JPWO2014147939A1 - 生体信号計測システム、装置、方法およびそのプログラム - Google Patents

Abstract

胸部に設置した同一の電極で計測した心電図と呼吸の情報から呼吸の情報を抽出する。生体情報計測システムは、複数の電極と、複数の電極に接続されて電流を供給する電流源と、複数の電極間の電位差からインピーダンスを計測する計測部と、インピーダンスの時系列データから、特定のピークの値を検出する検出部と、特定のピークの値の包絡線を生成する包絡線生成部と、包絡線の情報を生体情報として出力する出力部とを備えている。

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には、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。たとえば特許文献１には、胸部インピーダンスから呼吸成分を除去する方法が示されている。

図１（ａ）は、心電図の基本成分を示す。図１（ａ）の、ＱＲＳの各波の部分が心室興奮を表す。

図１（ｂ）は、心電図として得られた波形の例を示す。特許文献１では、心電図のＲ−Ｒ間隔を基本波とする高調波の余弦派成分と正弦波成分の線形結合モデルとによって、心電図成分を推定する。この方法をＳＦＬＣ（Ｓｃａｌｅｄ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｌｉｎｅａｒ Ｃｏｍｂｉｎｅｒ）法と呼ぶ。

非特許文献１は、特許文献１で記載された方法を利用し、胸部インピーダンスから、ＳＦＬＣ法で推定された心電図成分を減算して呼吸成分を取得する技術を開示する。図２は、従来用いられてきた、胸部インピーダンス（ａ）から心電由来の成分（ｂ）を減算して呼吸成分（ｃ）を抽出する手法の概念を示す。呼吸に変化があっても、抽出された呼吸成分の波形に反映される。

図３（ａ）および（ｂ）は、呼吸に変化があった場合のインピーダンス変化を示す。図３（ａ）は、通常呼吸の後に低呼吸の状態があって、その後に通常呼吸が発生した場合のインピーダンス変化を示す。低呼吸の区間においては、振幅自体が減少していることがわかる。また、図３（ｂ）は、通常呼吸の後に閉塞性無呼吸の状態を作った場合のインピーダンス変化を示す。この場合には無呼吸の区間においては、インピーダンスの振幅自体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、呼気量までも反映していることがわかる。

他のアプローチとして、ＥＣＧ（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）法がある。ＥＣＧ法では、胸部に設置した電極で、電流を流さずに心電図や呼吸による電位変化を計測する。非特許文献２は、時間軸におけるＲ波の包絡線を取ることで、呼吸成分を抽出する技術を開示する。

特許第３７３５７７４号明細書

Yoshifumi Yasuda、et.al."Modified thoracic impedance plethysmography to monitor sleep apnea syndromes"、SleepMedicine、Vol.6、pp.215-224 (2005) Ciara O'Brien、Conor Heneghan、"A comparison of algorithms for estimation of a respiratory signal from the surface electrocardiogram"、ComputersinBiologyandMedicine、Vol.37、Issue 3、pp.305-314(2007)

実際に生体情報を計測するに当たっては、患者の症状の程度、必要とする生体情報の精度、患者にかかる負担などの種々の条件が存在する。したがって、選択可能な計測方法がより多く存在することが好ましい。すなわち、生体情報の計測に関し、新たな計測方法の開発が必要とされていた。

本開示の例示的な実施形態は、呼吸に関する生体情報を取得するための技術を提供する。

上記課題を解決するために、本開示の一態様は、複数の電極と、前記複数の電極に接続されて電流を供給する電流源と、前記複数の電極間の電位差からインピーダンスを計測する計測部と、前記インピーダンスの時系列データから、特定のピークの値を検出する検出部と、前記特定のピークの値の包絡線を生成する包絡線生成部と、前記包絡線の情報を生体情報として出力する出力部とを備えた生体情報計測システムであって、前記複数の電極がユーザの胸部に設けられたときにおいて、前記検出部は、前記インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出し、前記出力部は、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する生体情報計測システムを含む。

上述の一般的かつ特定の態様は、システム、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、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。

本開示の一態様にかかる生体信号計測システムによれば、胸部インピーダンスから呼吸成分を抽出できるため、心電図と呼吸成分を簡易に計測できる。その上、計測された呼吸成分からユーザの呼吸数と呼吸量を推定し、ユーザに提示できる。

また本開示のある実施形態による生体信号計測システムによれば、胸部インピーダンスを、数ｎＡオーダーの低電流で計測し、それにより呼吸成分を抽出する。そのため、電流の消費が少なくてすみ、バッテリー駆動のモバイル型機器を長時間にわたって動作させ、生体情報を取得することが可能となる。

（ａ）は心電図の基本成分を示し、（ｂ）は心電図として得られた波形の例を示す図である。 従来用いられてきた、胸部インピーダンスから呼吸成分を抽出する手法の概念を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、呼吸に変化があった場合のインピーダンス変化を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに対して、非特許文献１の方法を適用した結果を示す図である。 （ａ）〜（ｄ）は、計測したＥＣＧに非特許文献２の方法を適用した結果を示す図である。 （ａ）は２端子法の概略的な回路構成を示す図であり、図６（ｂ）は４端子法の概略的な回路構成を示す図である。 実施形態１による生体情報計測システム１００の構成を示す図である。 （ａ）〜（ｃ）は、本実施形態の生体信号計測装置２００の実現例を示す図である。 ユーザの胸部と、電位計測用電極２ａ及び２ｂ及び電流印加用電極３ａ及び３ｂと、胸部の装着位置との関係を示す図である。 ユーザの胸部を示す図である。 実施形態の生体情報計測システム１００の全体の処理フローを示すフローチャートである。 Ｔ波のピークの包絡線の例を示す図である。 Ｔ波のピークとＲ波のピークとの識別方法を示す図である。 Ｔ波のピーク検出の処理フローを示すフローチャートである。 Ｔ波のピーク検出の他の処理フローを示すフローチャートである。 隣接する２つのＲ波のピークの間にＴ波検出範囲示す図である。 （ａ）〜（ｄ）は、正弦波±１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに関して、Ｔ波の包絡線を利用して呼吸成分を求めた結果を示す図である。 （ａ）〜（ｄ）は、１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに関して、Ｒ波の包絡線を利用して呼吸成分を求めた結果を示す図である。 （ａ）〜（ｄ）は、呼吸出力部９による画面への表示例を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、呼吸出力部９による画面への表示例を示す図である。 様々な電流値で計測したときの、胸部インピーダンスにおける呼吸成分と心電成分の比率を示す図である。 １０ｎＡおよび１０μＡの例をもとに直線近似によって求めた、呼吸成分／心電成分が１になる場合の電流値を示す図である。 実施形態２による生体情報計測システム５００の構成を示す図である。 実施形態２における生体情報計測システム５００全体の処理フローを示すフローチャートである。 推定時刻ごとにおける呼吸数推定の処理フローを示すフローチャートである。 呼吸数の推定結果を示す図である。 実施形態３による生体情報計測システム６００の構成を示す図である。 実施形態３における生体情報計測システム６００全体の処理フローを示すフローチャートである。 推定時刻ごとにおける呼吸量推定の処理フローを示すフローチャートである。 図１７（ｂ）で示された抽出結果に対して、呼吸量を推定した結果を示す図である。 （ａ）は、Ｔ波の計測結果を示し、（ｂ）は（ａ）で示された波形に対して、Ｔ波を校正した結果を示す図である。 実施形態４による生体情報計測システム７００の構成を示す図である。 実施形態４による生体情報計測システム７００の全体の処理フローを示すフローチャートである。 Ｔ波校正の処理フローを示すフローチャートである。 校正結果を示す図である。 生体信号計測システムのハードウェア構成の例を示す図である。 他のハードウェアの構成例を示す図である。

本願発明者らは、これまでの心電図の情報から呼吸の情報を分離する方法に存在する課題を検討した。

非特許文献１の方法では、胸部インピーダンスを計測するために、数百マイクロアンペア（μＡ）の電流、たとえば３５０μＡの電流を流す。電源を常時安定して確保できる場合には、このような大きさの電流を流し続けることには問題はない。一方、バッテリーによって駆動するモバイル型計測機器でそのような大きさの電流を流すとすると、バッテリー容量の問題から、その寿命を十分に確保できない。バッテリーの寿命を確保するためには、より低電流（例えば数ナノアンペア（ｎＡ）の電流）でインピーダンスを計測する必要がある。

図４（ａ）および（ｂ）は、１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに、非特許文献１の方法を適用した結果を示す。図４（ａ）は計測した胸部インピーダンスを示し、図４（ｂ）は抽出された呼吸成分を示す。被験者には計測時に、連続的に４種類の呼吸の仕方をしてもらった：
フェーズ１：周期２秒の呼吸を１５回（普通の呼吸）
フェーズ２：周期４秒の呼吸を８回（深呼吸）
フェーズ３：呼吸停止
フェーズ４：周期２秒の呼吸を１４回（普通の呼吸）

抽出された呼吸成分から、実際の呼吸数と同じピーク数が検出されることが必要である。しかしながら、図４（ｂ）から理解されるように、実験条件として示される実際の呼吸数と、検出されたピーク数とは相違していた。

呼吸成分を正しく抽出できない理由として、本願発明者らは、心電図成分と呼吸成分との大小関係に着目した。図２で示したように、数百μＡ（３５０μＡ）の電流で胸部インピーダンス（ａ）を計測すると、心電図成分（ｂ）より大きな呼吸成分（ｃ）が取得可能であった。しかしながら、図４（ａ）で示したように、数ｎＡ（１０ｎＡ）の電流で計測すると、心電図成分が呼吸成分より大きくなる。その場合、胸部インピーダンスに対してＳＦＬＣ法で推定した心電図成分を減算しても、心電図の周期性が残り、呼吸成分が正しく抽出されない。

図５（ａ）〜（ｄ）は、計測したＥＣＧに非特許文献２の方法を適用した結果を示す。図５（ａ）は計測したＥＣＧを示し、図５（ｂ）は抽出された呼吸成分を示す。図５（ｃ）はそれぞれのフェーズにおける振幅の平均と標準偏差を表す棒グラフを示し、図５（ｄ）はそれぞれのフェーズにおける振幅の平均と標準偏差の値を示す。

フェーズ１およびフェーズ２では実際の呼吸数と同じピーク数が検出できた。しかしながら、フェーズ３およびフェーズ４では、実際の呼吸数とは異なるピーク数が出た。図５（ｃ）および（ｄ）に示されるように、各フェーズにおける振幅の平均が、実際の呼吸量との相関性がある。しかしながら、標準偏差が大きいため、振幅では呼吸量を推定しにくい。

そこで本願発明者らは、心電図の情報から呼吸の情報を分離する方法を検討し、その結果、それを可能にする技術を開発した。以下に詳細に説明するように、心電図の情報から呼吸の情報を正しく分離することによって、同じ電極を用いても心電図と呼吸（呼吸数、呼吸量）を同時に計測することが可能になった。この技術によれば、数ｎＡのオーダー低電流を流すだけでも心電図の情報から呼吸の情報を正しく分離できるため、バッテリー駆動され、利用可能な電力に制限があるモバイル型機器を用いて長時間にわたって生体情報を取得し続けることができる。

以下、本願発明者らが得た知見を説明し、その後、本開示に係る生体信号計測システムの各実施形態を説明する。

（本開示の基礎となる知見）
本願発明者らは、これまでの心電図の情報から呼吸の情報を分離する方法は以下の課題を有していると判断した。

非特許文献１の方法では、胸部インピーダンスを計測するために、数百μＡ（３５０μＡ）の電流を流す。一方、モバイル型計測機器においては、数百μＡの電流を流すと、バッテリーの寿命を十分に確保できない。そのため、低電流（例えば数ｎＡの電流）でインピーダンスを計測する必要がある。

呼吸成分を正確に検出できたと言えるためには、低電流で計測された胸部インピーダンス（図４（ａ））から抽出された呼吸成分のピーク数と、実際の呼吸数とが一致しなければならない。しかしながら、図４（ｂ）で示したように、呼吸成分のピーク数は実際の呼吸数とは異なっていた。

本願発明者らは、呼吸成分を正しく抽出できない理由は、心電図成分と呼吸成分との大小関係にあると判断した。

その理由として、上述したように、数ｎＡ（１０ｎＡ）の電流で計測すると、図４（ａ）に示すように、心電図成分が呼吸成分より大きくなること、および、その場合、胸部インピーダンスに対してＳＦＬＣ法で推定した心電図成分を減算しても、心電図の周期性が残り、呼吸成分が正しく抽出されないこと、が挙げられる。

そして図５（ｃ）、（ｄ）で示したように、各フェーズにおける振幅の平均と、実際の呼吸量との間には相関があるが、振幅については標準偏差が大きいため、振幅から呼吸量を推定しにくい、という結果が得られた。そこで本願発明者らは、振幅以外の情報から呼吸量を推定する必要があるという結論を得た。そして後述するように、図１（ａ）に示すＴ波を利用すれば、心電図の情報から呼吸の情報を正しく分離できることを見出した。

この手法によれば、同じ電極を用いても心電図と呼吸（呼吸数、呼吸量）を同時に計測することができる。また数ｎＡ（１０ｎＡ）程度の低い電流で胸部インピーダンスを計測した場合であっても、心電図の情報から呼吸の情報を正しく分離できる。これにより、バッテリー駆動され、利用可能な電力に制限があるモバイル型機器において長時間にわたって生体情報を取得し続けることができる。

（胸部インピーダンス計測）
胸部のインピーダンスを計測する方法として、２端子法と４端子法が知られている。

２端子法では、２つの電極が皮膚に接着される。２つの電極を通して電流を流しながら、電位差が計測される。つまり２端子法では、電流を流す電極と、インピーダンスを計測する電極とが同じである。

４端子法では、４つの電極が皮膚に接着される。２つの電極を通して電流を流し、体内に流れる電流経路内の２点間の電位差が、他の２つの電極を用いて計測される。つまり、４端子法では、電流を流す電極と、インピーダンスを計測する電極とが異なっている。４端子法の計測条件として、電位差を計測している２電極が体内に流れる電流の経路内にある必要がある。

図６（ａ）は２端子法の概略的な回路構成を示し、図６（ｂ）は４端子法の概略的な回路構成を示す。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６（ａ）の２端子法では、Ｚ＋Ｒ１＋Ｒ２が計測される。一方、図６（ｂ）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。

本願発明者らは、胸部インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出し、呼吸の情報を正しく分離する技術をなすに至った。

本開示の一態様の概要は以下のとおりである。

本開示の一態様である生体情報計測システムは、複数の電極と、前記複数の電極に接続されて電流を供給する電流源と、前記複数の電極間の電位差からインピーダンスを計測する計測部と、前記インピーダンスの時系列データから、特定のピークの値を検出する検出部と、前記特定のピークの値の包絡線を生成する包絡線生成部と、前記包絡線の情報を生体情報として出力する出力部とを備えている。

ある実施形態において、前記複数の電極がユーザの胸部に設けられたときにおいて、前記検出部は、前記インピーダンスの時系列データから、前記特定のピークの値として、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出し、前記出力部は、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する。

ある実施形態において、前記計測部によって計測された前記インピーダンスは、心電由来の成分と、呼吸由来の成分とを含み、前記インピーダンスでは、前記心電由来の成分が、呼吸由来の成分よりも大きい。

ある実施形態において、前記電流源は、１ｎＡ以上で、１０７．６２μＡ以下の電流を供給する。

ある実施形態において、前記電流源は、３５０μＡよりも小さい電流を供給する。

ある実施形態において、前記検出部は、前記インピーダンスの時系列データのピークの値、およびピーク値に至った時刻から、予め設定されたベースラインに戻った時刻までの期間を用いて、前記Ｔ波のピークの値を検出する。

ある実施形態において、前記検出部は、心電に由来する成分のＲ波のピークを検出し、隣接するＲ波のピーク間に含まれる最も振幅が大きいピークをＴ波のピークとする。

ある実施形態において、前記包絡線生成部は、検出された複数の前記Ｔ波のピーク間をスプライン曲線で補間し、包絡線を生成する。

ある実施形態において、前記生体情報計測システムは、前記呼吸出力部で出力された呼吸成分の情報から、呼吸数を推定する呼吸数推定部をさらに備えている。

ある実施形態において、前記呼吸数推定部は、推定時における呼吸成分の極値を用いて最後の周期を算出し、最後の周期を用いて呼吸数を推定する。

ある実施形態において、前記呼吸数推定部は、一定時間間隔ごとに呼吸数を推定する。

ある実施形態において、前記呼吸数推定部は、呼吸成分の最後の振幅が特定の閾値以下の場合には呼吸停止と判断し、呼吸数を０と推定する。

ある実施形態において、前記生体情報計測システムは、前記呼吸出力部で出力された呼吸成分の情報から、呼吸量を推定する呼吸量推定部をさらに備えている。

ある実施形態において、前記呼吸量推定部は、一定時間間隔ごとに呼吸量を推定する。

ある実施形態において、前記呼吸量推定部は、呼吸成分の最後の振幅の大きさに基づいて、一回あたりの呼吸量を推定する。

ある実施形態において、前記呼吸量推定部は、推定時に、呼吸成分の最後の振幅が特定の閾値以下の場合には呼吸停止と判断し、呼吸量を０と推定する。

ある実施形態において、前記生体情報計測システムは、前記検出部によって検出された心電成分の特定のピークの値が所定閾値より小さい場合に、前記特定のピークの値を校正する校正部をさらに備えている。

ある実施形態において、前記校正部は、前の時刻における特定のピークの群から、呼吸成分における最後の周期を求め、所定閾値より小さい特定のピークにおける時刻から前記最後の周期を引いた時刻に最も近い特定のピークの値を、校正値として、所定閾値より小さい特定のピークの値に入力する。

本開示の他の一態様である生体情報演算装置は、電流源から供給された電流を用いて、ユーザの胸部に設けられた複数の電極間の電位差から計測されたインピーダンスの時系列データを受け取り、前記時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出する検出部と、前記Ｔ波のピークの値の包絡線を生成する包絡線生成部と、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する出力部とを備えている。

ある実施形態において、前記複数の電極がユーザの胸部に設けられているときにおいて、前記検出部は、前記インピーダンスの時系列データから、前記特定のピークの値として、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出し、前記出力部は、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する。

本開示のさらに他の一態様である生体情報計測方法は、ユーザの胸部に設けられた複数の電極に電流を供給するステップと、前記複数の電極間の電位差からインピーダンスを計測するステップと、前記インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出するステップと、前記特定のピークの値の包絡線を生成するステップと、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力するステップとを包含する。

ある実施形態においては、前記複数の電極がユーザの胸部に設けられたときにおいて、検出する前記ステップは、前記インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピーク値を検出し、出力する前記ステップは、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する。

本開示のさらに他の一態様である、生体情報計測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対し、電流源から供給された電流を用いて、ユーザの胸部に設けられた複数の電極間の電位差から計測されたインピーダンスの時系列データを受け取るステップと、前記時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出するステップと、前記Ｔ波のピークの値の包絡線を生成するステップと、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力するステップとを実行させる。

ある実施形態において、前記複数の電極がユーザの胸部に設けられているときにおいて、前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに対し、前記検出するステップにより、前記インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出させ、前記出力するステップにより、前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力させる。

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）
図７は、本実施形態による生体情報計測システム１００の構成を示す。生体情報計測システム１００は、データ蓄積部６と、生体信号計測装置２００と、生体情報演算装置３００とを備えている。

生体信号計測装置２００は、少なくとも電位計測用電極２ａ及び２ｂと、電流印加用電極３ａ及び３ｂと、電流印加部４と、インピーダンス計測部５とを備える。

生体情報演算装置３００は、心電成分特徴検出部７と、包絡線生成部８と、呼吸出力部９とを備える。生体情報演算装置３００は、生体信号計測装置２００及びデータ蓄積部６と有線又は無線で接続されており、情報を送受信する。

以下、生体信号計測装置２００および生体情報演算装置３００の構成を説明する。

（生体信号計測装置２００の実現形態）
図８（ａ）〜（ｃ）は、本実施形態の生体信号計測装置２００の実現例を示す。図８（ａ）に示す生体信号計測装置２００は、互いに分離した計測ユニット２００Ａと電極部２００Ｂとを備える。計測ユニット２００Ａは、少なくとも電流印加部４と、インピーダンス計測部５とを含む。電極部２００Ｂは、電位計測用電極２ａ及び２ｂと、電流印加用電極３ａ及び３ｂとに相当する。

電極部２００Ｂは、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のに２本の電極を用いてもよいし、計測極、アース、参照極の３本を用いてもよい。

電流を供給するために、さらに２本の電極を用いる。材質は導電性の高いものであれば良く、医療用の金属電極やディスポーザブル電極等が使用可能である。電極部２００Ｂは、生体電位が計測できるようにユーザ（被験者）の胸部に直接接触するよう設けられる。電極部２００Ｂと計測ユニット２００Ａとは、電気的抵抗が少なくなるような態様で接続される。

例えば、図８（ｂ）は、医療用ディスポーザブル電極で電極部２００Ｂを構成した例を示す。ホック式の電極であれば、電極部２００Ｂはホックによって計測ユニット２００Ａと直接接続される。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を含む。ディスポーザブル電極は、接着部の接着力によってユーザの身体に固定される。

図８（ｃ）もまた、医療用ディスポーザブル電極で電極部２００を構成した他の例を示す。電極部２００Ｂはケーブルを介して計測ユニット２００Ａに接続される例を示す。この例は、たとえば電極間の距離がある程度必要な場合や、計測ユニット２００Ａが電極部２００Ｂとの間に距離がある程度必要な場合に好適である。電流を供給するためのケーブルを介して、電極部２００Ｂは計測ユニット２００Ａと接続される。

上述した図８（ａ）〜（ｃ）のいずれにおいても、生体信号計測装置２００は、たとえば手のひらに載置できる程度の大きさで実現され得る。

次に、生体信号計測装置２００および生体情報演算装置３００の各構成要素を詳細に説明する。以下の説明は主として機能に関しているが、生体信号計測システム１００のハードウェア構成に関しては後に図３６を参照しながら詳細に説明する。

（電位計測用電極２ａ及び２ｂ、電流印加用電極３ａ及び３ｂ）
再び図７を参照する。

電位計測用電極２ａ及び２ｂ、および電流印加用電極３ａ及び３ｂは、ユーザの体表に接着される。電位計測用電極２ａ及び２ｂは、後述するインピーダンス計測部５と電気的に接続され、電気回路を形成する。電位計測用電極２ａ及び２ｂは、後述する電流印加部４と電気的に接続され、電気回路を形成する。

（電極位置）
図９は、ユーザの胸部と、電位計測用電極２ａ及び２ｂと、電流印加用電極３ａ及び３ｂと、胸部の装着位置との位置関係を示す。電位計測用電極２ａ及び２ｂはユーザの胸部に配置される。図１０は、破線によってユーザの胸部を示す。

本実施形態では、４端子法によりユーザの心電図を計測する。電流印加用電極３ａ、３ｂおよび電位計測用電極２ａ、２ｂ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、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。

本実施形態では、非特許文献１を参考にし、正（＋）の電流印加用電極３ａを額に、負（−）の電流印加用電極３ｂをへその下に設置する。また、正および負の電位計測用電極２を胸部の心臓に近い場所に設置する。図１（ｂ）に示した生体信号計測装置２００の構成を考慮すると、例えば、負の（−）の電位計測用電極２ｂを胸骨下端に設置し、正（＋）の電位計測用電極２ａを胸部に近い左側の腹部に設置する。

なお、２端子法によりユーザの心電図を計測することも可能である。２端子法を採用する場合には、正（＋）の電位計測用電極２ａと負の（−）の電位計測用電極２ｂとを利用する。図９に示されるように、負の（−）の電位計測用電極２ｂを胸骨下端に設置し、正（＋）の電位計測用電極２ａを胸部に近い左側の腹部に設置すればよい。

（電流印加部４）
再び図７を参照する。

電流印加部４は、いわゆる電流源であり、ユーザの胸部に配置された第１の電流印加用電極部３ａ及び第２の電流印加用電極部３ｂに、電流を供給する。本明細書では、電流を供給することを、電流を印加する、と表現することもある。電流印加部４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印加部４を構成してもよい。

本実施形態では、電流印加部４が印加する電流値は、従来印加されていた電流値（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２００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２００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、電流印加部４は３５０μＡよりも小さい値の電流を印加する。後述する利点は、そのような電流値であれば実現される。ただし、より好適には、電流印加部４が印加する電流値は、１ｎＡから１０７．６２μＡの範囲であればよい。

本実施形態では、電流印加部４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部５）
インピーダンス計測部５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部５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部５は、計測した電位差の値から、電流印加部４で印加した電流値を除した値を、胸部インピーダンス値として取得する。

（データ蓄積部６）
データ蓄積部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。データ蓄積部６は、時系列のインピーダンスデータを蓄積する。

（心電成分特徴検出部７）
心電成分特徴検出部７は、インピーダンスのデータを利用して、心電成分に含まれる特定のピークを検出する。本実施形態において、「特定のピーク」とは、いわゆるＴ波のピークである。Ｔ波のピークを検出する原理については、図１３を参照しながら説明する。

（包絡線生成部８）
包絡線生成部８は、心電成分特徴検出部７による、特定のピークの検出結果を受け取る。そして包絡線生成部８は、特定のピーク同士の間を結ぶ包絡線を生成する。より具体的には、包絡線生成部８は、Ｔ波の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、包絡線を生成する。

（呼吸出力部９）
呼吸出力部９は、包絡線生成部８によって生成された包絡線を呼吸成分として出力する。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、記録媒体に呼吸成分を特定するデータを書き込むことによる出力であってもよい。

（全体の処理フロー）
図１１は、本実施形態の生体情報計測システム１００の全体の処理フローを示す。

＜ステップＳ１０＞
電流印加部４は、ユーザ１に装着された電流印加用電極３ａ、３ｂを介して、インピーダンス計測のための電流（１０ｎＡ）を印加する。

胸部インピーダンスは、心電由来成分の電位と呼吸由来成分の電位を含む。計測時の電流値が、たとえば３５０μＡのような十分な大きさを有していれば、呼吸由来成分の電位は、心電由来成分の電位よりも十分大きくなるため、抽出することが容易である。

一方、本実施形態では、電流印加部４が印加する電流値は、従来印加されていた電流値（たとえば３５０μＡ）よりもはるかに小さい。これにより、計測される胸部インピーダンスにおいては、心電由来成分が呼吸由来成分より大きくなる。

電流印加部４は、インピーダンス計測部５に、印加した電流値の情報を送信する。

＜ステップＳ２０＞
インピーダンス計測部５は、ユーザ１の胸部に装着された電位計測用電極２ａ及び２ｂの電位差を用いて、胸部インピーダンスを計測する。インピーダンス計測部５は、電位計測用電極２ａ、２ｂの間に計測された電位差を、電流印加部４が印加した電流値で除算することによって、胸部インピーダンスを求める。電位差は例えば、１０２４Ｈｚや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Ｓ３０＞
インピーダンス計測部５は、データ蓄積部６に、計測した胸部インピーダンスを蓄積する。本実施形態では、インピーダンス計測部５の内部メモリ（図示せず）の容量を考慮し、インピーダンスのデータは、所定期間、例えば過去の１０秒間、におけるデータのみ内部メモリに蓄積されるとする。蓄積されるデータ形式は計測した時刻及び計測された電位差あるいはインピーダンスの値である。インピーダンス計測部５は、所定期間を経過したデータから順次データ蓄積部６に蓄積する。

＜ステップＳ４０＞
心電成分特徴検出部７は、ステップＳ３０で蓄積されたこれまでのインピーダンスのデータおよびステップＳ２０で計測されたインピーダンスのデータを利用して、心電成分における特定のピークを検出する。

図１（ａ）で示したように、心電にはＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波というピークが基本成分として含まれている。本開示では、Ｔ波のピークを用いる。Ｔ波のピークの検出方法の詳細は後に詳述する。

＜ステップＳ５０＞
包絡線生成部８は、ステップＳ４０において検出された特定のピーク（Ｔ波のピーク）の包絡線を作成する。包絡線を求めるために、本実施形態の包絡線生成部８はＴ波のピーク同士の間をスプライン曲線で補間する。包絡線生成部８は、たとえば３次のスプライン曲線を用いてピーク間を滑らかに接続する包絡線を求める。なお、ｎ次スプライン曲線は、０次からｎ−１次までの導関数が全ての点において連続な曲線を言う。図１２は、Ｔ波のピークの包絡線の例を示す。

＜ステップＳ６０＞
呼吸出力部９は、ステップＳ５０で作成された包絡線の情報を呼吸成分として出力する。出力形態として、画面等に表示してもよいし、記録媒体に記録してもよい。

次に、上述のステップＳ４０にかかる、Ｔ波のピークの検出処理を詳細に説明する。

図１（ａ）に示すように、心電基本成分であるＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の中で、Ｐ波、Ｒ波、Ｔ波のピークは極小値であり、Ｑ波、Ｓ波のピークは極大値である。これらのピークの大きさは多少変動することはあるものの、一般には、Ｐ波、Ｒ波、Ｔ波のピークの中で、Ｐ波のピークは相対的に小さく、Ｒ波とＴ波のピークはＰ波のピークより大きいと言える。そのため、波形の複数の極小値を閾値によって処理する。具体的には、波形の複数の極小値が所定閾値以下であれば、その極小値はＲ波のピーク、Ｔ波のピークのどちらかを示す。本実施形態では、所定閾値は、−１６μＶとした。なお所定閾値をどのような値にするかは胸部インピーダンスの計測方法と密接に関連する。上述の具体的な所定閾値は一例である。

極小値が、Ｒ波のピークであるのか、Ｔ波のピークであるのかを識別するために、本願発明者らは以下の方法を用いた。

図１３はＴ波のピークとＲ波のピークとの識別方法を示す。まず、極小値における時刻からインピーダンスのデータが所定ベースラインに戻るまでの時間を算出する。Ｒ波の場合、その時間をＴ_Rとし、Ｔ波の場合、その時間をＴ_Tとする。Ｔ波の時間的な広がりはＲ波より大きいため、下記数式（１）が成り立つ。
（数１）
Ｔ_T＞Ｔ_R

そのため、ある極小値が得られた時刻からインピーダンスのデータが所定ベースラインに戻るまでの期間が予め定められた値以上であれば、その極小値はＴ波であるとする。本実施形態では、ベースラインを−１６μＶとし、予め定められた値を０．０２秒とした。

なお、Ｔ波のピークとなる極小値を検出する際に用いられる閾値について、電流印加部４が印加する電流値によって閾値を変えてもよい。

図１４はＴ波のピーク検出の処理フローを示す。

＜ステップＳ４０１＞
心電成分特徴検出部７は、時刻ｔ、ｔ−１、ｔ−２において計測されたインピーダンスのデータの大小関係を算出する。

＜ステップＳ４０２＞
心電成分特徴検出部７は、ステップＳ４０１で算出された大小関係から、極小値の有無を判断する。極小値が存在する場合、処理はステップＳ４０３に進む。極小値が存在しない場合、心電成分特徴検出部７は、その極小値はＴ波のピークではないと判断し、処理を終了する。

＜ステップＳ４０３＞
ステップＳ４０２で極小値が存在すると判断された場合、心電成分特徴検出部７は、そのピークの値が所定閾値（Ｖｔｈ）以下か否かを判断する。ピークの値が所定閾値以下ならば、ステップＳ４０４に進む。所定閾値以下でなければ、心電成分特徴検出部７は、その極小値はＴ波のピークではないと判断し、処理を終了する。

＜ステップＳ４０４＞
ステップＳ４０３でピークの値が所定閾値以下と判断された場合、心電成分特徴検出部７は、極小値における時刻から所定ベースラインに戻るまでの時間Ｔを算出する。

＜ステップＳ４０５＞
心電成分特徴検出部７は、ステップＳ４０４で算出された時間Ｔが予め定められた値（Ｔｔｈ）以上か否かを判断する。時間Ｔが所定閾値以上ならば、心電成分特徴検出部７は、その極小値はＴ波のピークであると判断し、処理を終了する。所定閾値以上でなければ、心電成分特徴検出部７は、その極小値はＲ波のピークである、つまりＴ波のピークではない、と判断し、処理を終了する。

本実施形態では、直近５秒で計測されたインピーダンスの標準偏差を所定閾値（Ｖｔｈ）としている。しかしながらこれは一例である。予め定めた固定値を閾値としてもよい。または、電流印加部４が印加する電流値によって閾値を変えてもよい。

上述の処理により、極小値がＴ波のピークであるのか、Ｒ波のピークであるのかが判断される。これにより、Ｔ波のピークとＲ波のピークとを適切に峻別できるため、上述した「特定のピーク」としてのＴ波のピークを適切に検出できる。

なお、Ｔ波のピークの検出を、図１５のステップＳ４１１〜Ｓ４１３で示される方法で行ってもよい。その処理フローは以下のとおりである。

＜ステップＳ４１１＞
心電成分特徴検出部７は、インピーダンスのデータを利用して、Ｒ波のピークを検出する。Ｒ波のピークの検出方法は、図１４で示される処理、つまり図１４に示すステップＳ４０５の「Ｎｏ」に至る処理を用いる。

＜ステップＳ４１２＞
心電成分特徴検出部７は、ステップＳ４１１で検出された隣接する２つのＲ波のピークの間にＴ波検出範囲を設定する。図１６は、隣接する２つのＲ波のピークの間のＴ波検出範囲を示す。Ｔ波検出範囲を設定するには、先に検出されたＲ波のピーク（１番目のＲ波のピーク）における時刻ｔ_R1と後に検出されたＲ波のピーク（２番目のＲ波のピーク）における時刻ｔ_R2を用いる。例えば、Ｔ波検出範囲ｔは下記数式（２）で設定される。
（数２）
ｔ_R1＋０．１≦ｔ≦ｔ_R2−０．１

＜ステップＳ４１３＞
心電成分特徴検出部７は、ステップＳ４１２で設定されたＴ波検出範囲において、最小値を取るピークを求め、その最小値をＴ波のピークとする。この処理は、心電成分特徴検出部７が、隣接するＲ波のピーク間に含まれる最も振幅が大きいピークをＴ波のピークとして取得する、ということもできる。

（呼吸成分の抽出結果）
図１７（ａ）〜（ｄ）は、正弦波±１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに関して、Ｔ波の包絡線を利用して呼吸成分を求めた結果を示す。図１７（ａ）は計測した胸部インピーダンス、図１７（ｂ）は抽出された呼吸成分を示す。計測時に、被験者に連続的に４種類の呼吸の仕方をしてもらった：
フェーズ１：周期２秒の呼吸を１５回（普通の呼吸）
フェーズ２：周期４秒の呼吸を８回（深呼吸）
フェーズ３：呼吸停止
フェーズ４：周期２秒の呼吸を１４回（普通の呼吸）。

図１７（ｃ）はそれぞれのフェーズにおける振幅の平均と標準偏差を表す棒グラフを示す。図１７（ｄ）はそれぞれのフェーズにおける振幅の平均と標準偏差の値を示す。図１７（ｂ）で示したように、フェーズ３以外では、実際の呼吸数とピーク数とが一致する。フェーズ３においても、振幅が小さいため、所定閾値以下の振幅が呼吸停止状態という判断もできる。振幅と実際の呼吸量との間には相関があり、振幅の標準偏差も小さい。そのため、１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに対して、Ｔ波の包絡線を用いれば、正しく呼吸成分が抽出できることが示されている。

比較例を図１８に示す。図１８は、１０ｎＡの電流で計測した胸部インピーダンスに関して、Ｒ波の包絡線を利用して呼吸成分を求めた結果を示す。図１８（ｂ）に示されるように、実際の呼吸数とピーク数とが一致しないことが理解される。また、振幅と実際の呼吸量との間には相関があるが、標準偏差が大きく信頼性を欠く。

図１９および図２０は、呼吸出力部９による出力結果（画面への表示例）を示す。図１９（ａ）は、グラフ形式の表示例を示す。３つのグラフが表示されている。いずれも横軸は時間を示しており、縦軸はそれぞれ心拍数、呼吸数、および呼吸量を示している。図１９（ｂ）は、グラフの形式の表示例を示す。横軸は時間を示す。縦軸はそれぞれ、心電図の波形と呼吸の波形を示している。図１９（ｃ）は、数値の形式の表示例を示す。心拍数、呼吸数、および呼吸量が示されている。図１９（ｄ）は、呼吸の状態を表す棒（Ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｂａｒ）を表示する例を示す。ユーザが息を吸い込むと、棒の長さが伸びる（“Ｉｎｈａｌｅ”）。ユーザが息を吐き出すと、棒の長さが縮む（“Ｅｘｈａｌｅ”）。

図２０（ａ）は、呼吸の状態を表すキャラクターによる表示例を示す。ユーザが息を吸い込むか、息を吐き出すか、呼吸をしていないか（無呼吸か）によって、キャラクターの表情が変わる。図２０（ｂ）は、無呼吸が検出された場合のアラートの表示例を示す。無呼吸が検出された時刻と無呼吸が発生した期間が表示される。

上述の例では、印加する電流値は１０ｎＡであるとした。以下では、図２１および図２２を参照しながら、上述した呼吸成分の抽出処理が有効な、印加する電流値の範囲を説明する。

図２１は、様々な電流値で計測したときの、胸部インピーダンスにおける呼吸成分と心電成分の比率を示す。

電流値が１０ｎＡおよび１０μＡの場合には、呼吸成分が心電成分よりも小さくなった。呼吸成分／心電成分が１以下であることを意味している。図２１には計測値等が示されている。

一方、これまでにも言及したとおり、電流値が３５０μＡの場合には、呼吸成分は心電成分よりも大きい。したがって、（呼吸成分／心電成分）の値は２．８０である。

上述した呼吸成分の抽出処理は、（呼吸成分／心電成分）の値が１以下であれば十分有効であると考えられる。

図２２は、上述した１０ｎＡおよび１０μＡの例をもとに直線近似によって求めた、（呼吸成分／心電成分）の値が１になる場合の電流値を示す。このときの電流値は、１０７．６２μＡであった。本実施形態にかかる呼吸成分の抽出処理は、少なくとも、１０ｎＡ以上で、かつ、印加電流の電流値が１０７．６２μＡ以下であれば特に有効であると考えられる。

上述の構成および処理によれば、数ｎＡオーダーの低電流で計測した胸部インピーダンスから呼吸を抽出できるため、長時間利用可能なバッテリー駆動のモバイル型機器でも、心電と呼吸を簡易に計測できる。

（実施形態２）
本実施形態では、呼吸出力部９が出力した呼吸成分に対して、ユーザ１の呼吸数を推定する。

（生体信号計測システム構成）
図２３は本実施形態による生体情報計測システム５００の構成を示す。

本実施形態による生体情報計測システム５００と、実施形態１による生体情報計測システム１００との相違点は、生体情報計測システム５００が、新たに呼吸数推定部１０を備えている点である。なお記載の便宜のため、図２３では、図７のように、データ蓄積部６と、生体信号計測装置２００と、生体情報演算装置３００とを明確に分けていないが、本システム５００もまた、図７と同じ構成である。たとえば呼吸数推定部１０は生体情報演算装置３００に設けられる。

（全体の処理フロー）
図２４は本実施形態における生体情報計測システム５００全体の処理フローを示す。ステップＳ１０〜ステップＳ６０は、実施形態１と同じ処理フローのため、ここでは説明を省略する。

＜ステップＳ７０＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ６０で出力された呼吸成分から、ユーザ１の呼吸数を推定する。その処理の詳細を、図２５を参照しながら説明する。

（呼吸数推定の処理フロー）
ユーザ１の呼吸の変化に対応するために、呼吸数推定部１０は、一定時間間隔ごとに呼吸数を推定する。本実施形態では、１秒の時間間隔で呼吸数を推定する。

図２５は推定時刻ごとにおける呼吸数推定の処理フローを示す。下記の説明では、「ピーク」と「底辺」はそれぞれ呼吸成分における極大値と極小値を表す。

＜ステップＳ７０１＞
呼吸数推定部１０が、推定時刻ｔ_nowと所定時間ｉｎｔｅｒｖにおいて、ｔ_now−ｉｎｔｅｒｖからｔ_nowまでの呼吸成分を記録媒体から読み出す。即ち、下記数式（３）における呼吸成分のデータを読み出す。
（数３）
ｔ_now−ｉｎｔｅｒｖ≦ｔ≦ｔ_now
本実施形態では、所定時間ｉｎｔｅｒｖを１０秒としている。

＜ステップＳ７０２＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ７０１で読み出された呼吸成分において、ピークが２つ以上存在するか否かを判断する。ピークが２つ以上存在すれば、ステップＳ７０３に進む。そうでなければ、ステップＳ７１１に進む。

＜ステップＳ７０３＞
呼吸数推定部１０は、呼吸成分における最後の振幅ａｍｐを計算する。「最後の振幅」とは、最新のピークと最新の底辺との電位（インピーダンス）差を指す。

＜ステップＳ７０４＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ７０３で計算した最後の振幅ａｍｐが所定閾値ａｍｐ_th以上か否かを判断する。所定閾値ａｍｐ_th以上ならば、ステップＳ７０８に進む。そうでなければ、ステップＳ７０５に進む。本実施形態では、ａｍｐ_thを６．８８μＶとする。

＜ステップＳ７０５＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ７０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔを１つ増やす。

＜ステップＳ７０６＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ７０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔが所定閾値ｃｏｕｎｔ_thを超えるか否かを判断する。本実施形態では、ｃｏｕｎｔ_thを１とする。所定閾値ｃｏｕｎｔ_thを超えれば、ステップＳ７１１に進む。そうでなければ、ステップＳ７０７に進む。

＜ステップＳ７０７＞
呼吸数推定部１０は、前回の推定時刻ｔ_now−１で推定された呼吸数を推定時刻ｔ_nowの呼吸数とする。呼吸数推定の処理がここで終わる。

＜ステップＳ７０８＞
呼吸数推定部１０は、最後の２つのピークＡ、Ｃにおける時間間隔Ｔ_ACを計算する。

＜ステップＳ７０９＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ７０８で計算したＴ_ACを用いて、下記数式（４）で１分間当たりの呼吸数を推定する。

＜ステップＳ７１０＞
呼吸数推定部１０は、ステップＳ７０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔをリセットする。呼吸数推定の処理がここで終わる。

＜ステップＳ７１１＞
呼吸数推定部１０は、呼吸数を０と設定した上で、ステップＳ７０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔをリセットする。呼吸数推定の処理はこの処理で終了する。

（呼吸数の推定結果）
図２６は、呼吸数の推定結果を示す。この結果は、図１７（ｂ）で示された抽出結果を利用して得られている。周期２秒と４秒の呼吸の場合、理想的にそれぞれの呼吸数が３０［ｔｉｍｅｓ／ｍｉｎｕｔｅ］と１５［ｔｉｍｅｓ／ｍｉｎｕｔｅ］となる。図２６によれば、各フェーズにおいて、それらの値に近い値が求められたことがわかる。

このような構成および処理によって、数ｎＡオーダーの低電流で計測した胸部インピーダンスから呼吸を抽出でき、抽出された呼吸成分に対してユーザの呼吸数を推定し、推定された呼吸数をユーザに提示できる。

（実施形態３）
本実施形態の生体信号計測システムは、呼吸出力部９が出力した呼吸成分の情報から、ユーザ１の呼吸量を推定する。

（生体信号計測システム構成）
図２７は本実施形態による生体情報計測システム６００の構成を示す。

本実施形態による生体情報計測システム６００と、実施形態１による生体情報計測システム１００との相違点は、生体情報計測システム６００が、新たに呼吸量推定部１１を備えている点である。なお記載の便宜のため、図２７では、図７のように、データ蓄積部６と、生体信号計測装置２００と、生体情報演算装置３００とを明確に分けていないが、本システム６００もまた、図７と同じ構成である。たとえば呼吸量推定部１１は生体情報演算装置３００に設けられる。

（全体の処理フロー）
図２８は、本実施形態による生体情報計測システム６００全体の処理フローを示す。ステップＳ１０〜ステップＳ６０は、実施形態１と同じ処理フローのため、ここでは説明を省略する。

＜ステップＳ８０＞
呼吸量推定部１１が、ステップＳ６０で出力された呼吸成分から、ユーザ１の呼吸量を推定する。その処理の詳細を、図２９を参照しながら説明する。

（呼吸量推定の処理フロー）
ユーザ１の呼吸の変化に対応するために、呼吸量推定部１１が、一定時間間隔ごとに呼吸量を推定する。本実施形態では、１秒の時間間隔で呼吸量を推定する。

図２９は推定時刻ごとにおける呼吸量推定の処理フローを示す。下記の説明では、「ピーク」と「底辺」はそれぞれ呼吸成分における極大値と極小値を表す。

＜ステップＳ８０１＞
呼吸量推定部１１は、推定時刻ｔ_nowと所定時間ｉｎｔｅｒｖにおいて、ｔ_now−ｉｎｔｅｒｖからｔ_nowまでの呼吸成分を記録媒体から読み出す。即ち、下記数式（５）における呼吸成分のデータを読み出す。
（数５）
ｔ_now−ｉｎｔｅｒｖ≦ｔ≦ｔ_now
本実施形態では、所定時間ｉｎｔｅｒｖを１０秒としている。

＜ステップＳ８０２＞
呼吸量推定部１１は、ステップＳ８０１で読み出された呼吸成分において、ピークが１つ以上かつ底辺が１つ以上あるか否かを判断する。ピークが１つ以上かつ底辺が１つ以上あれば、ステップＳ８０３に進む。そうでなければ、ステップＳ８１０に進む。

＜ステップＳ８０３＞
呼吸量推定部１１は、呼吸成分における最後の振幅ａｍｐを計算する。最後の振幅とは、最新のピークと最新の底辺との電位（インピーダンス）差を指す。

＜ステップＳ８０４＞
呼吸量推定部１１は、ステップＳ８０３で計算した最後の振幅ａｍｐが所定閾値ａｍｐ_th以上か否かを判断する。所定閾値ａｍｐ_th以上ならば、ステップＳ８０８に進む。そうでなければ、ステップＳ８０５に進む。実施形態２では、ａｍｐ_thを６．８８μＶとする。

＜ステップＳ８０５＞
呼吸量推定部１１は、ステップＳ８０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔを１つ増やす。

＜ステップＳ８０６＞
呼吸量推定部１１は、ステップＳ８０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔが所定閾値ｃｏｕｎｔ_thを超えるか否かを判断する。本実施形態では、ｃｏｕｎｔ_thを１とする。所定閾値ｃｏｕｎｔ_thを超えれば、ステップＳ８１０に進む。そうでなければ、ステップＳ８０７に進む。

＜ステップＳ８０７＞
呼吸量推定部１１は、前回の推定時刻ｔ_now−１で推定された呼吸量を推定時刻ｔ_nowの呼吸量とする。呼吸量推定の処理がここで終わる。

＜ステップＳ８０８＞
呼吸量推定部１１は、最後の振幅ａｍｐを用いて、下記数式（６）で呼吸量を推定する。
（数６）
呼吸量＝α×（ａｍｐ−ａｍｐ_th）
αは定数であり、本実施形態では１とする。

＜ステップＳ８０９＞
呼吸量推定部１１は、ステップＳ８０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔをリセットする。呼吸量推定の処理がここで終わる。

＜ステップＳ８１０＞
呼吸量推定部１１は、呼吸量を０と設定した上で、ステップＳ８０４における条件ａｍｐ≧ａｍｐ_thを満たさない回数ｃｏｕｎｔをリセットする。呼吸量推定の処理がここで終わる。

（呼吸量の推定結果）
図３０は、図１７（ｂ）で示された抽出結果に対して、呼吸量を推定した結果を示す。各フェーズにおいて、推定された呼吸量が異なることがわかる。フェーズ２（深呼吸）の呼吸量がフェーズ１（普通の呼吸）とフェーズ４（普通の呼吸）の呼吸量より大きい。フェーズ３の呼吸量がほとんど０である。

このような構成および処理によって、数ｎＡオーダーの低電流で計測した胸部インピーダンスから呼吸を抽出でき、抽出された呼吸成分に対してユーザの呼吸量を推定し、推定された呼吸量をユーザに提示できる。

（実施形態４）
図３１（ａ）は、Ｔ波の計測結果を示す。図３１（ａ）に示すように、計測された胸部インピーダンスから、時々Ｔ波が発生しない、もしくはＴピークの振幅が非常に小さい場合がある。そのような計測値をＴ波として扱い、包絡線を作成するとする。そうすると、呼吸成分における振幅が急に大きくなり、間違った呼吸成分が生成されてしまう。そのため、その場合が発生すれば、Ｔ波を校正する必要がある。

本実施形態による生体信号計測システムは、心電成分特徴検出部７が検出したＴ波が所定閾値ｉｍｐ_th1より小さければ、Ｔ波のピークの値を校正する。

（生体信号計測システム構成）
図３２は本実施形態による生体情報計測システム７００の構成を示す。

本実施形態による生体情報計測システム７００と、実施形態１による生体情報計測システム１００との相違点は、生体情報計測システム７００が、新たに心電成分特徴校正部１２を備えている点である。なお記載の便宜のため、図３２では、図７のように、データ蓄積部６と、生体信号計測装置２００と、生体情報演算装置３００とを明確に分けていないが、本システム７００もまた、図７と同じ構成である。たとえば心電成分特徴校正部１２は生体情報演算装置３００に設けられる。

（全体の処理フロー）
図３３は本実施形態による生体情報計測システム７００全体の処理フローを示す。ステップＳ１０〜ステップＳ４０、ステップＳ５０〜ステップＳ６０は、実施形態１と同じ処理フローのため、ここでは説明を省略する。

＜ステップＳ４０Ａ＞
心電成分特徴検出部７が、ステップＳ４０で検出されたＴ波のピークの値が閾値ｉｍｐ_th1より小さいか否かを判断する。小さければ、ステップＳ４０Ｂに進む。そうでなければ、ステップＳ５０に進む。本実施形態では、閾値ｉｍｐ_th1を５．００μＶとする。

＜ステップＳ４０Ｂ＞
心電成分特徴校正部１２は、ステップＳ４０で検出されたＴ波のピークの値が閾値ｉｍｐ_th1より小さいと判断すると、Ｔ波のピークの値を校正する。校正の詳細を下記の「Ｔ波校正の処理フロー」において説明する。校正後、ステップＳ５０に進む。

（Ｔ波校正の処理フロー）
図３４は、Ｔ波校正の処理フローを示す。ピークの振幅がよりｉｍｐ_th1より小さいＴ波における時刻をｔ₁とする。

＜ステップＳ４０Ｂ１＞
心電成分特徴校正部１２が、前の時刻におけるＴ波の群から、呼吸成分における最後の周期Ｔ_lastを求める。

＜ステップＳ４０Ｂ２＞
心電成分特徴校正部１２が、時刻ｔ₁から周期Ｔ_lastを減算し、（ｔ₁−Ｔ_last）に最も近いＴ波を探索する。

＜ステップＳ４０Ｂ３＞
心電成分特徴校正部１２が、（ｔ₁−Ｔ_last）に最も近いＴ波のピークの値を、校正値として、時刻ｔ₁におけるＴ波のピークの値に入力する。

図３５は、校正結果を示す。「●」は検出されたＴ波のピークを示す。一方、「○」は、Ｔ波のピークを校正した結果を示す。本実施形態によれば、時刻ｔ₁において検出されたＴ波のピーク（「●」）が「○」に校正される。

（Ｔ波校正結果）
図３１（ｂ）は、図３１（ａ）で示された波形に含まれるＴ波を校正した結果を示す。Ｔ波が発生しない、もしくはＴピークの振幅が非常に小さい場合があっても、校正によって呼吸成分における急な振幅変化が発生しない。

このような構成および処理によって、計測した胸部インピーダンスから、時々Ｔ波が発生しない、もしくはＴピークの振幅が非常に小さい場合が発生しても、Ｔ波のピークを校正し、正しい呼吸成分を抽出できる。

以上、本開示による実施形態１〜４を説明した。

以下、各実施形態に生体情報計測システムに共通するハードウェア構成例を説明する。なお、以下の説明では実施形態１に係る生体情報計測システム１００に関する構成例を説明する。

図３６は、生体信号計測システム１００のハードウェア構成の例を示す。生体情報計測システム１００のデータ蓄積部６、生体信号計測装置２００、および生体情報演算装置３００は、互いにバス２０１で接続され、相互にデータの授受が可能である。また、それぞれの回路にはバッテリ部２０２から電力が供給されている。これらのハードウェアが、図８に示されるように、生体信号計測装置２００Ａの筐体の中に格納される。

生体信号計測装置２００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、電流印加部８とを含む。生体アンプ２１１は、計測電極２ａと参照電極２ｂの間の電位差やインピーダンスを計測する。インピーダンスを計測する場合には、生体アンプ２１１は、電流印加部８から微弱な電流を流しながら計測がなされる。電位計測かインピーダンス計測かの切り替えは信号処理部２２０からの制御によって切り替えられる。計測されたデータは、ＡＤ変換部２１２でアナログ信号からデジタル信号に変換され、バス２０１を経由して信号処理部２２０のＣＰＵ２２１に送られる。

生体情報演算装置３００は、ＣＰＵ２２１とＲＡＭ２２２とＲＡＭに格納されたプログラム２２３とＲＯＭ２２４を有する。プログラム２２３は、ＲＡＭ２２２もしくはＲＯＭ２２４に記憶される。ＣＰＵ２２１は、ＲＡＭ２２２もしくは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、上述したいずれかのフローチャートに示される処理手順が記述されている。生体情報演算装置３００は、このコンピュータプログラム２２３にしたがって、生体信号計測装置２００の信号を解析し、計測データや解析結果をデータ蓄積部６に蓄える。

データ蓄積部６は、蓄積回路２３１と記録媒体Ａと記録媒体Ｂを有する。データ蓄積部６は、信号処理部２２から受け取ったデータを蓄積回路経由で記録媒体Ａまたは記録媒体Ｂに記録する。記録媒体Ａと記録媒体Ｂは、たとえば内蔵されたフラッシュメモリである。図３６では、２種類の記録媒体が記載されているが、これは一例である。同一の記録媒体内の異なる２領域を２種類の記録媒体として割り当ててもよい。

図３７は、他のハードウェアの構成例を示す。この構成例では、計測されたデータはそのまま送信部２４０によってＰＣやスマートフォンに送信される。データを受信したＰＣやスマートフォンが、図３６におけるデータ蓄積部６として機能することになる。なお、データの送信は、無線によって行われてもよいし、有線によって行われてもよい。

以下では、基本的な構成は図３６と同様であるため、生体信号計測装置２００と生体情報演算装置３００の重複する説明は省略し、送信部２４０のみ説明を行う。

送信部２４０は、送信回路２４１とアンテナ２４２とを有する。生体情報演算装置３００によって解析された計測データや計測結果は、送信回路２４１によって送信プロトコルに適したデータフォーマットに変換され、アンテナ２４２から送信される。アンテナ２４２から送信されたデータはＰＣやスマートフォンに搭載された受信装置（図示せず）によって受信され、その後の処理に使用される。

尚、図３７の一例のように無線化した場合には、前述のインピーダンス時系列データ蓄積、心電成分特徴検出、包絡線作成等の信号処理は、生体情報演算装置３００のＣＰＵ２２１によって行われてもよい。あるいは、信号処理部分を処理せずに、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。生体信号計測装置内の信号処理部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し、送信部２４０においてもデータ送信量と消費電力は比例関係にある。そのため、長時間のモニタリングを実施するためには、ＰＣ側と生体信号計測装置２００のどちらで信号処理を行うか、どれだけのデータを送信するかについてアプリケーションに適した設定をすればよい。

本開示にかかる生体情報記録装置によれば、数ｎＡオーダーの低電流を流すだけで、心電図と呼吸（呼吸数、呼吸量）の計測が可能になるため、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（呼吸数、呼吸量）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、心拍と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 電位計測用電極部
２ａ 電位計測用電極＋
２ｂ 電位計測用電極−
３ 電流印加用電極部
３ａ 電流印加用電極＋
３ｂ 電流印加用電極−
４ 電流印加部
５ インピーダンス計測部
６ インピーダンス時系列データ蓄積部
７ 心電成分特徴検出部
８ 包絡線生成部
９ 呼吸出力部
１０ 呼吸数推定部
１１ 呼吸量推定部
１２ 心電成分特徴校正部
１００、５００、６００、７００ 生体情報計測システム
２００ 生体信号計測装置
２００A 生体信号計測装置
２００B ディスポーザブル電極
３００ 生体情報演算装置

Claims (20)

1. ユーザの胸部に設けられる複数の電極と、
   前記複数の電極と電気的に接続され、前記複数の電極に電流を供給する電流源と、
   前記複数の電極間の電位差からインピーダンスを計測する計測部と、
   前記インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出する検出部と、
   前記Ｔ波のピークの値の包絡線を生成する包絡線生成部と、
   前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する出力部とを備える、
   生体情報計測システム。
2. 前記計測部によって計測された前記インピーダンスは、心電由来の成分と、呼吸由来の成分とを含み、
   前記インピーダンスでは、前記心電由来の成分が、呼吸由来の成分よりも大きい、請求項１に記載の生体情報計測システム。
3. 前記電流源は、１ｎＡ以上で、１０７．６２μＡ以下の電流を供給する、請求項２に記載の生体情報計測システム。
4. 前記電流源は、３５０μＡよりも小さい電流を供給する、請求項１に記載の生体情報計測システム。
5. 前記検出部は、前記インピーダンスの時系列データのピークの値、およびピークに至った時刻から、予め設定されたベースラインに戻った時刻までの期間を用いて、前記Ｔ波のピークの値を検出する、請求項１に記載の生体情報計測システム。
6. 前記検出部は、心電に由来する成分のＲ波のピークを検出し、隣接するＲ波のピーク間に含まれる最も振幅が大きいピークをＴ波のピークとする、請求項１に記載の生体情報計測システム。
7. 前記包絡線生成部は、検出された複数の前記Ｔ波のピーク間をスプライン曲線で補間し、包絡線を生成する、請求項１に記載の生体情報計測システム。
8. 前記呼吸出力部で出力された呼吸成分の情報から、呼吸数を推定する呼吸数推定部をさらに備えた、請求項１に記載の生体情報計測システム。
9. 前記呼吸数推定部は、推定時における呼吸成分の極値を用いて最後の周期を算出し、最後の周期を用いて呼吸数を推定する、請求項８に記載の生体情報計測システム。
10. 前記呼吸数推定部は、一定時間間隔ごとに呼吸数を推定する、請求項９に記載の生体情報計測システム。
11. 前記呼吸数推定部は、呼吸成分の最後の振幅が特定の閾値以下の場合には呼吸停止と判断し、呼吸数を０と推定する、請求項９に記載の生体情報計測システム。
12. 前記呼吸出力部で出力された呼吸成分の情報から、呼吸量を推定する呼吸量推定部をさらに備えた、請求項１に記載の生体情報計測システム。
13. 前記呼吸量推定部は、一定時間間隔ごとに呼吸量を推定する、請求項１２に記載の生体情報計測システム。
14. 前記呼吸量推定部は、呼吸成分の最後の振幅の大きさに基づいて、一回あたりの呼吸量を推定する、請求項１２に記載の生体情報計測システム。
15. 前記呼吸量推定部は、推定時に、呼吸成分の最後の振幅が特定の閾値以下の場合には呼吸停止と判断し、呼吸量を０と推定する、請求項１２に記載の生体情報計測システム。
16. 前記検出部によって検出された心電成分の特定のピークの値が所定閾値より小さい場合に、前記特定のピークの値を校正する校正部をさらに備える、請求項１に記載の生体情報計測システム。
17. 前記校正部は、前の時刻における特定のピークの群から、呼吸成分における最後の周期を求め、所定閾値より小さい特定のピークにおける時刻から前記最後の周期を引いた時刻に最も近い特定のピークの値を、校正値として、所定閾値より小さい特定のピークの値に入力する、請求項１６に記載の生体情報計測システム。
18. 電流源から供給された電流を用いて、ユーザの胸部に設けられた複数の電極間の電位差から計測されたインピーダンスの時系列データを受け取り、前記時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出する検出部と、
    前記Ｔ波のピークの値の包絡線を生成する包絡線生成部と、
    前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力する出力部と
    を備えた、生体情報演算装置。
19. ユーザの胸部に設けられた複数の電極に電流を供給するステップと、
    前記複数の電極間の電位差からインピーダンスを計測するステップと、
    前記インピーダンスの時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出するステップと、
    前記特定のピークの値の包絡線を生成するステップと、
    前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力するステップと
    を包含する、生体情報計測方法。
20. 生体情報計測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対し、
    電流源から供給された電流を用いて、ユーザの胸部に設けられた複数の電極間の電位差から計測されたインピーダンスの時系列データを受け取るステップと、
    前記時系列データから、心電に由来する成分のＴ波のピークの値を検出するステップと、
    前記Ｔ波のピークの値の包絡線を生成するステップと、
    前記包絡線の情報を、前記ユーザの呼吸成分に関する生体情報として出力するステップと
    を実行させる、コンピュータプログラム。

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