WO2019054492A1 - 心電波形測定システム及び心電波形測定方法 - Google Patents

心電波形測定システム及び心電波形測定方法 Download PDF

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俊貴 山川
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    • A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
    • A61B5/6804—Garments; Clothes

Definitions

  • the present invention relates to an electrocardiographic waveform measurement system and an electrocardiographic waveform measurement method, and more particularly to an electrocardiographic waveform measurement system that measures an electrocardiographic waveform using a plurality of cloth electrodes fixed to a shirt.
  • Electrocardiographic measurement is essential to obtain reliable information useful for medical diagnosis and health care using wearable sensors.
  • the method of measuring the photoplethysmogram with the wrist currently on the market has insufficient accuracy. Therefore, measurement using disposable electrodes and shirt-shaped electrocardiogram electrodes are considered useful.
  • Patent Document 1 a biological signal is detected by providing a plurality of electrodes in a shirt, using one or two electrodes as key electrodes, and using an electrode other than the key electrode as an indifferent electrode (positive-pair reference potential electrode). Have been described.
  • the optimal electrode arrangement differs depending on individual differences such as the physical size of the wearer.
  • the shirt-like electrode has a fixed size and position of the shirt, and is subject to individual differences, so the electrocardiogram amplitude is extremely small in about 10% of the subjects, the direction of the characteristic wave is reversed, etc. There was a big problem.
  • an object of this invention is to propose an electrocardiogram waveform measurement system etc. suitable for measuring an electrocardiogram waveform accurately using the several electrode provided in clothing.
  • a first aspect of the present invention is an electrocardiographic waveform measurement system for measuring an electrocardiogram waveform using a plurality of electrodes fixed to a garment, comprising a combination of a plurality of electrodes that are a part of the plurality of electrodes.
  • Means for generating an electrocardiogram waveform by using measured values of the electrodes for each of a plurality of channels and R wave processing means for measuring an R wave in the electrocardiogram waveform of each of the channels Intensity calculation means for calculating the intensity of data in the dynamic range of the electrocardiographic waveform of each channel, the number of R waves detected by the R wave processing means, and the intensity calculation means The calculated intensity is used to provide channel selection means for selecting a combination of electrodes for measuring an electrocardiogram waveform.
  • a second aspect of the present invention is the electrocardiographic waveform measurement system according to the first aspect, wherein the electrode is a cloth electrode, and the electrocardiographic waveform measurement system detects a portion that deviates from the dynamic range.
  • the channel selection means gives priority to those in which the detection number of R waves measured by the R wave processing means is within a predetermined range out of the predetermined range from the plurality of channels.
  • a third aspect of the present invention is an electrocardiographic waveform measurement method for measuring an electrocardiogram waveform using a plurality of electrodes fixed to a garment, which is a combination of a plurality of electrodes that are a part of the plurality of electrodes.
  • Generating an electrocardiogram waveform by using measured values of the electrodes for each of a plurality of channels and generating an electrocardiogram waveform, and an R wave processing step of measuring an R wave in the electrocardiogram waveform of each of the channels An intensity calculation step of calculating an intensity of data in a dynamic range of the electrocardiographic waveform of each channel, a channel selection unit, the number of R waves detected in the R wave processing step, and The channel selection step of selecting a combination of electrodes for measuring an electrocardiogram waveform using the degree of concentration calculated in the step of calculating the degree of concentration.
  • the inventors continuously measure and analyze the variation of the interval (RR interval) of one R wave of the characteristic wave of the electrocardiogram, based on the modulation of the autonomic nerve, to predict seizures and dozing. It has been found that screening for sleep apnea and early diagnosis of Lewy body dementia are possible.
  • a shirt-type electrode as a wearable health care device, it can be used in daily life without specialized knowledge.
  • the present invention combines the knowledge of the inventors with a shirt-shaped electrode to provide a channel that is a combination of a plurality of cloth electrodes, with each channel having at least an R wave detection number and an intensity in dynamic range. It is possible to improve the detection accuracy of the electrocardiographic waveform by a plurality of electrodes by evaluating the electrocardiographic waveform by using the selected channel by evaluating in a two-dimensional manner by the axis and the axis different therefrom. become.
  • the detection accuracy of the electrocardiogram waveform largely differs depending on the arrangement of the heart and the like.
  • a cloth electrode not in contact with a living body is not selected, and even if an electrocardiographic waveform is detected in a plurality of channels, a channel having an optimum arrangement is selected according to individual differences and the like. It is possible to improve the detection accuracy.
  • the measurement accuracy of the electrocardiogram waveform can be improved by also considering the saturation processing and the amplitude.
  • channel selection processing is performed, for example, before measurement processing of an electrocardiogram waveform, but after, for example, channel selection is performed during sleep and measurement processing of the electrocardiogram waveform is started, posture is changed by turning over etc.
  • the channel selection may be performed again when the measurement accuracy of the radio wave form has dropped, or the channel selection process may be performed periodically.
  • this signal processing system can be realized on a small circuit board of 3 cm ⁇ 7 cm, and is applied to wearable devices. Is suitable.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of an electrocardiographic waveform measurement system according to an embodiment of the present invention.
  • Figure 4 shows the four leads used in the experiment. It is a flowchart which shows an example of operation
  • FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of an electrocardiographic waveform measurement system according to an embodiment of the present invention.
  • the shirt 1 includes a plurality of cloth electrodes 3 and a measurement unit 5.
  • the channel 4 is a combination of a plurality of cloth electrodes 3 which is a part of the plurality of cloth electrodes 3.
  • the measurement unit 5 includes a channel designation unit 7, an electrocardiogram waveform generation unit 9, an R wave processing unit 11, an intensity calculation unit 13, a saturation processing unit 15, an amplitude processing unit 17, and a channel selection unit 19. , And an electrocardiogram measurement unit 21.
  • the cloth electrode 3 and the measuring unit 5 are connected by wiring, and the signal detected by each cloth electrode 3 can be measured by the measuring unit 5.
  • the number of cloth electrodes 3 is twelve, and one channel is a combination of three cloth electrodes 3. 1, 12 of the fabric electrodes 3 1, ..., 3 12 may, Channel 4 1 comprises a fabric electrodes 3 1, 3 2, 3 3, Channel 4 2 cloth electrodes 3 4, 3 5, 3 6 wherein the the channel 4 3 comprises a fabric electrode 3 7, 3 8, 3 9, channel 4 4 includes a fabric electrodes 3 10, 3 11, 3 12.
  • the signals measured by the three cloth electrodes included in one channel can be, for example, one with earth and the other two with + and-to form an electrocardiogram.
  • 2 (a)-(d) show the leads 1 to 4 used in the experiments described later, and 12 cloth electrodes are divided into four channels in order to measure each lead. The positions of the three cloth electrodes involved are shown.
  • FIG. 3 is a flow chart showing an example of the operation of the electrocardiographic waveform measurement system of FIG.
  • FIG. 4 shows an example of an electrocardiographic waveform measured in the electrocardiographic waveform measurement system of FIG.
  • the channel designation unit 7 designates one channel from undesignated channels (step ST1). In this embodiment, one channel is measured at a time when simultaneous measurement can not be performed. The channel designation unit 7 sets the initial score of the designated channel to 10000 in order not to make the score negative by later score calculation (step ST2).
  • the electrocardiogram waveform generation unit 9 acquires, for example, an electrocardiogram waveform amplified by about 30 times for 2 seconds from the corresponding induction using the designated channel, and obtains 2000 sampling.
  • the R wave processing unit 11 adds a score according to the number of times of R wave detection in the electrocardiogram waveform obtained by the electrocardiogram waveform generation unit 9 (step ST3). For example, if the number of detections in 2 seconds is once, score 500 is added, if it is 2 or more and 5 or less, score 900 is added, and if it is 6 times, score 400 is added and 7 For example, the score 300 is added, and if it is eight times, the score 200 is added. If it is 0 times or 9 times or more, score addition is not performed.
  • FIG. 4 (a) shows an example of an electrocardiographic waveform usually measured in 2 seconds.
  • the R wave is the flow of electricity when the heart contracts and is the main wave of the electrocardiogram waveform.
  • the R-wave interval is called the RR interval (RRI), and measuring it is useful for early detection of disease and physical condition management, etc., and the demand to measure RRI continuously increases. There is. In 2 seconds, about 2 to 5 R waves are detected. On the other hand, if the R wave is not detected as shown in FIG. 4 (b) or a large number of R waves are detected as shown in FIG. 4 (c), it is expected that the accuracy of the electrocardiographic waveform is low. . Therefore, the score is high at a normal heart rate of 2 seconds, and is low otherwise.
  • the degree-of-intensity calculation unit 13 performs score processing according to the degree of concentration of data (step ST4). For example, a section obtained by dividing the dynamic range of a signal indicating an electrocardiogram waveform into 32 is set, a section in which a signal of 2 seconds is most included and a section above and below are derived, and the same score as the number of data included in the section to add. This process is performed under the assumption that stable electrocardiographic waveforms are concentrated near the center of the dynamic range. That is, as shown in FIG. 4 (d), the stable electrocardiographic waveform has a place where data is collected, and tends to be dispersed above and below. On the other hand, as shown in FIG.
  • an unstable electrocardiographic waveform tends to have a wide distribution of data. Therefore, the degree of data concentration in the dynamic range (i.e., a value that increases if there is data aggregation in the dynamic range, and decreases if widely distributed) is calculated and used to score.
  • the saturation processing unit 15 takes measures against saturation (step ST5). For example, the number of deviated frames is multiplied by 1 when the signal indicating the electrocardiogram waveform deviates from the dynamic range, 1 when deviated upward, and 5 when deviated downward. Decrease the score.
  • the initial score 10000 is selected as a value that does not become negative even if it always deviates downward.
  • the amplitude processing unit 17 detects the amplitude of a signal indicating an electrocardiogram waveform, and performs a score process according to the amplitude (step ST6). For example, a value obtained by subtracting the minimum value from the maximum value of the electrocardiographic waveform after AD conversion is added as a score.
  • the channel designation unit 7 determines whether all channels have been designated (step ST7). If it is designated, the process proceeds to step ST8. If there is a channel not designated, the process returns to step ST1 to designate one channel from the non-designated channels and perform the processing of steps ST2 to ST6.
  • step ST8 the channel selection unit 19 selects the channel with the highest score as optimal. Then, the electrocardiogram measurement unit 21 measures an electrocardiogram waveform by the corresponding induction using the selected channel (step ST9).
  • the measurement part 5 is described as one apparatus.
  • an apparatus for realizing a part of the functions may be provided in the shirt 1, and communication with this apparatus may be performed to realize other functions by an information processing apparatus such as a smartphone.
  • each cloth electrode 3 may be included in only one channel or may be included in a plurality of channels.
  • each channel can be measured at the same time, it is possible to measure and score at the same time without selecting one and performing processing.
  • FIG. 3 is an example performed before the measurement processing of the electrocardiogram waveform, but for example, after the channel selection processing by the channel selection unit 19, the score calculation unit (not shown) included in the electrocardiogram measurement unit 21 selects If all or part of the above score calculation is performed constantly or periodically on the electrocardiographic waveform measured by the selected channel, and if the calculated score is high, the selected channel is not changed and becomes low. The channel selection process may be performed again.
  • the score becomes lower, for example, if it falls below a predetermined reference value, it becomes lower than a predetermined percentage (for example, 80%) from the score at the time of the first selection, from the score of the channel not selected
  • a predetermined percentage for example, 80%
  • a predetermined rate for example, 10%
  • the posture is changed by turning over and the channel selection is performed again when the measurement accuracy of the electrocardiogram waveform falls. It will be possible. Also, channel selection processing may be performed periodically.
  • RRI was measured using a shirt developed by the inventors and a 4CH-RRI telemeter. The measurement was performed for 10 subjects for 5 minutes each of supine position, sitting position, standing position, and walking (3 km / h). Also, in order to compare the results, the same measurement was performed using an RRI telemeter (hereinafter referred to as a 1CH-RRI telemeter) that measures RRI using only the same shirt and Lead 1.
  • a 1CH-RRI telemeter an RRI telemeter
  • the optimal distribution of leads chosen by the 4CH-RRI telemeter is 16 leads 1, 8 leads 2, 7 leads 3 and 9 leads 4 with the most commonly used leads 1 being the most common As a result, other leads were also selected, and it was possible to confirm that the optimum lead changes depending on body size and movement. In addition, although there were seven measurements in which RRI could not be detected by the 1CH-RRI telemeter, RRI could be detected in all subjects by measurement using the 4CH-RRI telemeter.
  • the 1CH telemeter showed a high detection rate 8 times
  • the 4CH-RRI telemeter showed a high detection rate 15 times
  • measurements with equal values 17 It was obtained several times. It is presumed that the difference in detection rate occurs even when the 4CH-RRI telemeter selects the lead 1 because it is not measured at the same time.
  • the places where the detection rate is shown in bold are places where the induction selected by the 4CH-RRI telemeter is not 1 and the detection rate is lower than the 1CH-RRI telemeter.
  • the optimum lead is selected only at start-up, so that the part shown in bold in Table 1 is that the optimum lead has been changed due to the wearer's movement during measurement, etc. It is believed that.
  • the 4CH-RRI telemeter is more effective than the 1CH-RRI telemeter. Further, it is expected that the RRI detection rate can be further improved by constructing a system for automatically reselecting the optimum lead during RRI measurement and reviewing the process for selecting the optimum lead.

Abstract

衣類に設けられた複数の電極を用いて、精度よく心電波形を測定することに適した心電波形測定システム等を提案する。測定部（５）は、複数の布電極（３）を複数のチャンネル（４）によりグループ化して測定する。各チャンネルの電極により測定された信号に対して、Ｒ波処理部（１１）により得られる所定時間内でのＲ波の検出数と、集約度計算部（１３）により得られるダイナミックレンジにおけるデータの集約度を用いて、２次元的に評価して、チャンネル選択部（１９）は、最適なチャンネルを選択する。

Description

心電波形測定システム及び心電波形測定方法
　本願発明は、心電波形測定システム及び心電波形測定方法に関し、特に、シャツに固定した複数の布電極を使用して心電波形を測定する心電波形測定システム等に関する。
　ウェアラブルセンサを用いて医療診断・ヘルスケアに有用な信頼性の高い情報を得るためには、心電図計測が不可欠である。現在市場に流通している手首で光電脈波を計測する手法では、精度が不十分である。そのため、使い捨て電極を用いて計測することや、シャツ型の心電図電極が有用視されている。特許文献１には、シャツに複数の電極を設け、１つ又は２つの電極を関電極とし、関電極以外の電極を不関極（正対基準電位電極）として、生体信号を検出することが記載されている。
国際公開第２０１５／１１５４４１号パンフレット
　しかしながら、従来の使い捨て電極を用いてRRIを計測する際、皮膚の発赤・炎症や粘着ペーストの痕残りが問題となる場合がある。
　また、シャツに複数の電極を設けて測定しても、装着者の体格など個人差によって最適な電極配置が異なることが知られている。シャツ型電極はシャツのサイズと電極の位置が固定されており、個人差の影響を多分に受けるので、被験者のうち10%程度で心電図の振幅が極めて小さい、特徴波の向きが反転する等の大きな問題が生じていた。
　この唯一の解決策は、特許文献１記載の背景技術にあるように、シャツの多点に電極材料を配置することである。しかしながら、多チャンネルの心電図を誘導すると配線が複雑化する。それを無線化して多重伝送するには大電力を要し、ウェアラブルなサイズ/重量で実現できない。
　さらに、従来、専門家が介在していたために、特許文献１記載の背景技術にあるように、シャツの特定部位に電極を設け、複数の電極のすべてが生体信号を検出できることを前提としていた。しかしながら、シャツなどに設けた電極は、生体と離れてしまうなどのため、生体信号を正確に検出することは期待できない。また、個体差などにより、シャツに固定した電極で、うまく生体信号を検出できるとは限らない。今後、専門家が介在することなく心電図計測を行い、高度なヘルスケアの実現や、ウェアラブル機器を利用した健康増進、疾病の予防と早期発見などのニーズが高まれば、シャツ側ウェアラブル機器の複数の電極のすべてにおいて生体信号を測定できるとする前提は実現することが困難であり、これらの電極を用いて生体信号を精度よく測定することは困難であった。
　そこで、本願発明は、衣類に設けられた複数の電極を用いて、精度よく心電波形を測定することに適した心電波形測定システム等を提案することを目的とする。
　本願発明の第１の観点は、衣類に固定した複数の電極を使用して心電波形を測定する心電波形測定システムであって、前記複数の電極の一部である複数の電極の組合せをチャンネルとし、複数のチャンネルのそれぞれに対して前記電極の測定値を用いて心電波形を生成する心電波形生成手段と、前記各チャンネルの前記心電波形におけるＲ波を測定するＲ波処理手段と、前記各チャンネルの前記心電波形のダイナミックレンジにおけるデータの集約度を計算する集約度計算手段と、前記Ｒ波処理手段により測定されたＲ波の検知数、及び、前記集約度計算手段により計算された集約度を用いて、心電波形を測定する電極の組合せを選択するチャンネル選択手段を備える。
　本願発明の第２の観点は、第１の観点の心電波形測定システムであって、前記電極は、布電極であり、当該心電波形測定システムは、ダイナミックレンジを逸脱する部分を検出する飽和処理手段と、心電波形の振幅を検出する振幅検出手段を備え、前記心電波形生成手段は、前記各組合せに対して、所定時間における前記布電極の測定値を用いて心電波形を生成し、前記チャンネル選択手段は、前記複数のチャンネルから、前記Ｒ波処理手段により測定されたＲ波の検知数が、所定の範囲外にあるものよりも、所定の範囲内にあるものを優先し、前記集約度計算手段により計算された集約度が、低いものよりも、高いものを優先し、前記飽和処理手段により検出されたダイナミックレンジを逸脱するものよりも、逸脱しないものを優先し、前記振幅検出手段により検出された心電波形の振幅が、小さいものよりも、大きいものを優先して、一つ又は複数のチャンネルを選択する。
　本願発明の第３の観点は、衣類に固定した複数の電極を使用して心電波形を測定する心電波形測定方法であって、前記複数の電極の一部である複数の電極の組合せをチャンネルとし、複数のチャンネルのそれぞれに対して前記電極の測定値を用いて心電波形を生成する心電波形生成ステップと、前記各チャンネルの前記心電波形におけるＲ波を測定するＲ波処理ステップと、前記各チャンネルの前記心電波形のダイナミックレンジにおけるデータの集約度を計算する集約度計算ステップと、チャンネル選択手段が、前記Ｒ波処理ステップにおいて測定されたＲ波の検知数、及び、前記集約度計算ステップにおいて計算された集約度を用いて、心電波形を測定する電極の組合せを選択するチャンネル選択ステップを含む。
　発明者らは、心電図の特徴波の一つのＲ波の間隔(R-R間隔)の変動を継続的に計測・解析することにより、自律神経の変調をもとに、てんかん発作や居眠り運転の予知、睡眠時無呼吸症のスクリーニング、レビー小体型認知症の早期診断が可能であることを見出していた。ウェアラブル・ヘルスケア機器としてシャツ型電極を応用することにより、日常生活で専門知識なく使うことができる。本願発明は、発明者らの知見をシャツ型電極と組み合わせることにより、複数の布電極の組合せであるチャンネルに対して、各チャンネルを、少なくとも、Ｒ波検知数とダイナミックレンジにおける集約度という、時間軸と、これとは異なる軸とにより２次元的に評価して、選択したチャンネルを使用して心電波形を測定することにより、複数の電極による心電波形の検出精度を向上させることが可能になる。
　例えば、複数のチャンネルにおいて心電波形が検出されても、心臓の配置等によって、心電波形の検出精度は大きく異なる。本願発明の各観点によれば、生体と接触していない布電極などを選択せず、また、複数のチャンネルにおいて心電波形が検出されても、個体差等により最適な配置のチャンネルを選択して、検出精度を向上させることが可能になる。実際、後に説明するように、本発明を利用すれば、シャツ型電極で心電図の誘導が不良で全くR-R間隔計測ができなかった被験者についても極めて高い信頼性で計測できる。さらに、本願発明の第２の観点によれば、飽和処理や振幅をも考慮することにより、心電波形の測定精度を向上させることができる。
　ここで、チャンネル選択処理は、例えば、心電波形の測定処理の前に行うが、例えば睡眠時にチャンネル選択をして心電波形の測定処理を開始した後に、寝返り等で姿勢が変更して心電波形の測定精度が落ちた段階で改めてチャンネル選択をしてもよく、また、定期的にチャンネル選択処理を行ってもよい。また、本発明の実施例として開発したプログラムは、小型・低電力なマイクロコントローラに実装されているため、この信号処理システムを3cm×7cmの小さい回路基板上で実現でき、ウェアラブル機器への応用に適している。
本願発明の実施の形態に係る心電波形測定システムの構成の一例を示すブロック図である。 実験において使用した４つの誘導を示す図である。 図１の心電波形測定システムの動作の一例を示すフロー図である。 図１の心電波形測定システムにおいて測定される心電波形の一例を示す図である。
　以下では、図面を参照して、本願発明の実施例について説明する。なお、本願発明は、この実施例に限定されるものではない。
　図1は、本願発明の実施の形態に係る心電波形測定システムの構成の一例を示すブロック図である。心電波形測定システムにおいて、シャツ１には、複数の布電極３と、測定部５を備える。チャンネル４は、複数の布電極３の一部である複数の布電極３の組合せである。測定部５は、チャンネル指定部７と、心電波形生成部９と、Ｒ波処理部１１と、集約度計算部１３と、飽和処理部１５と、振幅処理部１７と、チャンネル選択部１９と、心電測定部２１を備える。
　布電極３と測定部５とは配線により接続されており、各布電極３で検出された信号は、測定部５において測定することができる。図１では、布電極３は１２個であり、１つのチャンネルは３個の布電極３の組合せである。図１は、１２個の布電極３1，…，３12があり、チャンネル４1は布電極３1，３2，３3を含み、チャンネル４2は布電極３4，３5，３6を含み、チャンネル４3は布電極３7，３8，３9を含み、チャンネル４4は布電極３10，３11，３12を含む。
　１チャンネルに含まれる３個の布電極により測定された信号で、例えば、１つをアースとし、他の２つを＋と－として、心電波形とすることができる。図２（ａ）～（ｄ）は、後に説明する実験において使用した誘導１～４であり、それぞれの誘導を測定するために、１２個の布電極を４つのチャンネルに分割し、各チャンネルに含まれる３つの布電極の位置を示す。
　図３は、図１の心電波形測定システムの動作の一例を示すフロー図である。図４は、図１の心電波形測定システムにおいて測定される心電波形の一例を示す。
　チャンネル指定部７は、未指定のチャンネルから１つのチャンネルを指定する（ステップＳＴ１）。本実施例では、同時測定ができない場合で、１チャンネルずつ測定する。チャンネル指定部７は、指定されたチャンネルの初期スコアを、後のスコア計算によりスコアをマイナスにしないために１００００とする（ステップＳＴ２）。
　心電波形生成部９は、指定されたチャンネルを用いて、例えば、対応する誘導から２秒間約３０倍に増幅された心電波形を取得し、２０００サンプリングを得る。
　Ｒ波処理部１１は、心電波形生成部９により得られた心電波形において、その間のＲ波の検知回数に応じてスコアを加算する（ステップＳＴ３）。例えば、２秒間での検知数が１回であればスコア５００を加算し、２回以上５回以下であればスコア９００を加算し、６回であればスコア４００を加算し、７回であればスコア３００を加算し、８回であればスコア２００を加算する。０回又は９回以上であればスコア加算を行わない。図４（ａ）は、２秒間で通常測定される心電波形の一例を示す。Ｒ波は、心臓が収縮するときの電気の流れで、心電波形の主要な波である。Ｒ波の間隔はＲ－Ｒ間隔(RRI:R-R Interval)と呼ばれ，これを計測することは疾患の早期発見や体調管理等に有用であり，RRIを継続的に計測する需要が増加している。２秒間では、２回～５回程度のＲ波が検出される。他方、図４（ｂ）にあるようにＲ波の検知がなかったり、図４（ｃ）のようにＲ波が多数検知されたりする場合には、心電波形の精度が低いと予想される。そのため、２秒間の通常の心拍数でスコアが高くなり、それ以外ではスコアが低くなるようにする。
　集約度計算部１３は、データの集約度合いに応じたスコア処理を行う（ステップＳＴ４）。例えば、心電波形を示す信号のダイナミックレンジを３２分割した区間を設定し，２秒間の信号が最も多く含まれる区間およびその上下の区間を導出し、その区間に含まれるデータ数と同じスコアを加算する。この処理は、安定した心電波形はダイナミックレンジの中心付近に集約するという仮定のもと行われている。すなわち、図４（ｄ）にあるように、安定した心電波形は、データが集約する箇所があり、その上下に分散する傾向がある。他方、図４（ｅ）にあるように、安定していない心電波形は、データが幅広く分布する傾向がある。そのため、ダイナミックレンジにおけるデータの集約度（すなわち、ダイナミックレンジにおいてデータが集約している箇所があれば高くなり、幅広く分布する場合には低くなる値）を計算し、これを用いてスコア計算する。
　飽和処理部１５は、飽和対策を行う（ステップＳＴ５）。例えば、心電波形を示す信号がダイナミックレンジを逸脱している部分を検出し、上に逸脱している場合は１、下に逸脱している場合は５を、逸脱したフレームの数に乗算したスコアを減じる。初期スコア１００００は、下に常に逸脱した場合に減算しても、マイナスとならない値として選択したものである。
　振幅処理部１７は、心電波形を示す信号の振幅を検出し、振幅に応じたスコア処理を行う（ステップＳＴ６）。例えば、AD変換後の心電波形の最大値から最小値を引いた値をスコアとして加算する。
　チャンネル指定部７は、すべてのチャンネルを指定したか否かを判断する（ステップＳＴ７）。指定したならばステップＳＴ８に進み、指定していないチャンネルがあるならばステップＳＴ１に戻り、指定していないチャンネルから１つのチャンネルを指定して、ステップＳＴ２～ＳＴ６の処理を行う。
　ステップＳＴ８において、チャンネル選択部１９は、最もスコアが高いチャンネルが最適であると選択する。そして、心電測定部２１は、選択されたチャンネルを使用して、対応する誘導により心電波形を測定する（ステップＳＴ９）。
　なお、図１では、測定部５が一つの装置として記載している。例えば、一部の機能を実現する装置をシャツ１に設け、この装置と通信を行って他の機能をスマートフォンなどの情報処理装置により実現するようにしてもよい。また、各布電極３は、１つのチャンネルにのみ含まれてもよく、複数のチャンネルに含まれてもよい。また、各チャンネルを同時に測定可能な場合は、１つを選択して処理を行わずに、同時に測定してスコア計算してもよい。
　なお、図３は、心電波形の測定処理の前に行う例であるが、例えば、チャンネル選択部１９によるチャンネル選択処理の後に、心電測定部２１が備えるスコア計算部（図示省略）が選択したチャンネルにより測定された心電波形に対して、常時又は定期的に、上記のスコア計算の全部又は一部を行い、計算したスコアが高いときには選択したチャンネルを変更せず、低くなった場合には改めてチャンネル選択処理を行うようにしてもよい。スコアが低くなった場合は、例えば、所定の基準値を下回った場合、最初の選択時のスコアから予め定めた割合（例えば８０％など）以下となった場合、選択しなかったチャンネルのスコアよりも下回った場合、前回までに計算したスコアよりも所定の割合（例えば１０％）以上の低下があった場合、などである。これにより、例えば、睡眠時にチャンネル選択をして心電波形の測定処理を開始した後に、寝返り等で姿勢が変更して心電波形の測定精度が落ちた段階で改めてチャンネル選択をすることなどが可能になる。また、定期的にチャンネル選択処理を行ってもよい。
　続いて、発明者らがシャツ型の布電極を開発し、図２の４つの誘導からＲＲＩを計測するのに最適な誘導を選定する機能を有するテレメータ(以降4CH-RRIテレメータ)の有効性を検証した実験について説明する。
　健常な男子大学生10名(年齢19.6±1.11歳、平均±標準偏差)に対して、発明者らが開発したシャツと4CH-RRIテレメータを用いてRRIの計測を行った。計測は、被験者10名に対して、仰臥位、座位、立位、歩行(3km/h)のそれぞれ5分間行った。また、結果の比較を行うために、同じシャツと誘導１のみを用いてRRIを計測するRRIテレメータ(以降1CH-RRIテレメータ)を使用して同様の計測を行った。
　被験者10名の計測において、RRIの値が300ms以下の場合と1500ms以上の場合、またRRIが1拍で200ms以上変化した場合を誤検出、それ以外のRRIを正常な検出とし、正常な割合を検出率として算出した結果を表１に示す。
　4CH-RRIテレメータが選択した最適な誘導の分布は、誘導１が16回、誘導２が8回、誘導３が7回、誘導４が9回であり、一般に使用されている誘導１が最も多い結果となったが、他の誘導も選択されており、体格や動作により最適な誘導が変わることを確認することができた。また、1CH-RRIテレメータではRRIが検出できなかった計測が7回あったが、4CH-RRIテレメータを用いた計測では全ての被験者でRRIを検出できていた。
　1CH，4CHの各テレメータの検出率を比較すると、1CHテレメータが高い検出率を示したのは8回、4CH-RRIテレメータの検出率が高かったのは15回、等しい値を示した計測が17回得られた。4CH-RRIテレメータが誘導1を選択した際にも検出率に差が出るのは，同時に計測していないことが原因だと推定される。
　表１において、検出率が太字で示してある箇所は、4CH-RRIテレメータが選択した誘導が1ではなく、かつ検出率が1CH-RRIテレメータを下回っていた箇所である。現在の4CH-RRIテレメータの仕様では、最適な誘導を選択するのは起動時のみであるため、表１において太字で示した箇所は最適な誘導が計測中の装着者の動作等により変化したことによると考えられる。 
　このように、4CH-RRIテレメータは、1CH-RRIテレメータよりも有効である。そして、RRI計測の最中に自動で最適な誘導を再選択するシステムの構築と，最適な誘導を選択するプロセスの見直しにより、さらにRRI検出率を向上させることが期待できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　１　シャツ、３　布電極、４　チャンネル、５　測定部、７　チャンネル指定部、９　心電波形生成部、１１　Ｒ波処理部、１３　集約度計算部、１５　飽和処理部、１７　振幅処理部、１９　チャンネル選択部、２１　心電測定部

Claims (3)

  1. 　衣類に固定した複数の電極を使用して心電波形を測定する心電波形測定システムであって、
    　前記複数の電極の一部である複数の電極の組合せをチャンネルとし、複数のチャンネルのそれぞれに対して前記電極の測定値を用いて心電波形を生成する心電波形生成手段と、
    　前記各チャンネルの前記心電波形におけるＲ波を測定するＲ波処理手段と、
    　前記各チャンネルの前記心電波形のダイナミックレンジにおけるデータの集約度を計算する集約度計算手段と、
    　前記Ｒ波処理手段により測定されたＲ波の検知数、及び、前記集約度計算手段により計算された集約度を用いて、心電波形を測定する電極の組合せを選択するチャンネル選択手段を備える心電波形測定システム。
  2. 　前記電極は、布電極であり、
    　当該心電波形測定システムは、
    　　ダイナミックレンジを逸脱する部分を検出する飽和処理手段と、
    　　心電波形の振幅を検出する振幅検出手段を備え、
    　前記心電波形生成手段は、前記各組合せに対して、所定時間における前記布電極の測定値を用いて心電波形を生成し、
    　前記チャンネル選択手段は、前記複数のチャンネルから、
    　　前記Ｒ波処理手段により測定されたＲ波の検知数が、所定の範囲外にあるものよりも、所定の範囲内にあるものを優先し、
    　　前記集約度計算手段により計算された集約度が、低いものよりも、高いものを優先し、
    　　前記飽和処理手段により検出されたダイナミックレンジを逸脱するものよりも、逸脱しないものを優先し、
    　　前記振幅検出手段により検出された心電波形の振幅が、小さいものよりも、大きいものを優先して、一つ又は複数のチャンネルを選択する、請求項１記載の心電波形測定システム。
  3. 　衣類に固定した複数の電極を使用して心電波形を測定する心電波形測定方法であって、
    　前記複数の電極の一部である複数の電極の組合せをチャンネルとし、複数のチャンネルのそれぞれに対して前記電極の測定値を用いて心電波形を生成する心電波形生成ステップと、
    　前記各チャンネルの前記心電波形におけるＲ波を測定するＲ波処理ステップと、
    　前記各チャンネルの前記心電波形のダイナミックレンジにおけるデータの集約度を計算する集約度計算ステップと、
    　チャンネル選択手段が、前記Ｒ波処理ステップにおいて測定されたＲ波の検知数、及び、前記集約度計算ステップにおいて計算された集約度を用いて、心電波形を測定する電極の組合せを選択するチャンネル選択ステップを含む心電波形測定方法。
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