JP2021530276A - ウエアラブルデバイスを利用する心電図測定方法及びシステム - Google Patents

Abstract

ウエアラブルデバイスを利用する心電図測定システムにおいて、前記心電図測定システムは、光電式容積脈波計、前記ウエアラブルデバイスに設置された心電計または前記ウエアラブルデバイスと分離して携帯可能な心電計を含み、前記光電式容積脈波計はＬＥＤとフォトダイオードを含む光電式容積脈波測定回路と、前記光電式容積脈波測定回路の出力端子と連結されてアナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器と、データを送受信する無線通信手段と、光電式容積脈波測定を行うマイクロコントローラとを含み、前記マイクロコントローラは前記測定された光電式容積脈波を分析して複数の光電容積パラメーターを抽出し、前記抽出された複数の光電式容積脈波パラメーターを利用して警報発生を判別し、前記判別結果によって警報を発生し、前記心電計は、３つの乾式心電図測定電極と、前記３つの心電図電極の中で２つの心電図電極に誘導された２つの心電図信号を増幅する２つの増幅器とを含むことを特徴とする。

Description

本発明はウエアラブルデバイスを利用する心電図測定方法及びシステムに関し、より詳しくは、一つの光電式容積脈波計で心拍数（Ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ：ＨＲ）と心拍変動（Ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ ｖａｒｉａｂｉｌｉｔｙ：ＨＲＶ）及び呼吸数（Ｂｒｅａｔｈｉｎｇ Ｒａｔｅ：ＢＲ）を持続的に分析して不整脈症状が発見された時、使用者に警報を発生して使用者が３つの心電図電極と前記３つの心電図電極の中で２つの心電図電極に連結された２つの増幅器を含む心電計を用いて心電図を測定する方法及びシステムに関する。

心電計（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ：ＥＣＧ）は患者の心臓状態を便利に診断することができる有用な装置である。心電計は使用目的によって多様な種類に分類することができる。できるだけ多くの情報を得るための病院用心電計としては、１０個の湿式電極（ｗｅｔ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）を用いる１２チャンネル心電計が標準として利用される。病院用心電計は使用者が病院に訪問してこそ利用することができる。患者監視装置（Ｐａｔｉｅｎｔ Ｍｏｎｉｔｏｒ）の心電図測定部は少ない数の湿式電極を患者の体に付着した状態で患者の心臓状態を継続的に測定するために用いられる。患者監視装置は光電式容積脈波計（Ｐｈｏｔｏｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒａｐｈ：ＰＰＧ）を含み、通常光電式容積脈波計または心電図測定部がアラームを発生させる機能を含む。使用者が自ら移動しながら用いることができるホルター（Ｈｏｌｔｅｒ）ＥＣＧとイベントレコーダー（Ｅｖｅｎｔ ｒｅｃｏｒｄｅｒ）は次のような必須的な特徴を有する。これらの特徴は小型で、バッテリーを用い、測定されたデータを貯蔵する貯蔵装置と、データを転送することができる通信装置を備えることを含む。ホルターＥＣＧは主に４〜７個の湿式電極とこれらの電極に連結されたケーブルを用い、多チャンネル心電図（ｍｕｌｔｉ−ｃｈａｎｎｅｌ ＥＣＧ）を提供する。しかしながら、ホルターＥＣＧはケーブルに連結された湿式電極を体に付着するため、使用者が不便を感じるという欠点がある。最近開示されたパッチ型などの心電計も複数の電極を体に継続的に付着しなければならない形態である。

一方、イベントレコーダーは使用者が携行しており、途中に心臓に異常を感じる時即席で自らＥＣＧを測定することができるようにする。そのため、イベントレコーダーは小型で、主に電極を連結するためのケーブルを具備せず、イベントレコーダーの表面に複数の乾式電極（ｄｒｙ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）を備える。従来の技術によるイベントレコーダーは主に両手を２つの電極にそれぞれ接触して１つのＥＣＧ信号を測定する１チャンネルつまり１リード（Ｌｅａｄ）心電計であった。

本発明が追い求める即ち要求する心電図測定システムは、個人が使いやすいとともに、正確で豊かな心電図測定値を提供する必要があり、携帯しやすいように小型である必要がある。個人が使いやすくするために要求される装置は、スマートフォンなどで無線通信を通じてデータを送信することが必要である。このために要求される装置はバッテリーで動作されなければならない。

正確で豊かな心電図測定装置を提供するために、本発明では２つの肢リード（ｌｉｍｂ ｌｅａｄｓ）を同時に直接測定する。後述するように、本発明では同時に測定した２つの肢リード測定値から４つのリードを計算して提供することができる。通常、心電図に関連して「チャンネル」と「リード」（ｌｅａｄ）は同じ意味で用いられる。心電図に関連して「同時に」という単語は非常に注意深く使用する必要がある。「同時に」という単語は「順次」ではない意味を有する。つまり同時に２つのリードを測定するという言葉は文字のどおり実質的にある一瞬間に２つの心電図電圧を測定するということを意味しなければならない。具体的に記述すれば、リードＩ（ｌｅａｄ Ｉ）電圧を所定のサンプリング周期でサンプリングしながらリードＩＩをサンプリングするとすれば、リードＩＩをサンプリングする各時点はリードＩをサンプリングする各時点からサンプリング周期より小さい時間内に行われてこそ同時に測定したとすることができる。また「測定（ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）」という単語の使用にも注意すべきである。「測定」という単語は実際に物理的量を測定した時のみ測定と言うべきである。デジタル計測で一つの測定とは実質的に一つのＡＤ変換を意味すべきである。後述するように、心電図測定で、例えばリードＩとリードＩＩＩを測定すれば、キルヒホッフ電圧法則によってリードＩＩを計算することができる。この場合、リードＩＩは「計算した」と表現した方が正確であり、「測定した」と表現すれば混乱を惹起する。

心電図の測定で最も難しい問題の一つは心電図信号に含まれる電力線障害（ｐｏｗｅｒ ｌｉｎｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ）を除去することである。電力線障害を除去するためによく知られたのは駆動右脚（Ｄｒｉｖｅｎ Ｒｉｇｈｔ ｌｅｇ（ＤＲＬ））方法である。実質的にほとんどすべての心電計はＤＲＬ方法で電力線障害を除去する。ＤＲＬ方法の短所は右足または胴の右側の下部位に一つのＤＲＬ電極を付着しなければならないことである。ＤＲＬ電極を接地電極で代替することもできる。従って、ＤＲＬ方法を利用して２つの肢リードを測定するためには、従来技術でＤＲＬ電極を含み４つの電極を体に接触させなければならない。しかしながら、この時、重要な問題点はＤＲＬ電極を右側下腹部に接触させなければならないため、少なくとも一つのケーブルと少なくとも一つの追加的な電極を用いる必要があることにより、装置が大きくなるということである。即ちＤＲＬ電極を用いて２つのリードを測定する心電図測定装置をクレジットカードの大きさに作るか、スマートウォッチ型に作ることは難しい。また重要な点は、ＤＲＬ電極を他の電極に隣接して人体に接触させれる場合、ＤＲＬ電極の電圧は心電図信号成分を含んでいるため、隣接した電極の電圧が歪曲されるということである。ＤＲＬ電極を用いないながら電力線障害を除去することは非常に難しくて特殊回路を用いる必要があった。（Ｉｎ−Ｄｕｋ Ｈｗａｎｇ ａｎｄ Ｊｏｈｎ Ｇ．Ｗｅｂｓｔｅｒ、Ｄｉｒｅｃｔ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ Ｃａｎｃｅｌｌｉｎｇ ｆｏｒ Ｔｗｏ−Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｂｉｏｐｏｔｅｎｔｉａｌ Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、Ｖｏｌ．５５、Ｎｏ．１１、ｐｐ．２６２０−２６２７、２００８）通常のフィルターを用いて電力線障害を除去するためにはＱ（Ｑｕａｌｉｔｙ ｆａｃｔｏｒ）がよほど大きいことが要求され、複数のこのようなフィルターの製作と校正は難しい虞がある。

乾式電極は電極インピーダンスが大きくてもっと大きい電力線障害を発生させる。しかしながら、使用者の便宜のための心電図測定ではケーブルに連結される湿式電極を用いずに心電図測定装置のケース表面に付着される乾式電極を用いる必要がある。また、使用者の便宜のために、乾式電極の数を少なくする必要がある。また、ＤＲＬ電極を右足または胴の右側の下部位に接触しないことが要求される。しかしながら、従来の技術において、ケーブルを用いずに最小限の数の電極を用いて電力線障害を除去する心電図測定装置を提供することは難しかった。

上記の問題点と必要性を解決するために、本発明では使用者の便宜のために、ケーブルを用いず、乾式電極を用いて２つの肢リードを同時に（ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓｌｙ）測定するために前記２つの肢リードと関連された２つの増幅器と３つの電極を用いる。本発明による心電図装置は使用者の便宜のために一方の表面に互いに離れた２つの乾式電極と他方の表面に１つの乾式電極を備えた板状型またはウォッチ型心電図装置を提供する。また、本発明はＤＲＬ電極を用いないための電力線障害除去方法を提供する。

後述するように、本発明では３つの電極を含み、電力線障害電流は１つの電極を通じて集中されて流れ、前記３つの電極の中で前記電極を除いた残り２つの電極に連結される２つの増幅器を用い、前記２つの増幅器はそれぞれ一つの心電図信号を増幅して、同時に２つの心電図信号を測定することを特徴とする心電計測定部を開示する。ここで、一つの増幅器は一つの信号を増幅するという意味で、実際の構成では一つの増幅器は直列で連結された（ｃａｓｃａｄｅｄ）多数の増幅端または能動フィルターで構成された集合体を意味することができる。

以下で記述するように、従来技術は本発明で提供する技術的解決方法を提示しておらず、正確に記述されていない。

Ｒｉｇｈｔｅｒ（ＵＳ．Ｐａｔ．Ｎｏ．５,１９１,８９１,１９９３）はウォッチ（ｗａｔｃｈ）型の装置に３つの電極を備えてただ一つのＥＣＧ信号を得た。

Ａｍｌｕｃｋ（ＤＥ２０１１９９６５,２００２）は上面に２つの電極を備え、下面に一つの電極を備えた心電計を開示したが、ただ一つのリードを測定する。また、本発明とは違って、Ａｍｌｕｃｋはディスプレーと入出力ボタンを備える。

Ｗｅｉなど（ＵＳ Ｐａｔ．Ｎｏ．６,７２１,５９１、２００４）は接地電極であるＲＬ電極を含んで総６つの電極を用いる。Ｗｅｉなどは４つのリードを測定して残り８つのリードを計算する方法を開示した。

Ｋａｚｕｈｉｒｏ（ＪＰ２００７１９５６９０、２００７）はディスプレーを含む装置に接地（Ｇｒｏｕｎｄ）電極を含む４つの電極を備えた。

Ｔｓｏ（ＵＳ Ｐｕｂ．Ｎｏ．２００８／０１１４２２１,２００８）は３つの電極を含むメターを開示した。しかしながら、Ｔｓｏは一つの肢リード、例えばリードＩを測定するために、２つの電極を一方の手に同時に接触する。このような方式で一度に一つのリードを測定するので、３つの肢リードを得るためには、３回の測定を順次に行わなければならない。また、Ｔｓｏは直接測定する必要のない増強肢リード（ａｕｇｍｅｎｔｅｄ ｌｉｍｂ ｌｅａｄ）も直接測定し、この測定のために、別途のプラットフォーム（ｐｌａｔｆｏｒｍ）を用いた。

Ｃｈａｎなど（ＵＳ Ｐｕｂ．Ｎｏ．２０１０／００７６３３１、２０１０）は３つの電極を含むウォッチを開示する。しかしながら、Ｃｈｏなどは３つの差動増幅器を用いて３つのリードを測定する。また、Ｃｈａｎなどは信号のノイズを減少させるために、前記増幅器のそれぞれに連結される３つのフィルターを用いる。

Ｂｏｊｏｖｉｃなど（ＵＳ．Ｐａｔ．Ｎｏ．７,６４７,０９３、２０１０）は３つの特殊な（非標準的）リードを測定して１２リード信号を計算する方法を記述する。しかしながら、一つの肢リード（リードＩ）と２つの胸で得る特殊な（非標準的）リードを含む３リードを測定するために、板状型装置の両面に１つの接地電極を含む５つの電極と３つの増幅器を備える。

Ｓａｌｄｉｖａｒ（ＵＳ Ｐｕｂ．Ｎｏ．２０１１／０３０６８５９、２０１１）は携帯電話のクレイドル（ｃｒａｄｌｅ）を開示する。Ｓａｌｄｉｖａｒはクレイドルの一方の面に３つの電極を備える。しかしながら、Ｓａｌｄｉｖａｒはリードセレクター（ｌｅａｄ ｓｅｌｅｃｔｏｒ）を用いて３つの電極の中で２つの電極を一つの差動増幅器６８に連結して一つのリードを順次に測定する。（図４Ｃ及び［００５４］段落）即ちＳａｌｄｉｖａｒは３つのリードを順次に一度に一つずつ測定する。

Ｂｅｒｋｎｅｒなど（ＵＳ．Ｐａｔ．Ｎｏ．８,９０３,４７７、２０１４）は板状型装置の両面に配置された３つまたは４つの電極を用いて装置を順次に移動させながら行う順次測定を通じて１２リード信号を計算する方法に関する。しかしながら、各電極が内部的にどのように連結されたのかを含み具体的な測定方法を提示していない。例えば ＥＣＧ測定で左足と右足の役割は異なるが、Ｂｅｒｋｎｅｒは一つの電極を足または胴下部（ｌｏｗｅｒｌｉｍｂ ｏｒ ｌｏｗｅｒ ｔｏｒｓｏ）に接触することと記述していて、前記足が左足であるのか右足であるのか区別していない。このような模倣性は図６のステージ１にも表れている。３つの電極を用いる場合、右足に一つの電極を位置させれば一度に一つのリードのみを測定することができる。また、Ｂｅｒｋｎｅｒは主張する装置の詳細な構造と形態を提示していない。最も重要なのは、Ｂｅｒｋｎｅｒは一つの増幅器３１６と一つのフィルターモジュール３０４を用いる。一つの増幅器３１６と一つのフィルターモジュール３０４を用いる場合、例えば２つのリードを測定するためには２回の測定は順次に行われる。具体的には、Ｂｅｒｋｎｅｒは「３電極で構成されるシステムで基準電極は異なり、各リード測定で交代される。これは選択的にスィッチを含む指定されたソフトウェアまたはハードウェアによって行われる．」（．．． ｓｏ ｉｎ ａ ｓｙｓｔｅｍ ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ ｏｎｌｙ ３ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ、 ｔｈｅ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｉｓ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ａｎｄ ｓｈｉｆｔｓ ｆｏｒ ｅａｃｈ ｌｅａｄ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ． Ｔｈｉｓ ｍａｙ ｂｅ ｄｏｎｅ ｂｙ ａ ｄｅｓｉｇｎａｔｅｄ ｓｏｆｔｗａｒｅ ａｎｄ／ｏｒ ｈａｒｄｗａｒｅ ｏｐｔｉｏｎａｌｌｙ ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ ａ ｓｗｉｔｃｈ．）と記述している。前記記述はＢｅｒｋｎｅｒが一つの増幅器３１６と一つのフィルター３０４を用いて一度に一つのリードを測定するということを表す。即ち、Ｂｅｒｋｎｅｒなどの方法は本発明で提示する３つの電極と２つの増幅器を用いて同時に２つのリードを測定する方法と係わらない。

Ａｍｉｔａｌ（ＵＳ Ｐｕｂ．Ｎｏ．２０１４／０１６３３４９、２０１４）は４つの電極が備えられた装置で三つの電極から共通モード除去信号（ａ ｃｏｍｍｏｎ ｍｏｄｅ ｃａｎｃｅｌｌａｔｉｏｎ ｓｉｇｎａｌ）を生成し、その共通モード除去信号を残り一つの電極に結合して（請求項１参照）共通モード信号を除去した。これはＡｍｉｔａｌの以前に公知された伝統的なＤＲＬ方法である。

Ｔｈｏｍｓｏｎなど（ＵＳ Ｐｕｂ．Ｎｏ．２０１５／００１８６６０、２０１５）は３つの電極が付着されたスマートフォンケースを開示した。Ｔｈｏｍｓｏｎのスマートフォンケースは前面部に穴があってスマートフォンの画面を見ることができるようにした。しかしながら、２つの増幅器を用いて同時に２つのリードを測定する方法を提示しなかった。また、Ｔｈｏｍｓｏｎの装置は超音波通信を用いるため、スマートフォンと前記装置が少しでも（１ｆｏｏｔ程度）離れても通信に問題が発生する虞があるという短所がある。また、Ｔｈｏｍｓｏｎのスマートフォンケースは使用者がスマートフォンを変更する場合、既存のスマートフォンケースを用いることができない可能性がある。

Ｄｒａｋｅ（ＵＳ Ｐｕｂ．Ｎｏ．２０１６／０１３５７０１、２０１６）は６リードを提供するために、板状型モバイル装置の一方の面に３つの電極を備える。しかしながら、Ｄｒａｋｅは「３つの電極から受信したアナログ信号を増幅するために、一つまたはその以上の増幅器からなる」（［００２５］段落及び請求項４、「ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ ｏｎｅ ｏｒ ｍｏｒｅ ａｍｐｌｉｆｉｅｒｓ ｃｏｎｆｉｇｕｒｅｄ ｔｏ ａｍｐｌｉｆｙ ａｎａｌｏｇ ｓｉｇｎａｌｓ ｒｅｃｅｉｖｅｄ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｔｈｒｅｅ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ」）と記述する。そこで、Ｄｒａｋｅは発明の核心的部分つまりいくつの増幅器を用いるか前記増幅器をどのように連結するかについては曖昧である。また、Ｄｒａｋｅは「Ｔｈｅ ＥＣＧ ｄｅｖｉｃｅ １０２ ｃａｎ ｉｎｃｌｕｄｅ ａ ｓｉｇｎａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ １１６、ｗｈｉｃｈ ｃａｎ ｂｅ ｃｏｎｆｉｇｕｒｅｄ ｔｏ ｐｅｒｆｏｒｍ ｏｎｅ ｏｒ ｍｏｒｅ ｓｉｇｎａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｏｐｅｒａｔｉｏｎｓ ｏｎ ｔｈｅ ｓｉｇｎａｌｓ ｒｅｃｅｉｖｅｄ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｒｉｇｈｔ ａｒｍ ｅｌｃｔｒｏｄｅ １０８、ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｌｅｆｔ ａｒｍ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ １１０、ａｎｄ ｆｒｏｍ ｔｈｅ ｌｅｆｔ ｌｅｇ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ １１２」（［００２５］段落）と記述する。そして、Ｄｒａｋｅは３つの信号を受信する。また、Ｄｒａｋｅは３つの信号を受信することが同時であるのか順次であるのかも曖昧である。また、Ｄｒａｋｅは「Ｖａｒｉｏｕｓ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔｓ ｄｉｓｃｌｏｓｅｄ ｈｅｒｅｉｎ ｃａｎ ｒｅｌａｔｅ ｔｏ ａ ｈａｎｄｈｅｌｄ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ｏｆ ｓｉｘ ｌｅａｄｓ．」（［００１９］段落）と記述する。ここで、Ｄｒａｋｅは「ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ」の単語を不正確で不適切で不明確に使用している。Ｄｒａｋｅの装置の構造は前記Ｔｈｏｍｓｏｎ装置の構造と類似すると見られる。Ｄｒａｋｅは３つの電極を装置の一方の面に配置する。そのため、前記Ｔｈｏｍｓｏｎなどと同じく、３つの電極を両手と胴に同時に接触させにくい。

Ｓａｌｄｉｖａｒ（ＷＯ２０１７／０６６０４０、２０１７）の装置はリード選択段（Ｌｅａｄ Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ Ｓｔａｇｅ）２５０を用いて３つの電極を一つの増幅器２１０に連結させる。また、Ｓａｌｄｉｖａｒは６つのリードを得るために一つずつ順次に６回の測定を行う。即ちＳａｌｄｉｖａｒは複数のリードを同時に測定しない。Ｓａｌｄｉｖａｒは３つの増強肢リード（ａｕｇｍｅｎｔｅｄｌｉｍｂ ｌｅａｄｓ）も順次に直接測定する。

光電式容積脈波計はＬＥＤを用いて肌に光を放射して反射されたり透過された光を測定する。最近スマートウォッチに内蔵された光電式容積脈波計は心拍数、ＨＲＶ、呼吸数を提供することができる。ＨＲＶは個人健康状態に関する多様な情報を提供する。ＨＲＶは睡眠分析やストレス分析に用いられ、心房細動（Ａｔｒｉａｌ Ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ）など不整脈（Ａｒｒｈｙｔｈｍｉａｓ）の検出にも用いられる。通常、ＨＲＶ分析はＥＣＧを用いて行われたが、最近には光電式容積脈波計を用いても行われている。患者監視装置に含まれる光電式容積脈波計は酸素飽和度を測定して、酸素飽和度が低くなる場合アラームを発生させる。患者監視装置の心電図測定部は、測定した心電図信号を用いて計算した心拍数が正常範囲を離れる場合アラームを発生させる。患者監視装置でアラームが発生すると、医療陣が患者に適切な措置を取ることができる。

以前から血糖や心電図（ＥＣＧ：Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ）をそれぞれ測定するものは製品化されていた。しかしながら、血糖と心電図を含む複数の検査項目を測定したい人は血糖計と心電計を別途に携帯しなければならないという不便がある。そこで、一つの装置で血糖と心電図を測定することができる装置が必要である。血糖と心電図を測定することができる装置は、小型化具現しなければならなく、体積を小さくする必要があり、大部分バッテリーで動作するので、長期間用いるためには電力消耗が少なくする必要がある。

血糖と心電図を測定することができる装置は、電源スィッチを必要とし、血糖測定と心電図測定を選択するためには選択スィッチを必要とし、測定データを表示するディスプレーを必要とする。しかしながら、機械的電源スィッチや選択スィッチ及びディスプレーは装置の体積や面積を増加し、バッテリー電力を消費する問題と小型化に限界がある。

また、血糖と心電図を測定することができる装置の血糖測定回路とＥＣＧ測定回路を別途に構成し、電力供給を別途に制御しない場合、電源を入れた時、全ての回路が作動して電力の消耗が大きくなるという問題が発生するので、必要な機能の回路のみ作動するようにすることが必要である。

不整脈は人間の健康を脅威し、医療費の増加を発生させる恐ろしい疾病である。例えば開発国人口の２％が持っているほど最も一般的な心房細動は血栓を発生させて脳卒中の危険を増加させる。病院用心電計を用いる場合不整脈を正確に診断することができる。しかしながら、不整脈は不整脈患者で常に現われるのではなく、一般的には間歇的である。間歇的不整脈を検出するためには、ホルター心電計やイベントレコーダーを用いることができる。ホルター心電計は通常１日〜２日間使うが、この期間の間に不整脈を見つけることができない可能性が大きい。そこで、使用者がイベントレコーダーを携帯すれば途中に症状の発現が疑われる瞬間にいつでもどこでもＥＣＧを測定することができる。しかしながら、不整脈は無症状（ｓｉｌｅｎｔ ｏｒ ａｓｙｍｐｔｏｍａｔｉｃ）である場合があり、この場合、使用者はいつイベントレコーダーを用いてＥＣＧを測定するか分からない。

最近、ウエアラブル装置に内蔵された光電式容積脈波計を用いた不整脈診断方法が報告されている。それにより、ウエアラブル光電式容積脈波計を用いて持続的に不整脈の発現を検出し、不整脈が検出された時にイベントレコーダーを用いてＥＣＧを測定すれば正確な不整脈の診断が可能である。Ａｌｂｅｒｔ（Ｄａｖｉｄ Ｅ．Ａｌｂｅｒｔ、Ｄｉｓｃｏｒｄａｎｃｅ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ、ＵＳ ＰＡＴ．９,８３９,３６３ Ｂ２、Ｄａｔｅ ｏｆ Ｐａｔｅｎｔ：Ｄｅｃ．１２,２０１７）はアクティビティレベルセンサー（例えば、ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ）と光電式容積脈波計を利用して不整脈を検出し、使用者が２つの電極を用いて一つのＥＣＧ信号を測定する方法とウエアラブルスマートウォッチを開示した。しかしながら、Ａｌｂｅｒｔは３電極を用いて２つの心電図信号を測定する方法を開示していなかった。

光電式容積脈波計と心電計は一つのスマートウォッチ形態で集積されることができる。しかしながら、心電計をウエアラブルウォッチに内蔵していないものが必要な場合がある。

第一の理由は次の通りである。多くの不整脈患者が糖尿疾患を患っている。従って、心電計と血糖計を融合することが必要である。しかしながら、血糖計を用いるためには、どうせ血液試験ストリップを入れる別途のストリップケースと肌を刺して血液を得る針を携帯しなければならない。そのため、血糖計のみスマートウォッチに内蔵することは大きな長所にならない。より重要なのは、血液試験ストリップ挿入口をスマートウォッチに設けることは困難である。この場合には血糖計と心電計を一つの無線携帯型装置で具現することが好ましい。スマートウォッチに内蔵された光電式容積脈波計が不整脈発現警報を発生させた時、スマートウォッチと別途に別々に離れた、血糖計と心電計が一緒に内蔵された前記無線携帯型装置を利用して心電図を測定することが可能である。

第二の理由は、光電式容積脈波計は含むが、心電計は含まない従来のスマートウォッチも光電式容積脈波計のソフトウェアさえアップデートすれば本発明の方法に利用することができるという重要な長所がある。

第三の理由は、心電計をスマートウォッチに内蔵することは特別な小型化技術と高価の製造費用をもたらす。光電式容積脈波計のみ含むスマートウォッチは不整脈と関係のない若者まで使用が可能で、大量生産が可能であり、低価で製作することができる。このような三つの理由からスマートウォッチに光電式容積脈波計と心電計を必ず一緒に内蔵する必要はない。心電計はスマートウォッチに内蔵してもよく、別途に具現してもよい。

本発明は上記の問題点と必要性に基づいて案出されたもので、本発明は光電式容積脈波計を用いて不整脈の発現を検出して２つの心電図リードを得る方法を提供する。また、本発明は心電計を光電式容積脈波計が内蔵されたスマートウォッチに内蔵する場合と内蔵しない場合の方法を開示する。

本発明によるウエアラブルデバイスを利用する心電図測定方法は、使用者の一方の手に着用され、光電式容積脈波計が内蔵されたウエアラブルデバイスは、光電式容積脈波を周期的に測定するステップと、前記測定された光電式容積脈波を分析して複数の光電容積パラメーターを抽出するステップと、前記複数の光電容積パラメーターを利用して警報発生を判別するステップと、前記判別結果によって警報を発生するステップとを含み、前記警報が発生した後、前記ウエアラブルデバイスに設置された心電計または前記ウエアラブルデバイスと別途に分離して携帯可能な心電計は、使用者の左手、右手、左側下腹部または左側足にそれぞれ接触された３つの心電図電極の中で第１心電図電極と第２心電図電極に心電図信号が入力されるステップと、前記第１心電図電極及び第２心電図電極に入力された２つの心電図信号を前記心電計に内蔵された２つの増幅器を用いて増幅するステップとを含むことを特徴とする。

また、本発明によるウエアラブルデバイスを利用する心電図測定システムは、光電式容積脈波計と、前記ウエアラブルデバイスに設置された心電計または前記ウエアラブルデバイスと別途に分離して携帯可能な心電計とを含み、前記光電式容積脈波計は少なくとも一つのＬＥＤと少なくとも一つのフォトダイオードを含む光電式容積脈波測定回路と、前記光電式容積脈波測定回路の出力端子に連結されてアナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器と、データを送受信する無線通信手段と、前記光電式容積脈波回路と前記無線通信手段を制御して光電式容積脈波測定を行うマイクロコントローラとを含み、前記マイクロコントローラは前記測定された光電式容積脈波を持続的に分析して複数の光電容積パラメーターを抽出し、前記抽出された複数の光電式容積脈波パラメーターを利用して警報発生を判別し、前記判別結果によって警報を発生し、前記心電計は、３つの乾式心電図測定電極と、前記３つの心電図電極の中で２つの心電図電極に誘導された２つの心電図信号を増幅する２つの増幅器とを含むことを特徴とする。

本発明による心電計は、携帯が便利であり、時間と場所に制限されず、最も便利で、且つ最も少ない数の電極（具体的には３つの電極）を用いて同時に得る６つの心電図リードを提供する。本発明による心電図測定方法は、使用者が自覚症状のない間歇的不整脈の発現時に光電式容積脈波計の警報を受けて心電図の測定を行うことができる。

本発明による３つの電極を備えたスマートウォッチの斜視図。 本発明による３つの電極を備えた携帯型心電計の斜視図。 本発明による心電図測定装置を用いて６チャンネルモードで心電図を測定する方法。 本発明による心電図測定装置で電力線障害を除去する原理と実施例を説明する電気的等価回路モデル。 本発明による心電図測定装置で２つのシングルエンド入力増幅器を用いて心電図の２チャンネルを同時に測定する実施例の電気的等価回路モデル。 本発明による心電図測定装置で用いられるバンドパスフィルターの周波数応答。 本発明による心電図測定装置で一つの信号チャンネルの周波数応答。 本発明によるスマートウォッチに内蔵された回路のブロック図。 本発明による不整脈警報発生プログラムの流れ図。 本発明によるスマートウォッチでの心電図測定の流れ図。 本発明による他の物体への結合が容易な心電図測定装置の一実施例。

優先的に本発明は２つの肢リードを同時に（ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓｌｙ）測定するために前記２つの肢リードと関連された２つの増幅器と３つの電極とを含む心電計を提供する。２つの肢リードを同時に測定することは医学的に非常に重要である。それは２つのリードを順次に測定するには時間がもっと必要となって不便であるからである。もっと重要なのは、他の時期に測定された２つの肢リードは互いに相関関係がないこともあり、詳細な不整脈判別に混乱を与えることがあるからである。本発明はＤＲＬ電極を使わないための電力線障害除去方法を提供する。本発明では両手を２つの電極にそれぞれ接触させて体に一つの電極を接触させる便利な心電図測定方法及びそれに適当な構造の心電図測定装置を開示する。

上記解決しようとする課題のための本発明による心電図装置の外形、使用方法、動作原理、構成は次の通りである。本発明は系統的な回路設計とソフトウェアの製作を通じて上記問題を解決する。

図１は本発明によるスマートウォッチ１００を示す。前記スマートウォッチ１００は、バンド表面に設けられた三つの電極１１１、１１２、１１３を含む。前記スマートウォッチ１００のバンドの外側面には２つの電極１１１、１１２が設置され、バンドの内側面には一つの電極１１３が設置される。スマートウォッチの底面即ち使用者の腕と接触する面には、図１のように、光電式容積脈波測定のための少なくとも一つのＬＥＤ１２１と少なくとも一つのフォトダイオード１２２が設けられる。

図２は本発明による無線携帯型心電計２００を示す。前記無線携帯型心電計２００は表面に三つの電極２１１、２１２、２１３を含む。前記無線携帯型心電計２００の一面には所定間隔で離隔された２つの電極２１１、２１２が設置され、他面には一つの電極２１３が設置される。図２の本発明による無線携帯型心電計２００には血糖などの血液の特性を測定するために血液試験ストリップ２２０を挿入することができる血液試験ストリップ挿入口２３０が設けられる。

本発明で前記無線携帯型心電計２００は心電図（ＥＣＧ）と血糖を測定する例を挙げて説明するが、これに限定されず、血糖以外の血液特性、例えばストリップについた毛細血のケトン（Ｋｅｔｏｎｅ）レベルやＩＮＲ（Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｎｏｒｍａｌｉｚｅｄ Ｒａｔｉｏ）を測定する機能を追加して含むことができる。前記血糖レベルやケトンレベルはアンペロメトリック（ａｍｐｅｒｏｍｅｔｒｉｃ）方法を用いて測定することができる。前記ＩＮＲは血液凝固傾向を表す尺度で、毛細血に対する電気インピーダンス方法、アンペロメトリック方法、機械的方法などを用いて測定することができる。前記血液特性試験に必要な血液試験ストリップを挿入することができる一つの血液試験ストリップ挿入口２３０は、図２のように、無線携帯型心電計２００のケースに備えることができる。

本発明による無線携帯型心電計２００は、機械的電源スィッチや選択スィッチを使用しないために電流感知器を用いる。前記電流感知器は動作に必要な電力が常に供給され、イベントが発生すると出力信号を発生させるために待機する。使用者が心電図電極を接触したり血液試験ストリップをストリップ挿入口に挿入すると、前記電流感知器と電気的に連結されて電流が流れることができるループを完成する。それで電流感知器が人体または血液試験ストリップに微細電流が流れるようにし、前記電流感知器は前記微細電流を感知して出力信号を発生させる。無線携帯型心電計２００を使用しない場合には前記電流感知器のみ動作し、残り回路は電源オフになり、内蔵されたマイクロコントローラはスリップ（ｓｌｅｅｐ）モードで待機する。この時、使用者が血液試験ストリップを挿入したり両手を電極にタッチするイベントが発生して電流感知器に電流が感知されると、前記マイクロコントローラは活性化されて該当回路を電源オンにする。

図１に示した本発明によるスマートウォッチ１００及び図２に示す無線携帯型心電計２００を用いて心電図を測定する方法は類似する。図３は使用者が本発明による無線携帯型心電計２００を用いて心電図を測定する方法を示す。前記使用者は無線携帯型心電計２００の一面に具備された電極２１１と電極２１２を両手でそれぞれ取り、他面に具備された電極２１３を使用者の左側下腹部（または左側足）に接触させる。このような方式で３つの電極を人体に接触させれば２つの肢リードを測定することができ、以下に記述するように、４つのリードを計算して追加的に求めることができる。図３の測定方法は最も便利に６チャンネルの心電図を得るために本発明で提供する方法である。また本発明は図３の測定方法に最も適する装置を提供する。

図１によるスマートウォッチ１００を一方の手に着用すれば、バンドの内側面に設けられた一つの電極１１３が前記手に接触される。心電図を測定する時はバンドの外面に設けられた２つの電極１１１、１１２に他方の手と使用者の左側下腹部（または左側足）をそれぞれ接触させる。

前記測定方法の原理は次の通りである。伝統的な１２−ｌｅａｄ ＥＣＧについては、例えば［ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩ／ＩＥＣ ６０６０１−２−２５：２０１１、Ｍｅｄｉｃａｌ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ−ｐａｒｔ２−２５：Ｐａｒｔｉｃｕｌａｒ ｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ｂａｓｉｃ ｓａｆｅｔｙ ａｎｄ ｅｓｓｅｎｔｉａｌ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｓ］に記述されている。伝統的な１２−ｌｅａｄ ＥＣＧの中で３つの肢リード（ｌｉｍｂ ｌｅａｄ）は次のように定義される。リードＩ＝ＬＡ−ＲＡ、リードＩＩ＝ＬＬ−ＲＡ、リードＩＩＩ＝ＬＬ−ＬＡである。上の式でＲＡ、ＬＡ、ＬＬはそれぞれ右手（ｒｉｇｈｔ ａｒｍ）、左手（ｌｅｆｔ ａｒｍ）、左足（ｌｅｆｔ ｌｅｇ）またはこれら四肢と近い胴部位の電圧である。この時、電力線障害を除去するために、従来技術では、通常、右足（ＤＲＬ）電極を用いる。前記関係から三つの中で一つの肢リードは他の２つの肢リードから求めることができる。例えば、リードＩＩＩ＝リードＩＩ−リードＩである。増強肢リード（Ａｕｇｍｅｎｔｅｄ ｌｉｍｂ ｌｅａｄｓ）３つは次のように定義される。ａＶＲ＝ＲＡ−（ＬＡ＋ＬＬ）／２、ａＶＬ＝ＬＡ−（ＲＡ＋ＬＬ）／２、ａＶＦ＝ＬＬ−（ＲＡ＋ＬＡ）／２。従って、３つの増強肢リードは２つの肢リードから求めることができる。例えば、ａＶＲ＝−（Ｉ＋ＩＩ）／２で求めることができる。従って、２つの肢リードを測定すれば残り４つのリードを計算して求めることができる。従って、本発明では６つのリードを提供するために、３つの電極と２つの増幅器を用いても２つのリードを同時に測定するための装置を開示する。ここで、一つの増幅器は一つの信号を増幅するという意味で、実際の構成では一つの増幅器は直列に連結された（ｃａｓｃａｄｅｄ）多数の増幅端または能動フィルターの集合体で構成されることができる。標準的な１２−リード心電図は、前記６つのリードとＶ１からＶ６までの６つの胸部誘導（ｐｒｅｃｏｒｄｉａｌＬｅａｄｓ）からなる。

以下では、図４及び図５を利用して本発明による心電図測定装置の一つの実施例について記述する。図４は本発明による心電図測定装置で電力線障害を除去する原理と実施例を説明する電気的等価回路モデルである。図５は本発明による心電図測定装置で２つのシングルエンド入力増幅器を用いて心電図の２チャンネルを同時に測定する実施例の電気的等価回路モデルである。

図４で電力線障害をモデリングするために電流源４５０を用いた。また図４で人体４３０を一つの点で互いに連結される３つの電極抵抗４３１、４３２、４３３でモデリングした。また、図５では一つの心電図信号を２つの電極抵抗の間に存在する一つの電圧源４６１、４６２でモデリングした。本発明では３つの電極を用いるので、図５で人体に２つの心電図電圧源４６１、４６２があることでモデリングした。これは３つの電極には３つの心電図電圧が存在するものの（これは３つの電極の中で２つの電極を選択する場合の数が３であるからである。）２つの心電図電圧のみ独立的であるからである。前記図４の電力線障害に対するモデリングと図５の心電図信号に対するモデリングは簡略化されたものである。しかし、前記モデルは解決すべき問題を明確にするために適する。また前記モデルは本発明で何を考案すべきかについて明確に提示する。また前記モデルを用いれば本発明を容易に理解することができる。

本発明は前記モデルに基づいて考案された。従来技術は上記のようなモデルを用いなかったため、従来技術は問題の解決方法を正確に提示することができなかった。

本発明は多様な実施例で表現されることができる。しかしながら、本発明の多様な実施例は共通的に次のような本発明の原理を基盤とする。本発明の原理は本発明のために本発明で考案されたものである。本発明の原理は従来技術で用いられたＤＲＬ方式に比べてＤＲＬ電極を用いないという差異がある。

ＤＲＬ電極を用いない従来の心電図測定装置で解決することができず、また必須的に解決すべき問題は電力線障害を除去または減少させることである。心電図測定装置での電力線障害は、図４のように、出力インピーダンスがよほど大きくて実質的に無限大の出力インピーダンスを有する電流源によって発生する（図４で電力線障害電流源は４５０で示した）。従って、電力線障害を除去するためには前記電力線障害電流源で人体をのぞき見るインピーダンスを最小化することが要求される。前記電力線障害電流源で人体をのぞき見るインピーダンスは人体自らのインピーダンスと心電図測定装置のインピーダンスの和である。結局３つの電極を通じてのぞき見る心電図測定装置のインピーダンスを最小化することが要求される。一方、心電図を測定するために用いる電極と人体の間には所謂電極インピーダンスまたは電極抵抗（図４で４３１、４３２、４３３）と言うインピーダンスが存在する。従って、電極インピーダンスによる影響を最小化し、心電図電圧を測定するためには心電図測定装置は高いインピーダンスを有する必要がある。従って、心電図測定装置は電力線障害を除去するために低いインピーダンスを有する必要があり、心電図電圧を測定するためには高いインピーダンスを有する必要がある２つの互いに相反する条件を充足しなければならない。

前記２つの互いに相反する条件を充足させるために可能であると考えられる方法は、例えば、３つの電極を用いる場合、３つの電極に値の大きい抵抗３つをそれぞれ連結し、前記３つの抵抗の他方の端部を一つの点で一緒に結び、３つの電極の共通モード信号を抵抗３つが結ばれた前記一つの点にネガティブフィードバックすることである。しかしながら、この方法は実質的に使用が困難である。それは電力線障害電流源のインピーダンスが大きくて電力線障害電流の大きさが減小されないからである。従って、この場合、前記３つの抵抗に誘導される電力線障害電圧は相変ら非常に大きい。または増幅器が飽和されることがある。また電力線障害電流の大きさが減小せず、それぞれの電極インピーダンスは互いに異なることがあるため、それぞれの電極には互いに異なる電力線障害電圧が相当高く誘導される。そのため、たとえ差動増幅器を用いてもそれぞれの電極に誘導された電力線障害を除去することは難しい。これが従来技術の難しさであった。

従って、本発明では心電図測定装置に設置された複数の電極の中で一つの電極のみに電力線障害電流が集中して流れるようにする。このようにするために、３つの電極が人体に連結された状態で電力線障害電流源が前記一つの電極を通じて心電図測定装置をのぞき見るインピーダンスを最小化する。それで、電力線障害電流源によって人体に誘導される電力線障害電圧（図４では

４４０で表示する）が最小化される。それで、人体に誘導される電力線障害電圧が最小化されたので、心電図測定装置の他の電極の入力インピーダンスを大きくすることができ、心電図電圧を正確に測定することができる。この時、重要な点は、電力線障害電流が集中されて流れる前記一つの電極には電力線障害電圧が高く誘導されるので、前記一つの電極は測定に使われてはいけないという点である。そこで、本発明では３つの電極を用いる場合、２つの電極と前記２つの電極から心電図信号を受ける２つの増幅器を測定に用いるという特徴を有する。特に注目すべきことは、３つの電極を用いる心電図測定装置で２つの電極のみを測定に用いなければならないので、２つの差動増幅器を用いることができないという点である。また、注意すべきことは、ネガティブフィードバックを用いる場合、全ての周波数帯域でネガティブフィードバックが行われると、心電図信号がフィードバックされる電極の方に発生して電力線障害電圧と混合されるので、電力線障害周波数のみでネガティブフィードバックが行われるべきであるという点である。以下、本発明に対する詳細な説明を図面を利用して記述する。

図４及び後の図面で本発明による心電図測定装置図４の１００は、便宜上本発明による装置（図１の１００）の一部のみを示している。図４で本発明による心電図測定装置１００は３つの電極１１１、１１２、１１３と２つの増幅器４１１、４１２を含む。図５で本発明で用いる前記２つの増幅器４１１、４１２は差動増幅器ではなくてシングルエンド入力増幅器であることを特徴とする。

本発明の図４に示す実施例の主な特徴は、本発明による心電図測定装置１００がバンドパスフィルター４１３を含むことである。前記バンドパスフィルター４１３の入力は一つの電極１１２に連結される。前記バンドパスフィルター４１３の出力は抵抗４２３を通じて電極１１３にフィードバックされる。前記バンドパスフィルター４１３の共振周波数即ちピーク周波数は電力線障害の周波数と同じである。また、前記バンドパスフィルター４１３はＱが大きいことを特徴とする。図４でバンドパスフィルター４１３の入力インピーダンスは非常に大きいことと仮定する。

本発明で３つの電極の中で２つは値が

の抵抗４２１と４２２を通じて回路共通で連結される。抵抗４２１と４２２は増幅器４１１と４１２の入力インピーダンスと見做すことができる。

図４で４３０は人体のモデルである。人体と電極との間には通常電極インピーダンスと呼ばれる接触抵抗が存在する。図４で人体４３０と３つの電極１１１、１１２、１１３との間に存在する電極インピーダンス（電極抵抗）をそれぞれ抵抗４３１、４３２、４３３で示した。電極抵抗４３１、４３２、４３３の素子値はそれぞれ

で示した。

図４で４５０は電力線障害モデリングで通常用いられる電力線障害電流源である。電力線障害電流源４５０の電流

は人体４３０と前記３つの電極１１１、１１２、１１３を通じて本発明による心電図装置１００の回路共通で流れる。前記３つの電極１１１、１１２、１１３を通じて流れる電力線障害電流をそれぞれ

,

,

で表す場合、キルヒホッフの電流法則によって以下の数式が成立する。

回路解釈のために人体４３０に誘導される電力線障害を

で示した。図４で

はそれぞれ電極１１１、１１２、１１３の電力線障害電圧を示す。前記式１でそれぞれの電流は次の通りである。

ここで、

上で

)は前記バンドパスフィルター４１３の伝達関数である。上の式を利用すれば次の式が得られる。

本発明で次の近似（式７及び式８）が可能になるように図４の回路の素子値を用いる。式７及び式８は本発明の重要な要素である。

そこで、次の近似が成立する。

上の式９から次の式が得られる。

式１０でフィードバックがない場合、つまり

であれば、以下の式が成立する。

式１０及び式１１を比較すれば、本発明の效果として電力線障害電流

の影響をフィードバック量（ｔｈｅ ａｍｏｕｎｔ ｏｆ ｆｅｅｄｂａｃｋ）つまり

で減少させることが分かる。従って、バンドパスフィルターの共振周波数での利得の大きさ

であれば

になる。以上のように本発明で電力線障害を除去する原理を証明した。

式２及び式１０を用いて次を確認することができる。

ここで

に対して次の結果を得る。上記結果から

と

を用いることができる。

式１２及び式１３から次が分かる。

これはフィードバックの結果で、|H(f)| が大きい場合、ほとんど全ての電力線障害電流がフィードバックされる電極（図４では電極１１３）を通じて流れるので、フィードバックされる電極は電力線障害に汚染される一方フィードバックされない電極（図４では電極１１１と１１２）は電力線障害の影響をほとんど受けないことを意味する。これは心電図の測定のためには、フィードバックされる電極は用いず、フィードバックされない電極のみを用いるべきことを意味する。従って、電極１１１と電極１１３に入力が連結される差動増幅器または電極１１２と電極１１３に入力が連結される差動増幅器を用いれば電力線障害の影響を除去することができない。

以下では、本発明によって３つの電極を用いて２つの心電図チャンネル信号を得る原理を記述する。図５は本発明による心電図装置を利用して心電図を測定する時の等価回路である。図５で

はそれぞれ電極１１１、１１２、１１３の心電図信号電圧を表す。重畳の原理を利用してこの等価回路を解釈して電極１１２の電圧

を求めれば次の通りである。

前記式１５で記号IIは並列抵抗の値を表す。前と同じく、式１５で式７及び式８の条件を仮定することが可能である。それで、電圧

は次のように近似される。

そこで、前記式７及び式８の条件で電圧

は次の通りである。

上の式から信号帯域で

であれば、

であることが分かる。

図６は本発明による心電図測定装置で用いられるバンドパスフィルターの周波数応答を示す。図６でバンドパスフィルターの共振周波数での利得は２０であり、

である。図７は図６の前記バンドパスフィルターを用いた時周波数が４０Ｈｚ以下で９８％の正確度で

を求めることができることを示す。

同様に、電極１の電圧

を求めれば次の通りである。

式７及び式８の条件を利用すれば、電圧

は次のように近似される。

上の式は式１６を用いて求めた。上の式から次の式２０を得ることができ、この式によって

を求めることができる。式２０からバンドパスフィルターの影響なしに

を求めることができることが分かる。

以上、本発明によって２つのシングルエンド増幅器を用いて２つの心電図チャンネルの信号を得る原理について記述した。

以下、図面を参照して本発明による実施例について説明する。本実施例において、心電図（ＥＣＧ）測定装置は３つの電極を含むことを例に挙げて説明するが、これに限定されず、前記心電図測定装置は３つ以上の電極を含む装置であってもよい。本発明に対する重要な実施例は本発明の原理を説明するために前で既に図４から図７まで利用して記述した。

図８は本発明によるスマートウォッチ１００に内蔵された回路のブロック図を示す。本発明を明確にするために、図８に全てのブロックを表示しなかった。本発明によるスマートウォッチ１００は光電式容積脈波測定回路８１０と前記光電式容積脈波測定回路８１０に連結された少なくとも一つのＬＥＤ１２１と少なくとも一つのフォトダイオード１２２を含む。前記少なくとも一つのＬＥＤ１２１に流れる電流のデューティ比（Ｄｕｔｙ ｒａｔｉｏ）は非常に小さくて電力消耗を小さくする。前記デューティ比はマイクロコントローラ８６０が制御する。少なくとも一つのＬＥＤ１２１は光を使用者の肌に放射し、使用者の肌で反射された光は前記少なくとも一つのフォトダイオード１２２に受信される。前記反射された光は光電式容積脈波情報を含む。前記少なくとも一つのフォトダイオード１２２に流れる電流は前記光電式容積脈波測定回路８１０で増幅される。前記増幅された信号はＡＤ変換器８５０によってデジタル信号に変換される。前記デジタル信号は前記マイクロコントローラ８６０に伝達される。前記マイクロコントローラ８６０は、図９に記述された予め内蔵された光電式容積脈波分析プログラムを利用して前記デジタル信号を分析する。この時、不整脈症状が発生したことと判別すれば警報を発生する。前記警報は音、光、振動の少なくとも一つであってもよい。

警報が発生すると前記マイクロコントローラ８６０は心電図測定回路８４０を電源オンにする。本発明によって前記心電図測定回路８４０には前述したように３つの心電図電極１１１、１１２、１１３が連結されている。前記心電図測定回路８４０は前述したように本発明によって２つの増幅器を含む。前記心電図測定回路８４０は前記３つの心電図電極１１１、１１２、１１３に誘導される２つの心電図信号を前記２つの増幅器で増幅して２つの出力を発生する。前記ＡＤ変換器８５０は前記心電図測定回路８４０の２つの出力を受けてデジタル信号に変換して前記マイクロコントローラ８６０に伝達する。前記マイクロコントローラ８６０は前記ＡＤ変換器８５０の出力を前記スマートウォッチ１００のディスプレーにディスプレーすることができる。また前記マイクロコントローラ８６０は前記ＡＤ変換器８５０の出力を前記スマートウォッチ１００に内蔵された無線通信手段８７０とアンテナ８８０を通じてスマートフォンなどに送信することができる。

図２の携帯型心電計２００を用いた心電図測定過程は次の通りである。不整脈警報を受信した使用者が一対の電極２１１、２１２を両手でタッチすれば心電図電流感知器は前記両手を通じて微細な電流が流れるようにし、前記両手を通じて流れる前記微細な電流を検出する。そうすると、前記電流感知器は携帯型心電計２００に内蔵されたマイクロコントローラをスリップモードから活性化モードに変更されるように信号を発生する。そして前記マイクロコントローラは心電図測定回路とＡＤ変換器を電源オンにする。前記心電図測定回路は２つの心電図信号を２つの増幅器で増幅して２つの出力を発生する。前記ＡＤ変換器は前記心電図測定回路の前記２つの出力を受けてデジタル信号に変換して前記マイクロコントローラに伝達する。前記マイクロコントローラは前記ＡＤ変換器の出力を前記携帯型心電計２００に内蔵された無線通信手段とアンテナを通じてスマートフォンに送信する。所定の時間の間の測定が終わると、前記マイクロコントローラはスリップモードに入って次の両手のタッチを待つ。

図９は本発明による光電式容積脈波を利用した警報発生プログラムの動作順序を示す。前記警報発生プログラムはスマートウォッチ１００に内蔵されたマイクロコントローラ８６０によって実行される。光電式容積脈波計が光電式容積脈波信号を測定する（９１０）。スマートウォッチ１００に内蔵されたマイクロコントローラ８６０は前記測定された光電式容積脈波信号に含まれたノイズを除去する過程を含む前処理を行う（９２０）。前処理された信号を用いてＨＲＶパラメーターを抽出するＨＲＶ抽出（９３０）、ＨＲパラメーターを抽出するＨＲ抽出（９３２）、ＢＲパラメーターを抽出するＢＲ抽出（９３４）が行われる。ＨＲパラメーターを抽出するためには光電式容積脈波信号を１次微分または２次微分してピーク値の位置をＲとし、Ｒと次のＲの間の時間（Ｒ−Ｒ ｉｎｔｅｒｖａｌ）を先に求める。ＨＲＶパラメーターを求める方法は色々ある。時間領域でＲ−Ｒ間隔の標準偏差を求めることができる。ＢＲパラメーターは光電式容積脈波の低周波成分を抽出して求めることができる。ＨＲＶ判別（９４０）はＨＲＶが予め設定した設定値以上に増加したり減少した時、不整脈と判別する。ＨＲ及びＢＲ判別（９４２）ではＢＲの増加なしにＨＲが予め設定した設定値以上に増加した時、不整脈と判別する。ＨＲＶ判別（９４０）で不整脈に判別されたり、ＨＲ及びＢＲ判別（９４２）で不整脈に判別されると、警報を発生（９５０）する。

図１０は心電図を測定する時の本発明による前記スマートウォッチ１００に内蔵された心電計の動作流れ図である。光電式容積脈波計で警報が発生されると（１０１０）、前記マイクロコントローラ８６０は前記心電図測定回路８４０を電源オンにする（１０２０）。これは、心電図測定回路８４０に前記マイクロコントローラ８６０の出力ピンを連結し、前記出力ピンの電圧をＨｉｇｈにして行うことができる。次に、前記一対の電極１１１、１１２が両手に接触されている状態であるのか否かを前記電流感知器を利用して確認する（１０３０）。両手が接触されていれば、前記マイクロコントローラ８６０は心電図の測定を始める（１０４０）。前記マイクロコントローラ８６０は予め設定されたＡＤ変換周期に合わせてＡＤ変換を行い、ＡＤ変換結果を得る。本発明では２つの心電図信号を測定する。測定された心電図データはスマートフォンに送信され（１０５０）、スマートウォッチ１００の中に内蔵されたメモリーの中に貯蔵（１０６０）されることができる。予め設定された測定時間、例えば３０秒経過すると前記マイクロコントローラ８６０は前記心電図測定回路８４０の出力ピンの電圧をＬｏｗにして前記心電図測定回路８４０を電源オフし（１０７０）、心電図の測定を終了する。

本発明で図１０の前記マイクロコントローラ８６０は前記心電図測定回路８４０を電源オンさせる（１０２０）ステップと、前記マイクロコントローラ８６０は前記心電図測定回路８４０を電源オさせる（１０７０）ステップとを含ませることは非常に重要である。その理由は本発明に用いられる光電式容積脈波計と心電計はバッテリーで動作するので、光電式容積脈波計と心電計の電力消耗を最大限に節約または減少させなければならないからである。本発明で光電式容積脈波計は連続的に動作する必要があるが、心電計は心電図を測定する時のみに電源をオンにし、心電図を測定しない時には電源オフしてバッテリーの電力消耗を減少させる。

ここまで本発明に対する説明を図１のスマートウォッチ１００について記述した。しかしながら、本発明は図１のスマートウォッチ１００の外に多様な形態で具現されることができる。即ち３つの心電図電極を用いて６つの肢リードを測定する心電計は指輪形態であってもよく、ズボンに付着しやすいクリップを用いる形態であってもよい。またスマートウォッチ形態で具現する時にも図１の電極１１３はスマートウォッチ１００の底面に即ち少なくとも一つのＬＥＤ１２１と少なくとも一つのフォトダイオード１２２が設置された位置と近接した位置に設置されることができる。本発明で指輪形態またはズボンに付着しやすいクリップを用いる形態である時を含み、光電式容積脈波計と心電計が一つの装置に具現される場合、少なくとも一つの電極（上記の電極１１３）は少なくとも一つのＬＥＤと少なくとも一つのフォトダイオードが設置された位置と近接した位置に設置されることが好ましい。

本発明による心電図測定装置を常に着用するために他の物体に結合しやすい形態で具現することができる。図１１にはズボンに結合して心電図を測定しようとする時直ちに心電図を測定することができる本発明によるウエアラブルデバイスの一つの例を示した。図１１にはズボンの内側につまりズボンと使用者の体の間に本発明による心電図測定装置１１００を付着するために二つの電極の役割を果たす２つのクリップ１１１及び１１２を用いる。使用する時、心電図測定装置１１００をズボンの左側下腹部位置にクリップ１１１とクリップ１１２を用いて付着すれば電極１１３と光電式容積脈波計１１１０は使用者の左側下腹部に自動的に接触する。光電式容積脈波計１１１０がアラームを送ったり電図測定を希望する時、使用者が左手の指をクリップ１１１に、右手の指をクリップ１１２に接触する。

図１１における装置には光電式容積脈波計なしに心電計のみ具現して本発明による不整脈が発現された時の心電図を測定することができる。この場合、光電式容積脈波計を具現したスマートウォッチの前記光電式容積脈波計でアラームを発生させると、使用者が両手を２つのクリップに接触し、そして前記心電計の心電図電流感知器が両手の間に流れる電流を感知して心電図測定回路を電源オンにし、心電図測定が終わると、心電図測定回路を電源オフにすることができる。

以上のように、本発明による心電図測定方法及びシステムについて具体的に説明したが、本発明はこれに限定されず、本発明は本発明の意図に符合する多様な形態に変化されることができる。

本発明によるスマートウォッチに内蔵された心電計またはこれと別途に携帯する携帯型心電計は携帯が便利であり、時間と場所に制限されず容易に用いることができ、複数のチャンネルの心電図情報を得ることができる。特に無症状不整脈が発現した時にも不整脈警報を受けた使用者が心電図測定を行って追後に正確な診断を受けることができる。

Claims (18)

1. ウエアラブルデバイスを利用する心電図測定方法において、
   使用者の肌に接触する光電式容積脈波計が内蔵されたウエアラブルデバイスは、
   光電式容積脈波を測定するステップと、
   前記測定された光電式容積脈波を分析して複数の光電容積パラメーターを抽出するステップと、
   前記複数の光電容積パラメーターを利用して警報発生を判別するステップと、
   前記判別結果によって警報を発生するステップとを含み、
   前記警報が発生した後、前記ウエアラブルデバイスに設置された心電計または前記ウエアラブルデバイスと別途に分離して携帯可能な心電計は、
   心電図測定回路が電源オンになるステップと、
   使用者の左手、右手、左側下腹部または左側足にそれぞれ接触された少なくとも３つの心電図電極の中で第１心電図電極と第２心電図電極に心電図信号が入力されるステップと、
   前記第１心電図電極及び第２心電図電極に入力された２つの心電図信号を前記心電計に内蔵された２つの増幅器を用いて増幅するステップと、
   心電図測定回路が電源オになるステップと、
   前記２つの心電図信号を用いて６つの肢リードを算出するステップとを含むウエアラブルデバイスを利用する心電図測定方法。
2. 前記複数の光電容積パラメーターが心拍数、心拍変動、呼吸数を含むことを特徴とする請求項１に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
3. 前記警報発生判別が不整脈発生有無であることを特徴とする請求項１に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
4. 前記不整脈発生有無の判別が呼吸数の増加なしに心拍数が増加したのか否であることを特徴とする請求項３に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
5. 前記不整脈発生有無の判別が心拍変動が増加または減少したのか否であることを特徴とする請求項３に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
6. 前記不整脈発生有無の判別がディープラーニングによることを特徴とする請求項３に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
7. 前記２つの増幅器がシングルエンド入力増幅器であることを特徴とする請求項１に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
8. 前記測定された２つの心電図信号を利用してリードＩ、リードＩＩ、リードＩＩＩ、リードａＶＲ、リードａＶＬ、リードａＶＦの６つの肢リード信号を得ることを特徴とする請求項１に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
9. 前記無線携帯型心電計は血糖レベル、ケトンレベルまたはＩＮＲの一つまたは複数を測定する血液特性測定部を含むことを特徴とする請求項１に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定の前記方法。
10. ウエアラブルデバイスを利用する心電図測定システムにおいて、
    前記心電図測定システムは、光電式容積脈波計と、前記ウエアラブルデバイスに設置された心電計または前記ウエアラブルデバイスと別途に分離して携帯可能な心電計とを含み、
    前記光電式容積脈波計は、
    少なくとも一つのＬＥＤと少なくとも一つのフォトダイオードを含む光電式容積脈波測定回路と、
    前記光電式容積脈波測定回路の出力端子と連結されてアナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器と、
    データを送受信する無線通信手段と、
    前記光電式容積脈波回路と前記無線通信手段を制御して光電式容積脈波測定を行うマイクロコントローラとを含み、
    前記マイクロコントローラは前記測定された光電式容積脈波を持続的に分析して複数の光電容積パラメーターを抽出し、前記抽出された複数の光電式容積脈波パラメーターを利用して警報発生を判別し、前記判別結果によって警報を発生し、
    前記心電計は、
    少なくとも３つの乾式心電図測定電極と、
    前記少なくとも３つの心電図電極の中で２つの心電図電極に誘導された２つの心電図信号を増幅する２つの増幅器とを含むことを特徴とする光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定システム。
11. 前記複数の光電容積パラメーターが心拍数、心拍変動、呼吸数を含むことを特徴とする請求項１０に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
12. 前記警報発生判別が不整脈発生有無であることを特徴とする請求項１０に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
13. 前記不整脈発生有無の判別が呼吸数の増加なしに心拍数が増加したのか否であることを特徴とする請求項１２に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
14. 前記不整脈発生有無の判別が心拍変動が増加または減少したのか否であることを特徴とする請求項１２に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
15. 前記不整脈発生有無の判別がディープラーニングによることを特徴とする請求項１２に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
16. 前記２つの増幅器がシングルエンド入力増幅器であることを特徴とする請求項１０に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
17. 前記測定された２つの心電図信号を利用してリードＩ、リードＩＩ、リードＩＩＩ、リードａＶＲ、リードａＶＬ、リードａＶＦの６チャンネルの信号を得ることを特徴とする請求項１０に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。
18. 前記無線携帯型心電計は、血糖レベル、ケトンレベルまたはＩＮＲの一つまたは複数を測定する血液特性測定部を含むことを特徴とする請求項１０に記載の光電式容積脈波計の警報を利用する心電図測定前記システム。

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