JP2012205784A - 生体信号測定装置、生体信号測定用ベッド、及び、生体信号測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】３つの電極を用いて、心電信号及び呼吸情報を、いずれも十分な精度で、同時に測定する手段を提供すること。
【解決手段】第１乃至第３の電極１１乃至１３と、第１乃至第３の電極１１乃至１３各々とコンデンサ２０乃至２２（又は抵抗）を介して繋がったグランド１６と、第１の電極１１からの信号及び第３の電極１３からの信号各々が、バッファ１７及び１９を介して入力されるとともに、グランド１６が回路のグランドとして接続される第１の分離回路１４と、第２の電極１２からの信号及び第３の電極１３からの信号各々が、バッファ１８及び１９を介して入力されるとともに、グランド１６が回路のグランドとして接続される第２の分離回路１５とを有し、第１及び第２の分離回路１４及び１５は、入力された信号を、呼吸成分と心電図成分に分離する分離フィルタを有する生体信号測定装置。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体信号測定装置、生体信号測定用ベッド、及び、生体信号測定方法に関する。

心電信号や呼吸情報などの生体情報を測定することで、疾病の早期発見や予防、健康の維持・管理、治療効果の評価や確認などが行われている。

家庭内で生体情報をモニタリングするための市販の装置としては、粘着性の電極を皮膚に接着し、心拍と呼吸性変動をモニタリングするものがある。しかしながら粘着性の電極を用いた場合、長期モニタリングにおける皮膚への負担が大きく、かぶれや炎症などを引き起こすほか、電極交換時に皮膚が剥離する恐れがある。

そこで、本発明者らは、容量性結合の原理を応用し、市販の布を介して四肢から心電図を計測する手段を発明し、２００４年に発表した（非特許文献１）。

また、本発明者らは、ベッドシーツの下の適切な位置（肩胛骨裏側付近）に導電性布の電極を設置し、仰臥位の成人被験者から第ＩＩ誘導と類似した心電図波形を計測する手段を発明し、２００７年４月に発表した（非特許文献２）。

また、本発明者らは、（１）パジャマとシーツを介して心電図波形を計測する手段、（２）帯状布電極を使用することで、仰臥位だけでなく側臥位でも計測可能とする手段、及び、（３）フィルタの通過帯域を５−４０Ｈｚに狭めることで、体動の少ない睡眠状態では１００％に近いＲ波検出率を期待できる手段を発明し、２００７年１０月に発表した（非特許文献３）。

さらに、本発明者らは、布製電極を設置したマットレスに市販の肌着を着た乳児を寝かせた状態で、狭帯域心電図と呼吸情報を同時に計測する手段を発明し、２００９年２月に発表した（非特許文献４）。

植野彰規、外３名、「布を介した電極からの容量性結合に基づく心電図導出」、電気学会論文誌Ｃ、２００４年９月、第１２４巻、第９号、ｐ．１６６４−１６７１ 植野彰規、外５名、「Capacitive sensing of electrocardiographic potential through cloth from the dorsal surface of the body in a supine position-A preliminary study」、IEEE Transaction on Biomedical Engineering、２００７年４月、第５４巻、第４号、ｐ．７５９−７６６ 植野彰規、外２名、「ホームヘルスケアのための寝具組込型非接触心電図モニタの基礎的検討」、電気学会論文誌Ｃ、２００７年１０月、第１２７巻、第１０号、ｐ．１７９２−１７９９ 山芳寛、植野彰規、「容量型シートセンサを用いた乳児の狭帯域心電図および呼吸情報の簡易的無拘束計測」、生体医工学、２００９年２月、第４７巻、第１号、ｐ．４２−５０

非特許文献４に記載の技術では、３つの電極を用意し、布を介して１つの電極を被験者の臀部に接触させ、当該電極をグランドとし、同様に布を介して残り２つの電極を被験者の胸背部及び腹背部各々に接触させて差動用電極として用い、分離フィルタにより心電信号と呼吸情報を各１種類ずつ同時に計測する。

しかし、非特許文献４に記載の技術の場合、心電信号と呼吸情報を同時に測定することはできるが、測定精度の面で改良の余地があった。すなわち、同時に測定した生体信号（心電信号と呼吸情報）の内、一方の測定精度が不十分になる場合があった。

そこで、本発明では、３つの電極を用いて、心電信号及び呼吸情報を、いずれも十分な精度で、同時に測定する手段を提供することを課題とする。

本発明によれば、第１乃至第３の電極と、前記第１乃至第３の電極各々とコンデンサ又は抵抗を介して繋がったグランドと、前記第１の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第１の分離回路と、前記第２の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第２の分離回路と、を有し、前記第１及び第２の分離回路は、入力された信号を、呼吸成分と心電図成分に分離する分離フィルタを有する生体信号測定装置が提供される。

また、本発明によれば、第１乃至第３の電極と、前記第１乃至第３の電極各々とコンデンサ又は抵抗を介して繋がったグランドと、前記第１の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第１の分離回路と、前記第２の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第２の分離回路と、を有し、前記第１及び第２の分離回路は、入力された信号を、第１の周波数帯と第２の周波数帯に分離する分離フィルタを有する生体信号測定装置が提供される。

また、本発明によれば、上記生体信号測定装置いずれかを備える生体信号測定用ベッドが提供される。

また、本発明によれば、上記生体信号測定用ベッドを利用した生体信号測定方法であって、前記マットレスにシーツを被せ、前記第１乃至第３の電極を前記シーツで覆った状態で、その上に被験者が横になり、生体信号を測定する生体信号測定方法が提供される。

本発明によれば、３つの電極を用いて、心電信号及び呼吸情報を、いずれも十分な精度で、同時に測定することが可能となる。

本実施形態の生体信号測定用ベッドのブロック図の一例である。 本実施形態の第１乃至第３の電極及びマットレスの平面概略図の一例である。 本実施形態の第１及び第２の分離回路の構成の一例を示す図である。 本実施形態の差分分離フィルタのブロック図の一例である。 本実施形態の生体信号測定装置が利用する容量性結合のモデル図と等価回路である。 本実施形態の生体信号測定装置が呼吸成分を計測する原理を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。 本実施形態の作用効果を説明するための図である。

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、すべての図面において、同様な構成要素には同様の符号を付し、適宜説明を省略する。

図１に、本実施形態の生体信号測定装置を有する生体信号測定用ベッドのブロック図の一例を示す。

本実施形態の生体信号測定装置は、第１の電極１１、第２の電極１２、第３の電極１３、バッファ１７乃至１９、コンデンサ２０乃至２２、グランド１６、第１の分離回路１４及び第２の分離回路１５を有する。そして、第１の電極１１、第２の電極１２及び第３の電極１３が、マットレス２４の上に位置する。

第１乃至第３の電極１１乃至１３は、心電図の測定等に用いられるあらゆる電極を適用することができ、例えば布製の電極とすることができる。

第１の電極１１は、絶縁物、例えば布を介して、被験者（人体）の胸背部と接触する。第２の電極１２は、絶縁物、例えば布を介して、被験者（人体）の腹背部と接触する。第３の電極１３は、絶縁物、例えば布を介して、被験者（人体）の臀部と接触する。

例えば、第１乃至第３の電極１１乃至１３は、図１に示すようにマットレス２４の上に露出するように配置される。そして、マットレス２４に被せられたベッドシーツ（図示せず）により、第１乃至第３の電極１１乃至１３は、ベッドシーツに覆われた状態となる。当該状態のマットレス２４の上に被験者が横になることで、第１乃至第３の電極１１乃至１３は、ベッドシーツ（絶縁物）を介して被験者（人体）と接触することとなる。なお、第１乃至第３の電極１１乃至１３は、ベッドシーツに加えて（又は代えて）、被験者が着ている着衣（絶縁物）を介して、被験者（人体）と接触してもよい。ベッドシーツは市販のものを使用することができる。また、着衣も市販のものを使用できるが、薄手の着衣であるのが好ましい。第１乃至第３の電極１１乃至１３は、マットレス２４に埋め込まれていてもよいし、マットレス２４から取り外し可能に構成されていてもよい。後者の場合、マットレス２４上における第１乃至第３の電極１１乃至１３の配置位置を調整することができる。

ここで、図２に、第１乃至第３の電極１１乃至１３及びマットレス２４の平面概略図の一例を示す。

第１乃至第３の電極１１乃至１３は、被験者がマットレス２４の上に横になった状態に合わせて、所定の位置に配置される。具体的には、第１の電極１１は、マットレス２４の上に横になった被験者の胸背部付近、第２の電極１２は腹背部付近、第３の電極１３は臀部付近に配置される。図示する「Ｈｅａｄ」及び「Ｂｒｅｅｃｈ」は、横になった被験者の頭の位置及び臀部の位置を示している。なお、被験者の体格に応じて胸部、腹部及び臀部の位置は変わるので、第１乃至第３の電極１１乃至１３はマットレス２４から取り外し可能に構成されていると有益である。かかる場合、被験者の体格に応じて、第１乃至第３の電極１１乃至１３の配置位置を適切な位置に変更できる。

第１及び第２の電極１１及び１２は、例えば図示するような帯状であってもよい。そして、このような形状の第１及び第２の電極１１及び１２は、横になった状態の被験者の頭と足先を結ぶ直線と垂直に伸びるように配置されてもよい。このように構成すれば、被験者が寝返りをうっても、被験者と、第１及び第２の電極１１及び１２との接触状態を維持させることができる。なお、第１及び第２の電極１１及び１２は図示するような直線状に限定されず、波線状、ジグザグ線状等その他の形状であってもよい。

第３の電極１３の形状は、上述した第１及び第２の電極１１及び１２と同じものにすることも可能であるが、図示するように、２本の直線状の電極が連結してＶ字形状を形成したものであってもよい。そして、Ｖ字形状の上記連結部分を被験者の臀部付近に配置し、連結部分から伸びる電極が被験者の足方向に伸びるように配置してもよい。このようにすれば被験者の手が、第３の電極１３に触れる不都合を抑制することができる。なお、連結部分の角度は例えば９０度とすることができる。また、連結部分から伸びる電極は、図示するような直線状に限定されず、波線状、ジグザグ線状等その他の形状であってもよい。

図１に戻り、バッファ１７乃至１９は、インピーダンスを変換する機能を有し、例えば、１０００ＧΩ程度の入力抵抗のＩＣを適用することができる。バッファ１７乃至１９各々には、第１乃至第３の電極１１乃至１３各々から信号が入力される。

グランド１６は、第１乃至第３の電極１１乃至１３各々と、コンデンサ２０乃至２２各々を介して繋がっている。例えば、図示するように第１乃至第３の電極１１乃至１３をコンデンサ２０乃至２２各々経由で結合し、当該結合点を仮想的なグランド１６とすることができる。なお、図示する例では、グランド１６は、コンデンサ２０乃至２２に加えてバッファ１７乃至１９をも経由して第１乃至第３の電極１１乃至１３と繋がっているが、バッファ１７乃至１９を経由しない構成とすることもできる。すなわち、図示する２３の破線で囲まれた構成要素（コンデンサ２０乃至２３、及び、グランド１６）を、第１乃至第３の電極１１乃至１３と、バッファ１７乃至１９との間に位置させることもできる。なお、２３の破線で囲まれた構成要素を図示する位置に配置する場合、コンデンサ２０乃至２２に代えて、抵抗を適用することも可能である。

第１の分離回路１４には、第１の電極１１からの信号及び第３の電極１３からの信号各々が、バッファ１７及び１９各々を介して入力される。第２の分離回路１５には、第２の電極１２からの信号及び第３の電極１３からの信号各々が、バッファ１８及び１９各々を介して入力される。また、図示しないが、第１の分離回路１４及び第２の分離回路１５には、グランド１６の信号が入力される。

第１及び第２の分離回路１４及び１５は、回路のグランドとして接続されたグランド１６から混入する雑音を利用して、第１乃至第３の電極１１乃至１３各々から入力された信号から商用電源雑音（同相雑音）を除去する。当該処理は、従来技術に準じて実現できる。

また、第１及び第２の分離回路１４及び１５は、第１乃至第３の電極１１乃至１３から入力された信号を、呼吸成分と心電図成分に分離する分離フィルタを有する。分離フィルタは、例えば、入力された信号を、第１の周波数帯と第２の周波数帯に分離する。心電図成分（Ｒ波）の帯域は、１０Ｈｚ以上１００Ｈｚ以下程度、呼吸成分の帯域は０．１Ｈｚ以上１Ｈｚ以下程度である。そこで、当該分離フィルタでは、１Ｈｚ以上１０Ｈｚ以下の間の所定値を境目とし、当該所定位置以上の帯域を第１の周波数帯（心電図成分）、当該所定値未満の帯域を第２の周波数帯（呼吸成分）として分離する。当該所定値は、例えば１Ｈｚとすることができる。

ここで、図３を用いて、第１及び第２の分離回路１４及び１５の構成の一例を説明する。図示するブロック図は、第１及び第３の電極１１及び１３と、グランド１６と、バッファ１７及び１９と、第１分離回路１４とを示している。第１分離回路１４は、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」、「Inst.Amp.（計装増幅器）」、「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」、「Inv.Amp.（反転増幅器）」、「L.P.F.（ロ−パスフィルタ）」、及び、「Notch Filter（ノッチフィルタ）」を有する。なお、図示するブロック図において、第１の電極１１を第２の電極１２とみなし、バッファ１７をバッファ１８とみなし、第１分離回路１４を第２分離回路１５とみなすこともできる。

図３に示すように、第１及び第３の電極１１及び１３各々から、バッファ１７及び１９各々に信号が入力される。以下、第１の電極１１から入力された信号を「第１の電極１１の信号」、第３の電極１３から入力された信号を「第３の電極１３の信号」という。バッファ１７及び１９は、例えば１０００ＧΩ程度の入力抵抗のオペアンプＩＣである。そして、バッファ１７及び１９から、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」に信号が入力される。また、グランド１６から、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」に商用電源雑音などの同相雑音が混入する。

「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」には、バッファ１７及び１９から信号が入力され、グランド１６から同相雑音が混入する。そして、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」は、第１の電極１１の信号及び第３の電極１３の信号から商用電源雑音（同相雑音）を除去すると共に、第１の電極１１の信号及び第３の電極１３の信号の差動成分を、例えば１Ｈｚ以上の第１の周波数帯（心電図成分）と、１Ｈｚ未満の第２の周波数帯（呼吸成分）に分離する。図４に、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」のブロック図の一例を示す。当該図に示すように、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」によれば、１つの入力から、「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」と「L.P.F.（ローパスフィルタ」）」の２つの伝達関数の出力が得られることが分かる。

図３に戻り、１つの「Inst.Amp.（計装増幅器）」には、第１の電極１１の信号及び第３の電極１３の信号の差動成分から取り出された心電図成分の信号が、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」から入力される。他の「Inst.Amp.（計装増幅器）」には、第１の電極１１の信号及び第３の電極１３の信号の差動成分から取り出された呼吸成分の信号が、「Differential Separation Filter（差動分離フィルタ）」から入力される。「Inst.Amp.（計装増幅器）」は、入力された第１の電極１１の信号及び第３の電極１３の信号の差分を増幅する。

「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」には、「Inst.Amp.（計装増幅器）」から差分増幅後の信号が入力される。そして、呼吸成分の信号を入力された「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」は、入力された信号から、例えば０．１Ｈｚ未満の周波数帯を取り除く。一方、心電図成分の信号を入力された「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」は、入力された信号から、例えば１０Ｈｚ未満の周波数帯を取り除く。

「Notch Filter（ノッチフィルタ）」には、「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」から１０Ｈｚ未満の周波数帯を取り除いた心電図成分の信号が入力される。そして、「Notch Filter（ノッチフィルタ）」は、測定を行っている地域に応じて、入力された信号から所定の成分を取り除く。例えば測定を行っている地域が関東エリアの場合、「Notch Filter（ノッチフィルタ）」は、入力された信号から、５０Ｈｚ近傍の周波数帯を取り除く。

「L.P.F.（ローパスフィルタ）」には、「Notch Filter（ノッチフィルタ）」から、５０Ｈｚ近傍の周波数帯を取り除いた心電図成分の信号が入力される。そして、「L.P.F.（ローパスフィルタ）」は、入力された信号から、例えば４０Ｈｚ以上の周波数帯を取り除く。

１つの「Inv.Amp.（反転増幅器）」には、「H.P.F.（ハイパスフィルタ）」から呼吸成分の信号が入力される。他の「Inv.Amp.（反転増幅器）」には、「L.P.F.（ローパスフィルタ）」から心電図成分の信号が入力される。そして、Inv.Amp.（反転増幅器）は入力された信号を増幅する。増幅度は、例えば１０００倍としてもよい。

なお、図３に示す第１及び第２の分離回路１４及び１５の構成はあくまで一例であり、その他の構成とすることもできる。

次に、本実施形態の作用効果について説明する。

（１）まず、本実施形態の生体信号測定装置の測定原理について簡単に説明する。

図５に、本実施形態の生体信号測定装置が利用する容量性結合のモデル図と等価回路を示す。図示するように、本実施形態の場合、第１乃至第３の電極１１乃至１３（図中、「Fabric electrode」）は、衣服等の絶縁物（図中、「clothes」）を介して、人体（図中、「Skin」）と接触する。当該構成の場合、人体（導体）−衣服等（絶縁物）−第１乃至第３の電極１１乃至１３（導体）の結合により、コンデンサが形成される。以下、人体（導体）−衣服（絶縁物）−第１乃至第３の電極１１乃至１３（導体）がこのように結合した部分を「結合部」とよぶ。本実施形態では、結合部の静電容量を通じて、交流生体信号の導出を行っている。

次に、図６を用いて、呼吸成分の計測の原理を説明する。本実施形態の場合、呼吸に伴う被験者の胸部及び腹部等の動きにより、結合部の圧が変化する。そして、結合部の圧の変化に伴い衣服等（絶縁物）の厚みが変わると、結合部の容量値が変化する。すなわち、呼吸性変動が基線変動として出力電圧に重畳する。

なお、これらの詳細は、非特許文献１乃至４に記載されている。

（２）次に、図７に、本実施形態の生体信号測定用ベッドと市販の装置を同時に用いて、心電図成分の信号と呼吸成分の信号を同時に測定したデータを示す。

図中「（ｂ）心電：胸部（試作装置）」として示すデータが、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第１の電極（胸部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した心電図成分の信号であり、「（ｅ）呼吸：胸部（試作装置）」として示すデータが、第１の電極（胸部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した呼吸成分の信号である。

また、図中「（ｃ）心電：腹部（試作装置）」として示すデータが、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第２の電極（腹部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した心電図成分の信号であり、「（ｆ）呼吸：腹部（試作装置）」として示すデータが、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第２の電極（腹部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した呼吸成分の信号である。

また、図中「（ａ）心電：市販装置」として示すデータが、市販の心電計で測定した心電図成分の信号であり、「（ｄ）呼吸：市販装置」として示すデータが、市販の呼吸トランスデューサを用いて測定した呼吸成分の信号である。

図示するように、「（ｂ）心電：胸部（試作装置）」として示すデータが、「（ａ）心電：市販装置」として示すデータとほぼ同期していることが分かる。なお、「（ｃ）心電：腹部（試作装置）」の測定精度は、「（ｂ）心電：胸部（試作装置）」の測定精度に比べて劣ることが分かる。

また、「（ｆ）呼吸：腹部（試作装置）」として示すデータの波形が、「（ｄ）呼吸：市販装置」として示すデータの波形とよく類似していることが分かる。なお、「（ｅ）呼吸：胸部（試作装置）」として示すデータの波形は、「（ｄ）呼吸：市販装置」として示すデータの波形と比較的類似しているが、「（ｆ）呼吸：腹部（試作装置）」の測定精度に比べて劣ることが分かる。

以上の結果から、本実施形態の測定原理を利用して心電図成分及び呼吸成分の信号を十分な測定精度で測定するためには、心電図成分の測定及び呼吸成分の測定各々、用いる電極の好ましい組み合わせがあることが分かる。すなわち、心電図成分の測定には、第１の電極（胸部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）の組み合わせが好ましい。一方、呼吸成分の測定には、第２の電極（腹部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）の組み合わせが好ましい。

しかし、非特許文献４に記載の技術の場合、本実施形態と同様に３つの電極を用いているものの、１つの電極をグランドとし、残り２つの電極のみを差動用電極として用いているため、上述のような心電図成分の測定に好ましい作動用電極の組み合わせ、及び、呼吸成分の測定に好ましい差動用電極の組み合わせを同時に実現することができなかった。

これに対し、本実施形態では、３つの電極を結合して結合点をグランドとし、３つの電極すべてを差動用電極として用いることができるので、上述のような心電図成分の測定に好ましい電極の組み合わせ、及び、呼吸成分の測定に好ましい差動用電極の組み合わせを同時に実現することができる。結果、３つの電極を用いて、心電図成分の信号及び呼吸成分の信号、いずれも十分な精度で、同時に測定することが可能となる。

（３）また、本実施形態によれば、呼吸成分の信号として、胸部付近に配置した電極を用いて測定した信号（胸部の呼吸運動を反映した信号）と、腹部付近に配置した電極を用いて測定した信号（腹部の呼吸運動を反映した信号）を同時に測定することができる。このため、これらの信号を利用して、様々な分析を行うことが可能となる。以下、分析の一例を示す。

近年、睡眠時無呼吸症候群の弊害がよく知られている。睡眠時無呼吸症候群には、いわゆる閉塞型、中枢型、閉塞型と中枢型が混合して現れる混合型が含まれる。本実施形態によれば、睡眠時無呼吸症候群のタイプがこれらのどれに属するのかを推定することが可能となる。以下、説明する。

閉塞型は、喉が詰まることで無呼吸状態が生じるタイプであり、当該タイプは、呼吸停止時に、腹が膨らむと胸が凹み、胸が膨らむと腹が凹むという特徴がある。

図１３は通常腹式呼吸時の呼吸波形であり、図１４は、閉塞型無呼吸を模擬した実験における呼吸波形である。図１３及び１４いずれも、上段が胸部の呼吸運動を反映した信号であり、下段が腹部の呼吸運動を反映した信号である。図１３によれば、通常腹式呼吸時は、胸部の呼吸運動を反映した信号、および、腹部の呼吸運動を反映した信号が同位相になっていることが分かる。これに対し、図１４によれば、閉塞型無呼吸時は、胸部の呼吸運動を反映した信号、および、腹部の呼吸運動を反映した信号が逆相に近くなっていることが分かる。つまり、閉塞型無呼吸時は、通常腹式呼吸時と比べ、位相が変化している。この位相変化は、閉塞型無呼吸時に特有のものであり、中枢型無呼吸時においても現れない特徴である（以下で説明する）。

次に、中枢型は、脳が呼吸を止める命令を出すことで無呼吸状態が生じるタイプである。中枢型無呼吸時と、閉塞型無呼吸時及び通常腹式呼吸時との相違点は、閉塞型無呼吸時及び通常腹式呼吸時は呼吸しようとする動作（呼吸運動）が行われるのに対し、中枢型無呼吸時は呼吸しようとする動作（呼吸運動）が行われない点である。このため、中枢型無呼吸時の胸部及び腹部の呼吸運動を反映した信号には、閉塞型無呼吸時に現れるような上記位相変化（逆相に近くなる変化）は現れない。また、閉塞型無呼吸時及び通常腹式呼吸時は、胸部及び腹部の呼吸運動を反映した信号に、呼吸運動に起因した波形変化が現れるが、中枢型無呼吸時は、胸部及び腹部の呼吸運動を反映した信号に、呼吸運動に起因した波形変化が現れないという相違点も現れる。

図８は中枢型無呼吸時を模擬した実験における呼吸波形である。図８に示すデータは、本実施形態の生体信号測定用ベッドと市販の呼吸トランスデューサを同時に用い、呼吸成分の信号を同時に測定したデータである。

図中「胸部信号（試作装置）」として示すデータが、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第１の電極（胸部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した呼吸成分の信号であり、「腹部信号（試作装置）」として示すデータが、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第２の電極（腹部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した呼吸成分の信号である。また、図中「市販呼吸流量トランスデューサ」として示すデータが、市販の呼吸トランスデューサを用いて測定した呼吸成分の信号である。

図８のデータの場合、市販の呼吸トランスデューサを用いて特定された呼吸停止状態（点線部）においては、胸部信号（試作装置）及び腹部信号（試作装置）いずれにおいても、呼吸動作に起因した波形変化が現れていない。すなわち、当該呼吸停止状態（点線部）は、中枢型であることが分かる。

混合型は、閉塞型と中枢型が混合して現れるタイプである。すなわち、胸部の呼吸運動を反映した信号、及び、腹部の呼吸運動を反映した信号には、互いの信号が逆相に近くなる位相変化（閉塞型）、及び、当該位相変化が現れない呼吸停止状態を示す波形、例えば、胸部及び腹部の呼吸運動を反映した信号いずれにおいても呼吸運動に起因した波形変化が現れない状態（中枢型）が混合して現れる。

以上より、胸部の呼吸運動を反映した信号と、腹部の呼吸運動を反映した信号を同時に測定することができる本実施形態によれば、これらのデータを解析し、上述した閉塞型、中枢型及び混合型各々に特有の変化を検出することで、睡眠時無呼吸症候群のタイプを推定することが可能となる。

（４）ここで、図９に、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第１の電極（胸部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した呼吸成分の信号から算出した分時呼吸数と、市販の呼吸トランスデューサを用いて同時に測定した呼吸成分の信号から算出した分時呼吸数との相関関係を示す。（ａ）は仰臥位の被験者から測定した結果であり、相関関数は０．８２１である。（ｂ）は側臥位の被験者から測定した結果であり、相関関数は０．９１０である。（ｃ）は腹臥位の被験者から測定した結果であり、相関関数は０．９９４である。いずれも十分な測定精度を示しているが、特に、腹臥位の被験者から測定した場合に、最もよい測定精度が得られることが分かる。

次に、図１０に、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用い、第２の電極（腹部付近に配置）及び第３の電極（臀部付近に配置）を用いて検出した呼吸成分の信号から算出した分時呼吸数と、市販の呼吸トランスデューサを用いて同時に測定した呼吸成分の信号から算出した分時呼吸数との相関関係を示す。（ａ）は仰臥位の被験者から測定した結果であり、相関関数は０．９９１である。（ｂ）は側臥位の被験者から測定した結果であり、相関関数は０．３１８である。（ｃ）は腹臥位の被験者から測定した結果であり相関関数は−０．０５７である。仰臥位の被験者から測定した場合、十分な測定精度を示しているが、側臥位及び腹臥位の被験者から測定した場合の測定精度は不十分であった。

（５）次に、図１１に、睡眠状態の被験者から、本実施形態の生体信号測定用ベッドと市販の装置を同時に用い、心電図成分の信号と呼吸成分の信号を同時に測定したデータを示す。

データの示し方は図７と同様であるが、さらに、市販の装置を用いて同時に測定した脈波の信号を「（ｇ）脈波：市販装置」として示している。当該データより、睡眠状態の被験者から測定した場合であっても、図７を用いて説明した結果と同様の結果が得られることが分かる。

次に、図１２に、睡眠状態の被験者から、本実施形態の生体信号測定用ベッドを用いて測定した場合のＲ波の検出率の経時変化を示す。図に示すように、Ｒ波検出率は平均９９．４％であり、高い確率で心電を計測できることが分かる。

（６）睡眠時無呼吸症候群罹患者は、日本国内に３００万人程いると推計されているが、検査施設や機会が限られているため通院して治療を受けている患者数は６万人程度（約２％）といわれている。当該症状をそのまま放置すると、日常生活に支障をきたして交通事故の発症率が高くなるほか、高血圧や心臓血管疾患病の発症率が上昇する。本実施形態の生体信号測定用ベッド及び生体信号測定装置によれば、家庭内等で簡易に睡眠時無呼吸症候群罹患者のスクリーニングを行うことが可能となる。そして、病気の早期発見や、医療費削減などの優れた効果を実現することができる。

以上、本実施形態の生体信号測定用ベッド及び生体信号測定装置について説明したが、上記説明によれば、本実施形態の生体信号測定用ベッドを利用した生体信号測定方法であって、本実施形態のマットレス２４にシーツを被せ、第１乃至第３の電極１１乃至１３を当該シーツで覆った状態で、その上に被験者が横になり、生体信号を測定する生体信号測定方法の説明もなされている。

また、本実施形態は以下のような変形例とすることもできる。

すなわち、上記例では、マットレス２４の上に第１乃至第３の電極１１乃至１３が位置したが、敷布団などその他の物の上に第１乃至第３の電極１１乃至１３を位置させることも可能である。

また、上記例では、（１）マットレス２４の上に露出するように第１乃至第３の電極１１乃至１３を配置し、（２）当該第１乃至第３の電極１１乃至１３をシーツ（絶縁物）で覆い、（３）当該シーツの上に被験者が横になることで、図５を用いて説明した「結合部」を実現したが、その他の例とすることもできる。例えば、マットレス２４の外側表面を構成する絶縁性被覆（例：布地、ビニル素材等）の裏地に第１乃至第３の電極１１乃至１３を取り付け（例：貼付）てもよい。かかる場合、被験者がマットレス２４の当該絶縁性被覆の上に直接横になることで、「結合部」を実現することができ、測定が可能となる。なお、絶縁性被覆は、結合部の絶縁物として機能できる薄さにする必要がある。

また、上記例では、マットレス２４の上に第１乃至第３の電極１１乃至１３を配置し、その上に被験者が横になって測定する例を説明したが、第１乃至第３の電極１１乃至１３をマットレス２４の上に配置するのでなく、被験者の胸部（または胸背部）、腹部（または腹背部）及び臀部に直接、衣服を介して装着することも可能である。

また、上記例では、容量性結合の原理を応用し、第１乃至第３の電極１１乃至１３と、被験者の皮膚との間に絶縁物を介して測定する例を説明したが、被験者の皮膚に第１乃至第３の電極１１乃至１３を直接貼付して測定する例においても、同様の作用効果を実現できる。

１１ 第１の電極
１２ 第２の電極
１３ 第３の電極
１４ 第１の分離回路
１５ 第２の分離回路
１６ グランド
１７ バッファ
１８ バッファ
１９ バッファ
２０ コンデンサ
２１ コンデンサ
２２ コンデンサ
２３ コンデンサ及びグランド
２４ マットレス

Claims (12)

1. 第１乃至第３の電極と、
   前記第１乃至第３の電極各々とコンデンサ又は抵抗を介して繋がったグランドと、
   前記第１の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第１の分離回路と、
   前記第２の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第２の分離回路と、
   を有し、
   前記第１及び第２の分離回路は、入力された信号を、呼吸成分と心電図成分に分離する分離フィルタを有する生体信号測定装置。
2. 第１乃至第３の電極と、
   前記第１乃至第３の電極各々とコンデンサ又は抵抗を介して繋がったグランドと、
   前記第１の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第１の分離回路と、
   前記第２の電極からの信号及び前記第３の電極からの信号各々が、バッファを介して入力されるとともに、前記グランドが回路のグランドとして接続される第２の分離回路と、
   を有し、
   前記第１及び第２の分離回路は、入力された信号を、第１の周波数帯と第２の周波数帯に分離する分離フィルタを有する生体信号測定装置。
3. 請求項２に記載の生体信号測定装置において、
   前記第１の周波数帯は１Ｈｚ以上１０Ｈｚ以下の間の所定値以上の周波数帯であり、前記第２の周波数帯は前記所定値未満の周波数帯である生体信号測定装置。
4. 請求項１から３のいずれか１項に記載の生体信号測定装置において、
   前記第１の電極は胸部の信号を検知し、前記第２の電極は腹部の信号を検知し、前記第３の電極は臀部の信号を検知する生体信号測定装置。
5. 請求項１から４のいずれか１項に記載の生体信号測定装置において、
   生体信号測定時、前記第１乃至第３の電極は絶縁物を介して人体と接触する生体信号測定装置。
6. 請求項１から５のいずれか１項に記載の生体信号測定装置を備える生体信号測定用ベッド。
7. 請求項６に記載の生体信号測定用ベッドにおいて、
   前記第１乃至第３の電極が備えられたマットレスを有する生体信号測定用ベッド。
8. 請求項７に記載の生体信号測定用ベッドにおいて、
   前記第１の電極、前記第２の電極、及び、前記第３の電極はこの順に配置されている生体信号測定用ベッド。
9. 請求項７または８に記載の制定信号測定用ベッドにおいて、
   前記第１乃至第３の電極は、マットレスの表面において露出している生体信号測定用ベッド。
10. 請求項７または８に記載の制定信号測定用ベッドにおいて、
    前記第１乃至第３の電極は、マットレスの外側表面を構成する絶縁性被覆の裏地に取り付けられている生体信号測定用ベッド。
11. 請求項９に記載の生体信号測定用ベッドを利用した生体信号測定方法であって、
    前記マットレスにシーツを被せ、前記第１乃至第３の電極を前記シーツで覆った状態で、その上に被験者が横になり、生体信号を測定する生体信号測定方法。
12. 請求項１０に記載の生体信号測定用ベッドを利用した生体信号測定方法であって、
    被験者が前記マットレスの前記絶縁性被覆の上に直接横になり、生体信号を測定する生体信号測定方法。

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