部５４０は、上記生成された偽信号に応じて深部温度に処理を加えて新たな深部温度を算出し出力する。

－第６の態様－
第６の態様は、図３１に示すように、上記第５の態様に加えて偽信号除去部５０４をさらに備え、その動作を図３２の模式図を参照して説明する。

熱流測定部５００の熱流測定では、生体から環境に向かって流れる熱流Ｉｔｈを測定するため、環境温度の変化の影響を受ける。前述した皮下厚による三次元効果はその一例である。これによって、深部温度Ｔｃに大きな偽信号を生じる場合がある。

環境温測定部５０１は、環境温度を測定する温度計であり、例えば先の態様で説明したケース３１０の最上部や、ベルト３０１やウェアＷの表面に設置することができる。熱流測定部５００の環境側に近い箇所で取得された温度を利用することもできるが、熱時定数があると遅れが生じるため、熱時定数が小さい箇所での取得が好ましい。

偽信号発生部５０２は、あらかじめ環境温度と偽信号との関係を取得しておき、その取得結果に応じて、現在の環境温度から偽信号を作り出す。偽信号は、環境温度を入力としたある時間応答を持つ。この関係式をあらかじめ実験等により取得する。

例えば、ホットプレートを深部、シリコーンゴムを皮下組織と見立てて、ホットプレートの温度を一定に保ちながら環境温度を変化させた実験を行う。シリコーンゴムが厚くなるほど大きな偽信号が発生するため、シリコーンゴムの厚さを変えながら、偽信号の時間応答伝達係数を取得する。

環境温度の変化によって、生の深部温度算出結果には偽信号が生じるが、偽信号除去部５０４は、生の深部温度算出結果から偽信号を減算して除去する。深部温出力部５４０は、上記処理結果をユーザーや管理者、あるいは他のプログラムやシステムに出力する。

〔第６実施形態〕
第６実施形態では、各部のノイズ測定から測定機能の診断を行う。そのための基本的な構成として、図３３に示すように、生体信号測定部６１０、環境測定部６２０、ノイズ診断部６３０および出力部６４０を備えている。

生体信号測定部６１０は、生体が発生する電気信号をはじめ、生体に装着して生体の状態に応じて得られる信号を測定する。環境測定部６２０は、生体を取り巻く環境の状態を測定する。ノイズ診断部６３０は、各測定部に含まれるノイズを取得して、測定機能の状態を診断する。出力部６４０は、診断結果を出力する。

次に、図３４により、具体的な構成について説明する。生体信号測定部６１０には、ＥＣＧ測定部６１１、熱流測定部６１２、加速度測定部６１３が含まれ、それぞれ、生体が発するＥＣＧや熱流、加速度を測定する。一方、環境測定部６２０は、生体を取り巻く温度や湿度、大気圧、風速、大気組成、緯度・経度等を測定する。

なお、ＥＣＧ測定部６１１，熱流測定部６１２は第６実施形態独自のものではなく、ＥＣＧ測定部６１１は先に説明したＥＣＧ測定部１１０と同じ構成であってよく、また、熱流測定部６１２も先に説明した熱流測定部５００と同じ構成であってよい。

ノイズ診断部６３０は、ＥＣＧ・ＳＮＲ比較部６３１と、深部温・ノイズ比較部６３２と、動き判定部６３３と、環境判定部６３４と、しきい値発生部６３５とを備えている。

ＥＣＧ・ＳＮＲ比較部６３１は、ＥＣＧ電極のＳＮＲとしきい値発生部６３５より発生されるしきい値とを比較する。ＥＣＧ電極は、前述したように、好ましくはＡｇ／ＡｇＣｌや導電性プラスチックで構成されるが、測定を繰り返すうちに、生体からの析出物質と反応したり、酸化したり、物理的に損傷を受けたりする。また、ＥＣＧ電極を支えるベルト３０１やウェアＷは、汗を吸ったり、絶縁シートが劣化したり、損傷を受けたりする。

これらによって、静止時においてもノイズが増加し、あるいは信号が低下してＳＮＲが劣化することがある。さらには、動作時のアーティファクトが通常より大きく、頻繁に発生する場合がある。

生体からの析出物質は、ＥＣＧ電極やベルト、ウェアを洗うことによってある程度は除去可能であり、初期の機能を回復させることができる場合がある。熱流測定でも、使っているうちに断熱材が変形したり、物理的な損傷を受ける場合がある。

また、出荷時の校正された状態から変化すると、同じ校正パラメータでは誤差が生ずる場合がある。また、温度計から信号処理回路までの信号配線にまで汗が入り込むと、温度計の指示に誤差が生じることがある。ＧＮＤパターンが断線すると、所望のシールド効果が得られず、ノイズが増大する場合がある。

ノイズやＳＮＲの劣化は、これ以外に、不適切な装着方法に起因する場合がある。体のサイズとベルトやウェアのサイズが異なると、ＥＣＧ電極や熱流パッドが皮膚に接触できなかったり、不完全な接触になったりする場合がある。

特に、装着場所がベルトのように心臓から離れると、ＥＣＧ信号が極めて小さくなる場合がある。また、肩甲骨のあたりは、腕の運動で大きく起伏するため、運動に伴ってＥＣＧ電極や熱流パッドと皮膚との接触が失われる場合がある。胸部は、胸筋からの筋電や、脂肪や乳房による凹凸の影響を受ける。ベルトやウェアがよじれていたり、しわがある場合でも、ノイズやＳＮＲ劣化の要因になる。

また、測定の開始時に不安定になる場合がある。ＥＣＧ電極の材質によっては、皮膚からの析出物が皮膚とＥＣＧ電極とのケミカルポテンシャルを低減する場合があり、析出物が蓄積するまでＳＮＲが低い状態が続くことがある。最初にＥＣＧ電極に水を付けることで改善する場合がある。

熱流測定では、環境温度によっては、装着時にオーバーシュートやアンダーシュート等大きな変動が生じる場合がある。

これらを踏まえて、しきい値発生部６３５には、第１しきい値としての「装着開始時のしきい値」、第２しきい値としての「静止時のしきい値」、第３しきい値としての「運動時のしきい値」、第４しきい値としての「環境温度の高低によるしきい値」等を適宜設定することが好ましい。

例えば、運動では、そもそもＥＣＧや熱流にＳＮＲ劣化やノイズ劣化が生じやすい。静止時よりしきい値を上げる必要があるが、運動時にしか現れないＥＣＧ電極や熱流パッド、ベルトやウェア等の部材の劣化によるＳＮＲ・ノイズ劣化を検出する必要がある。心拍数や深部温度、加速度、環境温度等を観測しながら運動量を検知して、しきい値を適宜変えることで、再装着や洗浄・交換を判断することができる。

静止時は、ＳＮＲやノイズが比較的安定している。静止時のＳＮＲやノイズを測定のたびに記録し、日々の使用の中での変化を見ることで、前述した部材の劣化の経時変化を判断することもできる。ある頻度で洗浄を促し、洗浄でも回復せずに劣化が進行していくようであれば、このような経時変化を観測することで、精度よく交換が必要な劣化の判断をすることができる。

ＳＮＲやノイズは、スタート時や環境温度の変化時に悪化するため、ＥＣＧや熱流パッド、加速度センサ、環境センサの値を総合して、上記の第１ないし第４のしきい値を決めるとよい。

出力部６４０は、ユーザーや管理者に、再装着の指示を出したり、洗浄や交換を促したりの通知を行う。部材の交換に関しては、顧客をサポートする部門に通知を出して、サポート部門のアクションを促すこともできる。

さらには、高頻度で再装着が発生する等の不具合がある場合には、サイズの確認やＥＣＧ電極に水を付ける等、顧客サポートからのサポートを促すこともできる。これらはユーザーの管理者が代行してもよい。

ＥＣＧ測定部６１１や熱流測定部６１２等、各センサ部の動作履歴、特には静止時の履歴を見ることで、前述のように経時変化を判断・予測することができ、これらの情報をユーザー、管理者、顧客サポートへの通知に加味することができる。

１，２，… ＥＣＧ電極
１１（１１ａ，１１ｂ） 温度計
１１０，２１０ ＥＣＧ測定部
１２０，２２０ Ｒ波抽出部
１２１ 信号算出部
１２２ 波除去部
１３０，２３０ ＳＮＲ算出部
１３１ ＳＮＲ比較部
１４０，２４０ ＲＲＩ出力部
１５０，２５０ 周波数解析部
２３１ ＳＮＲ・電極間比較部
２３２ ＳＮＲ・しきい値比較部
２３３ 重み合成部
２３４ Ｒ波再抽出部
３０１ ベルト
３１０ ケース
３３０ 基板
４０１ ウェアの生地
４１０ ＧＮＤ配線
４１１ 被覆導体（信号線）
４２１ ＥＣＧ電極
４２３ ばね材
４３２ 断熱材
５００（５００ａ，５００ｂ，…） 熱流測定部
５１０ 深部温算出部
５２０ ノイズ算出部
５３０ ノイズ比較部
５３１ ノイズ・測定部間比較部
５３２ ノイズ・しきい値比較部
５３３ 重み合成部
５４０ 深部温出力部

Claims (16)

1. 生体の体表面から心電信号を取得するＥＣＧ測定部と、
   上記心電信号に含まれているＲ波をその特徴から抽出し、Ｒ波ピークの位置を特定するＲ波抽出部と、
   上記Ｒ波抽出部によって特定されるＲ波区間のＳＮＲ（信号対ノイズ比）を算出するＳＮＲ算出部と、
   上記Ｒ波ピークの位置と上記Ｒ波区間の上記ＳＮＲからＲ波間隔を求めて出力する出力部とを含み、さらに、
   上記Ｒ波抽出部により抽出されたＲ波時刻を用いて各Ｒ波の位置を合わせて平均化して上記ＳＮＲ算出部でのＳＮＲを算出するための信号量を算出する信号算出部と、
   上記ＥＣＧ測定部にて測定されたノイズを含む心電信号からＰＱＲＳＴ等の本来の心電信号を除去する波除去部と、
   上記ＳＮＲ算出部で上記ＳＮＲを算出するために上記波除去部にて抽出されたノイズ波形からノイズ量を求めるノイズ算出部と、
   上記ＳＮＲ算出部されたＳＮＲと所定のしきい値とを上記Ｒ波各区間において比較するＳＮＲ比較部と、
   周波数解析部とを備え、
   上記出力部は、上記ＳＮＲ比較部でＳＮＲ＜しきい値である区間を除く区間で２つの連続するＲ波ピークの時刻の差をとってＲＲＩを計算してその計算結果を出力し、上記周波数解析部はＲＲＩの揺らぎを計算して出力することを特徴とする生体信号処理装置。
2. 上記周波数解析部は不定間隔のままのＲＲＩを使い、正弦波の最小二乗法に基づく周波数解析を行うことを特徴とする請求項１に記載の生体信号処理装置。
3. 上記ＥＣＧ測定部は、複数のＥＣＧ電極からの信号を処理することを特徴とする請求項１に記載の生体信号処理装置。
4. 上記ＳＮＲ算出部にて算出されたＳＮＲを上記ＥＣＧ電極間で比較し、最良のＳＮＲを選択するＳＮＲ・電極間比較部と、
   上記ＳＮＲ・電極間比較部にて選択された最良のＳＮＲと所定のしきい値とを比較し、その比較結果を上記出力部に与えるＳＮＲ・しきい値比較部と、
   をさらに備えていることを特徴とする請求項３に記載の生体信号処理装置。
5. 上記ＥＣＧ測定部にて測定された上記各ＥＣＧ電極の生波形の各区間ごとに、上記ＳＮＲ算出部にて算出された当該区間のＳＮＲを乗算するとともに、上記各ＥＣＧ電極の極性を加算する重み合成部と、
   上記重み合成部で合成された合成波の中からＲ波を再抽出して上記出力部に与えるＲ波再抽出部と、
   をさらに備えていることを特徴とする請求項３に記載の生体信号処理装置。
6. 上記ＥＣＧ測定部、上記Ｒ波抽出部、上記ＳＮＲ算出部および上記出力部を含む信号処理回路を内部に有した格納容器としてのケースをさらに備え、上記複数のＥＣＧ電極の一部は上記ケースの上部に設けられた端子を経由して上記ＥＣＧ測定部に電気的に接続され、上記複数のＥＣＧ電極の残部は上記ケースの底面に配置され上記ケース内の引き回し配線を介して上記ＥＣＧ測定部に接続されることを特徴とする請求項３に記載の生体信号処理装置。
7. 上記ケース内に、生体内部と環境との間に流れる熱流を測定する複数の温度計を有する熱流測定部が設けられていることを特徴とする請求項６に記載の生体信号処理装置。
8. 上記ケースの底面は絶縁シートによって塞がれており、上記絶縁シートの外面側に２つに分割されたＥＣＧ電極が所定の間隔をもって配置されているとともに、上記絶縁シートの内面側で上記２つのＥＣＧ電極間に位置する部位に上記温度計が配置されており、上記各ＥＣＧ電極の電極面と、それらの間の上記絶縁シートのシート面とが同一平面上に存在していることを特徴とする請求項７に記載の生体信号処理装置。
9. 上記絶縁シートの外面側で上記ＥＣＧ電極が配置される部分は上記ＥＣＧ電極の厚さ分だけ薄く形成されていることを特徴とする請求項８に記載の生体信号処理装置。
10. 生体の上半身に装着される衣類を有し、上記衣類の所定部分に上記ＥＣＧ電極と生体と環境の間を流れる熱流を測定する熱流パッドとが設けられていることを特徴とする請求項３に記載の生体信号処理装置。
11. 上記熱流パッドは、断熱材とその上面と下面とに配置される２つの温度計とからなる熱流測定手段を備えていることを特徴とする請求項１０に記載の生体信号処理装置。
12. 上記ＥＣＧ電極は、上記衣類のうちの心電の正電位が顕著な領域に対応する部位と、心電の負電位が顕著な領域に対応する部位とに設けられることを特徴とする請求項１０または１１に記載の生体信号処理装置。
13. 上記衣類の生地と上記ＥＣＧ電極との間には、上記ＥＣＧ電極と皮膚との接触を保つばね材が配置されていることを特徴とする請求項１０に記載の生体信号処理装置。
14. 上記衣類の生地と上記断熱材との間には、上記下面側の温度計と皮膚との接触を保つばね材が配置されていることを特徴とする請求項１１に記載の生体信号処理装置。
15. 上記断熱材として、平面上に並べられた複数の気泡体を含む気体マットが用いられることを特徴とする請求項１１または１４に記載の生体信号処理装置。
16. 上記熱流パッドは上記熱流測定手段を２つ備えているとともに、上記気体マットは上記一方の熱流測定手段用の第１気体マットと上記他方の熱流測定手段用の第２気体マットとに分けられ、上記第１気体マットと上記第２気体マットには、熱伝導率が異なる気体が封入されていることを特徴とする請求項１５に記載の生体信号処理装置。

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