JP2018149318A - 心臓のモニタリングシステム - Google Patents

Abstract

【課題】対象の胸部の回転運動を示す角度弾動信号を得るように構成された角運動センサを含むデバイスを提供する。【解決手段】胸部の回転運動を示す角度弾動信号（ａｎｇｕｌａｒ ｂａｌｌｉｓｔｏｇｒａｐｈ ｓｉｇｎａｌ）を取得するように構成されている角運動センサ（ｓｅｎｓｏｒ ｏｆ ａｎｇｕｌａｒ ｍｏｔｉｏｎ）２０６を含むデバイスを開示する。信号処理手段は、この角度心弾動信号（ａｎｇｕｌａｒ ｂａｌｌｉｓｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ ｓｉｇｎａｌ）から出力パラメータの測定値を生成するように構成されており、これが対象の心臓の働きを示す。パラメータは、対象の心臓の１回拍出量、心拍（心臓の鼓動；ｈｅａｒｔｂｅａｔ）、心臓の大動脈の開口または閉口、心臓の機能と相互作用する他の生体の働きを示していてもよい。【選択図】図２

Description

発明の分野
本発明は、ユーザーのバイタルサインをモニタリングすることに関し、特に独立請求項の前文に規定する、対象の心臓の働きをモニタリングするためのシステム、方法およびコンピュータプログラム製品に関する。

発明の背景
心臓は、小部屋で形成された中空の組織であり、これらの小部屋は、その長さや形状を変化させる収縮を起こすことができる。心臓は、周期的収縮により、心臓血管系と呼ばれる動脈と静脈のネットワークを通じてポンプのように血液を送り出す。図１に示すように、人の心臓は、４つの部屋を含み、これらは中隔によって右側（右心房ＲＡと右心室ＲＶ）と左側（左心房ＬＡと左心室ＬＶ）に分割されている。心拍周期中、右心房ＲＡは、静脈から血液を受け取り右心室に送り込み、右心室ＲＶは、酸素供給のために血液を肺に送り込む。左心房ＬＡは、酸素供給を受けた血液を肺から受け取り、左心室ＬＶに送り込み、左心室ＬＶは、血液を静脈に送り込む。心尖部ＡＰは、左心室ＬＶの下外側部によって形成される部分である。

モニタリング対象の心臓の働きを示す測定可能なパラメータを提供するための、様々な技術が開発されてきた。これらの技術の多くは侵襲性であり、それゆえ先進的な医療用途にのみ適している。

非侵襲性の技術には心エコー（ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）があるが、これは超音波を利用して心臓の画像を提供する。心エコーは、ベッドのそばで楽に行うことができ、それゆえ疾患のある心臓と健康な心臓の心臓力学の非侵襲性の研究に広く普及するツールになった。しかし、生成された画像は、複雑かつ基本的に固定されたコンピュータ機器を要し、高度に訓練された医師による解釈を必要とする。臨床環境の外で、心エコーによって心臓の動きを歩行可能にまたは長期にモニタリングすることは、現実には不可能である。

心電図検査（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）は、モニタリング対象の皮膚の表面に装着した電極を用いて心臓の電気的活動を測定することに基づいている。心電図検査では、心臓の脱分極波を皮膚の特定の位置に置かれた１対の電極の間の電圧の変化として検出する。典型的には、多くの電極を使用し、（導線の）対に組み合わせて配置する。心電図は、非常に正確で広く普及しており、ある程度コンピュータ化された解釈も可能である。しかしながら、電極を適切に配置するのは、医学訓練を受けていないユーザーには難しいかもしれない。加えて、測定システムは、典型的には、コンピュータ化されたシステムを必要とし、これがケーブルを用いて、導電性のジェルを介してモニタリング対象の皮膚に連結する複数の自己接着性のパッドに接続されている。そのような配線をつけたままの動きは極めて限定される。

国際公報第ＷＯ２０１０１４５００９号は、対象の生理的状態を示す情報を決定するための装置を開示する。この装置は、複数の空間軸に沿って測定された、対象の心臓運動を示す心弾動計データ（ｂａｌｌｉｓｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ ｄａｔａ）を取得するセンサデバイスを有する。心弾動計データは、心臓の心筋の活動に応答して起こる身体の機械的運動の程度を示す。それで、この心弾動計データを用いて、対象の心臓運動を示すデータを処理する。この先行技術の方法は、先行技術の制限のいくつかを克服する。しか
し、空間軸に沿った線形の測定は、測定の間におけるモニタリング対象の姿勢に大きく影響されることが分かっている。加えて、心拍周期のいくつかの特性は、線形の運動データを用いては完全な信頼性をもって測定することはできない。

発明の概要
本発明の目的は、先行技術の欠点の少なくとも１つを取り除き、あるいは少なくとも軽減する、心臓の働きをモニタリングする非侵襲のソリューションを提供することである。本発明の目的は、独立請求項の特徴部分に従うシステム、方法およびコンピュータプログラム製品を用いて実現される。

本発明の好ましい実施態様は、従属請求項に開示される。

心筋線維の特定の配向に起因して、心拍周期において心臓は、長軸に沿う回転と絞るような（ねじる）運動を行う。心臓の回転が起こす左心室ＬＶのねじれて絞りそして開くという動きは、心臓の１回拍出量の約６０％を支える。残りは左心室ＬＶと左心房ＬＡとの間の壁の移動の結果と、心尖部ＡＰから左心室ＬＶへの線形の絞りの結果と考えられ得る。

本発明は、対象（ｓｕｂｊｅｃｔ）の胸部の回転運動を示す角度弾動信号（ａｎｇｕｌａｒ ｂａｌｌｉｓｔｏｇｒａｐｈ ｓｉｇｎａｌ）を取得するように構成されている角運動センサ（ｓｅｎｓｏｒ ｏｆ ａｎｇｕｌａｒ ｍｏｔｉｏｎ）を含むデバイスを開示する。信号処理手段は、この角度心弾動信号（ａｎｇｕｌａｒ ｂａｌｌｉｓｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ ｓｉｇｎａｌ）から出力パラメータの測定値を生成するように構成されており、これが対象の心臓の働きを示す。生成された値またはパラメータは、スタンドアロン型システムまたは結合体において使用することができ、１以上の先行技術の技術を使用するシステムにおいて取得した信号および／または解析を改善する。

角運動センサの信号は、重力の影響を受けないので、測定はモニタリング対象の位置ないし姿勢から実質的に独立したものとなる。胸部の外部角運動は、単なる心臓の回転の範囲や心臓の大きさと人の胸部の直径との比率から予測しうるものより大きな規模のオーダーであることが分かっている。また、角運動の検出も心臓に対するセンサの位置に比較的鈍感であることも分かっている。これらの側面により、正確な測定が、モニタリング対象の胸部に装着された１つのジャイロスコープだけ、例えば、微小電気機械のジャイロスコープだけを用いても行うことができる。微小電気機械のジャイロスコープは、正確で、小型で、商業的にも十分入手可能である。

本発明のこれらの利点とさらなる利点を以下に、本発明のいくつかの実施例の詳細な説明とともに詳述する。

図面の簡単な説明
以下に、好ましい実施態様に関連して、添付の図面を参照して、本発明をより詳細に説明する。

図１は、人の心臓の要素を示す。 図２は、モニタリングシステムの実施態様の機能的要素を示す。 図３は、心臓のモニタリングシステムの機能的構成を示す。 図４は、心臓のモニタリングシステムの他の例示的な構成を示す。 図５は、図４のシステムを用いて取得した測定結果を示す。 図６は、心臓のモニタリングシステムを含む遠隔モニタリングシステムを示す。 図７は、心拍周期の間における例示的な角度心弾動信号を示す。 図８は、角度心弾動信号を簡略化した例を示す。 図９は、特定の整合フィルタリング後の図７の角度心弾動信号に対応する例示的な出力信号を示す。 図１０は、図７の信号からの電位ＡＯピークを示す。 図１１は、検査対象から測定した１回拍出量と心拍のタイムスタンプの例示的な値を示す。 図１２は、様々な測定技術を用いて１人の検査対象から同時に取得した測定値を示す。 図１３は、対象の心房性期外収縮を示すパラメータの生成を示す。 図１４は、対象の心房細動の場合における例示的な時間差（ＴＤ）を示す。 図１５は、検討対象者が呼吸をしている時の心房細動の場合における例示的な信号の振幅変動を示す。 図１６は、心血管の回転を示す例示的な信号のＥＣＧ波形と角度心弾動図波形の例を示す。

いくつかの実施態様の詳細な説明
下記の各実施態様は例示である。明細書中において「或る」、「１つの」または「いくつかの」実施態様ということがあるが、これは、必ずしもこれらの語による言及が同じ実施態様を意味したり、特徴が１つの実施態様にのみ適用されることを意味したりするものではない。異なる実施態様の特徴を１つずつ組み合わせて更なる実施態様を提供してもよい。

以下、本発明の様々な実施態様を実施しうるデバイス構成の単純な実施例を用いて本発明の特徴を説明するが、実施態様の描写に関係のある要素のみを詳細に説明する。心臓のモニタリングシステムおよび方法の様々な実施例は、一般的に当業者に知られている要素を有し、ここに具体的に記載しない場合がある。

本発明に従うモニタリングシステムは、対象の心臓の働きを示す１以上のパラメータについて１以上の出力値を生成する。これらの値は、そのまま使用してもよく、あるいは対象の心臓の状態を示すようにさらに処理されてもよい。モニタリングシステムは、ここでは、人間の対象（者）に適用するように開示されている。しかしながら、本発明は、心臓と身体とを有し、身体が心臓を反応可能に納め、心拍が身体の反跳運動（ｒｅｃｏｉｌ ｍｏｔｉｏｎ）をもたらすようになっているあらゆる動物種またはあらゆるタイプの対象に適合的である。

図２のブロック図は、本発明に従うモニタリングシステム２００の実施態様の機能的要素を示す。システムは、対象の胸部の回転運動を示す角度弾動信号を取得するように構成された角運動センサと、角度心弾動信号から対象の心臓の働きを示す出力パラメータの測定値を生成するように構成された信号処理手段とを含む。これらの要素は、１つの物理的デバイス（例えば、スマートフォンやタブレットのようなモバイルコンピューティングデバイス）として実施されてもよい。代替的に、これらの要素は、システムの２つ以上の電気的または通信的に連結された物理的デバイスに含まれていてもよい。図２は、システム２００がセンサユニット２０２と制御ユニット２０４とを有する例示的な構成を示す。この例において、センサユニット２０２は、モニタリング対象に装着される要素として考えてもよく、また、制御ユニット２０４は、モニタリング対象から物理的に離れた要素とし
て考えてもよい。

センサユニット２０２は、角運動センサ２０６を含む。角運動センサは、対象に装着されて、それが取り付けられた対象または対象の一部の動作に沿って動くように構成されている。回転運動（ｒｏｔａｔｉｏｎａｌ ｍｏｖｅｍｅｎｔ）または角運動（ａｎｇｕｌａｒ ｍｏｔｉｏｎ）は、ここでは、回転軸に対して半径方向の配向において物体が進行する円運動を指す。角運動センサ（ｓｅｎｓｏｒ ｏｆ ａｎｇｕｌａｒ ｍｏｔｉｏｎ）は、ここでは、対象の角運動に曝されていてもよい、角運動の少なくとも一つの変数を電気信号に変換する機能的要素を指す。適合的な変数は、例えば、半径方向の配向における位置、角速度および角加速度である。心臓の回転運動と対象の身体の周囲の部分の逆回転運動は振動性であり、したがって、角運動センサは、適用した変数の方向と規模の両方を検出するように構成されていてもよい。

センサユニット２０２は、また、生の（ｒａｗ）入力電気信号を操作してさらなる処理のための次の段階の要求を満たすようにする信号調整ユニット２０８も含んでいてもよい。信号調整は、例えば、センサ入力信号を分離し、フィルタリングし、増幅し、他の制御デバイスまたは制御システムに送られてもよい比例出力信号に変換することを含んでいてもよい。信号調整ユニット２０８は、また、信号について、合計、積分、パルス幅変調、線形化およびその他の数学的演算等の計算機能も行ってもよい。信号調整ユニット２０８が代替的に制御ユニット２０４に含まれていてもよい。

角運動センサは、胸部の運動信号、即ち、胸部内における対象の心臓の働きに応答する胸部の回転反跳運動を示す角度心弾動信号、を生成するように構成される。心弾動図記録法（ｂａｌｌｉｓｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）は、一般的に、心拍周期中の身体の質量の中心における変化（ｓｈｉｆｔｓ）に応答して起きる身体の運動を測定するための技術を指す。胸部（ｃｈｅｓｔ）は、ここでは、対象の頸部と腹部の間の胴体上部における、身体の胸の部分を指す。有利には、胸部の回転運動が、対象の矢状面に平行な軸について測定される。ただし、他の軸も同様に、技術的範囲内で適用し得る。

角運動センサ２０６は、対象の胸部の外側に所望の位置と配向において、締結要素を用いて、胸部の下層の部分が動いた時にセンサがそれに従い動くように、装着されていてもよい。締結要素（ｆａｓｔｅｎｉｎｇ ｅｌｅｍｅｎｔ）は、ここでは、角運動センサ２０６をユーザーの皮膚の外側表面と接する位置に置くために用いられてもよい機械的手段を指す。締結要素は、例えば、弾性的または調節可能なストラップを用いて実施されていてもよい。角運動センサ２０６と、その電気的接続に必要な任意の電気的配線が、ストラップに取り付けられていてもよく、ストラップと一体的になっていてもよい。他の締結機構も同様に適用することができる。例えば、締結要素は、胸部領域において皮膚上に角運動センサ２０６を装着するための１以上の取外し可能な粘着バンドを含んでいてもよい。対象の胸部の回転運動は、代替的に、対象の胴体上部の任意の他の部分における位置に連結された角運動センサを用いて検出されてもよい。例えば、対象の胴体上部の裏側における位置がこの目的に適用されてもよい。そのようなセンサ構成は、特定の締結要素を用いない測定を可能にする。例えば、センサユニットはマットレス等の敷物の中に組み込まれていてもよく、モニタリング対象が追加のストラップやテープを用いずにその上に横たわってもよい。

角運動センサは、典型的には、検知方向を有しているが、これは、特定の回転軸の周りの角運動を検知するように構成されていることを意味する。この回転軸は、角運動センサの検知方向を定義する。

微小電気機械（ＭＥＭＳ）構造は、物理的特性におけるごく僅かな変化の迅速かつ正確
な検出に適用できることが知られている。微小電気機械のジャイロスコープは、ごく僅かな角変位の迅速かつ正確な検出に適用できる。運動（ｍｏｔｉｏｎ）は、３直交方向における並進と３直交軸の周りの回転の、６自由度を有する。後者の３つは、ジャイロスコープとしても知られる角速度センサによって測定され得る。ＭＥＭＳジャイロスコープは、角速度の測定にコリオリの効果を利用する。質量体が１方向に移動中に回転角速度が加えられると、質量体は、コリオリ力の結果として直交方向の力を受ける。そして、コリオリ力によって結果として生じた物理的移動が、例えば、容量型、圧電型または圧抵抗型のセンサ構造から検出され得る。

ＭＥＭＳジャイロスコープにおいては、適切なベアリングを欠くため、一次運動（ｐｒｉｍａｒｙ ｍｏｔｉｏｎ）は、通常、従来のジャイロにみられるような連続的な回転にならない。その代わりに、機械的振動が一次運動として利用され得る。振動ジャイロスコープが一次運動の方向に直交する角運動を受けると、波状の（ｕｎｄｕｌａｔｉｎｇ）コリオリ力が生ずる。これが、該一次運動と該角運動の軸とに直交する二次振動を一次振動の周波数にて作り出す。この連動した振動の振幅を角運動の測定に用いることができる。

コリオリ力に基づいているため、ジャイロスコープの検出信号が受ける重力による影響は最小限である。これが、ジャイロ拍動図（ｇｙｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を例えば、振動拍動図（ｓｅｉｓｍｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）よりもはるかに、モニタリング対象の姿勢に対して鈍感にしている。対象は、こうして拍動図（ｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）測定値の取得に心地よい位置を自由に選択することができ、あるいは、測定中にある程度動くことさえもできる。

測定中、センサの位置は、最適には心臓にできるだけ近くにあるべきであり、また、センサの配向も、検知方向が対象の身体の回転軸にできるだけ正確に位置合わせされるようにあるべきである。人の対象において、腹側から背側を通って人体を２つに分割する矢状面に平行な軸を適用してもよい。これらのセンサの配置に関する要件は、理解も実施も容易である。加えて、配置における許容誤差も合理的であり、センサユニットを例えば、歩行可能な環境において、あるいは医学訓練をあまりまたは全く受けていない人々によって、固定できるようにする。

心臓の機能は、典型的に、狭くしたり、短くしたり、長くしたり、広くしたり、捩じったりといった、様々な心室の指向性の運動を含む。この指向性にもかかわらず、反跳効果は、センサユニットの位置と配向に比較的鈍感であることが突き止められている。配向における位置のズレに対する相対的鈍感性の理由の一つは、理論上、誤差がセンサの検知方向と心臓の回転振動の回転軸との間の角度の余弦に比例することである。ゼロの付近においては、余弦は、ゆっくりと減少する関数であることが知られている。センサの位置に対する相対的鈍感性の理由の一つは、心臓の異なる部分が、周囲（多くの場合、液状組織）に対して異なって連結することである。加えて、動脈内に流れ込む血液の量が検出された胸部の反跳運動に貢献する。心臓の筋肉自体の範囲を超える慣性体積が、センサユニットの位置と配向における合理的なズレが許容できるように、反跳効果を平衡化する。加えて、検出された運動は、より大きく、そしてこれにより比較的簡単に検出できる大きな信号を提供する。

制御ユニット２０４は、通信可能にセンサユニットに連結されて、角運動センサによって生成された信号をさらなる処理のために入力する。典型的には、この連結は電気的であり、センサユニットへの電力供給と、センサユニットと制御ユニットとの間の有線信号交換の両方を可能にする。しかしながら、センサユニットは、独自の電力供給と、制御ユニットへの無線インターフェースとを有するスタンドアロン型のユニットであってもよい。その一方で、センサユニットと制御ユニットとは、一体型の１つの物理デバイスとして実
施されてもよい。

制御ユニット２０４は、処理コンポーネント２１０を有していてもよいデバイスである。この処理コンポーネント２１０は、予め定義されたデータに対するオペレーションを体系的に実行するための１以上のコンピューティングデバイスの組合せである。処理コンポーネントは、１以上の演算論理ユニットと、多数の特殊レジスタと、制御回路とを有していてもよい。また、処理コンポーネントは、コンピュータが読み取り可能なデータまたはプログラムまたはユーザーのデータが保存できる、データ媒体を提供する記憶ユニット２１２を有するか、あるいはこれに接続されていてもよい。記憶ユニットは、例えば、ＥＥＰＲＯＭ、ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＲＡＭ、ＤＲＡＭ、ＳＲＡＭ、ファームウェア、プログラマブル論理等の、１ユニット以上の揮発性または非揮発性メモリを有していてもよい。

制御ユニット２０４は、また、制御ユニットの内部処理のためにデータを入力するための少なくとも一つの入力ユニットと、制御ユニットの内部処理からデータを出力するための少なくとも一つの出力ユニットとを有するインターフェースユニット２１４も有していてもよく、あるいはこれに接続されていてもよい。

有線インターフェースが適用される場合は、インターフェースユニット２１４は、典型的には、外部接続ポイントに届く情報と外部接続ポイントに接続された線に送られる情報のためのゲートウェイとしての役割を果たすプラグインユニットを有する。無線インターフェースが適用される場合は、インターフェースユニット２１４は、典型的には、送信機と受信機とを含む無線送受信ユニットを有する。無線送受信ユニットの送信機は、処理コンポーネント２１０からビットストリームを受信してアンテナによる送信用の無線信号に変換してもよい。それに対応して、アンテナによって受信された無線信号は、無線送受信ユニットの受信機に導かれてもよく、そこで無線信号はさらなる処理のために処理コンポーネント２１０に送られるビットストリームに変換される。異なる複数の有線または無線インターフェースが１つのインターフェースユニットにおいて実施されていてもよい。

また、インターフェースユニット２１４は、キーボード、タッチスクリーン、マイクまたはデータ入力のためのこれらと同等のものと、画面、タッチスクリーン、スピーカーまたはデバイスユーザーへのデータ出力のためのこれらと同等のものとを備える、ユーザーインターフェースを有していてもよい。

処理コンポーネント２１０とインターフェースユニット２１４とは、電気的に相互に接続されて、あらかじめ定義された、本質的にプログラムされたプロセスに従って、受信したおよび／または保存したデータに対するオペレーションを体系的に実行するための手段を提供する。これらのオペレーションは、図２のモニタリングシステムの制御ユニットについてここに説明した手順を含んでいる。

図３は、図２のセンサユニット２０２と制御ユニット２０４とを含む、心臓のモニタリングシステム２００の機能的構成を示す。センサユニットは、モニタリング対象の胸部に装着されており、胸部の一時的な角運動ＡＭ_{ｃｈｅｓｔ}に曝され、対応する運動ａｍ（ｔ）を受ける。角運動ａｍ（ｔ）に応答して、センサユニットは、角度心弾動信号Ｓ_ａｍを生成して、それを制御ユニットに送る。制御ユニットは、１以上のデータ処理機能Ｆ_１、Ｆ_２、Ｆ_３を含み、これら各々が角度心弾動信号Ｓ_ａｍの値と、対象の心臓のオペレーションパラメータを示す出力パラメータｐ１、ｐ２、ｐ３の値との間の、規則ないし対応を定義する。制御ユニットは、これらの出力パラメータｐ１、ｐ２、ｐ３の１以上を後で処理するために局所データ保存部に保存し、１以上の媒体形式におけるこれら出力パラメータの１以上を制御ユニットのユーザーインターフェースを通じて出力してもよく、またはこれらの１以上をさらなる処理のために遠隔ノードに送信してもよい。

図４は、システム４００が、モバイルコンピューティングデバイス、即ち、センサユニットと制御ユニットの両方を組み込むスマートフォンである、他の例示的な構成を示す。今日の先進的なモバイルコンピューティングデバイスの多くがジャイロスコープ装置を含んでおり、様々な方向における角運動を検知できる多軸型のジャイロスコープを含んでいることも多い。内蔵のジャイロスコープ装置からの単数または複数の信号が、例えば、オペレーティングシステムのアプリケーションプログラムインターフェース（ＡＰＩ）を介して利用可能であるかもしれない。アプリケーションは、ジャイロスコープ信号とモバイルコンピューティングデバイスのコンピューティング手段を利用するように構成されていてもよく、そしてこれにより請求項に記載するシステムを形成するようにしてもよい。モバイルコンピューティングデバイスシステムを利用する利点は、モニタリングが、典型的には、ユーザーがいずれにせよ利用可能な、非専用デバイスを用いて行うことができることである。ユーザーは、例えばスマートフォンを用いて容易に、自分のジャイロ拍動図をとり、例えば心拍数（ｈｅａｒｔ ｒａｔｅ）を測定したり心房細動を検出したり等することができる。さらに、モバイルコンピューティングデバイスの処理手段、記憶手段およびインターフェース手段が、モバイルコンピューティングデバイスにおいて測定データを局所的に記憶したり、事前処理をしたり、本処理をしたりすることを可能にし、および／またはさらなる処理や、例えば医師による分析のために遠隔地に送信することを可能にする。

より詳細に以下に説明するように、モニタリングシステムにおいて、ジャイロスコープの信号は、他型の信号と組み合わせて使用してもよい。図４のモバイルコンピューティングデバイスは、例えば、ＥＣＧ電極をモバイルコンピューティングデバイスのケーシングに統合してＥＣＧモニタリング機能を備えていてもよい。そのような構成は、ＥＣＧとジャイロスコープ信号とを組み合わせることを可能にし、例えば、心臓の時間間隔（ｃａｒｄｉａｃ ｔｉｍｅ ｉｎｔｅｒｖａｌｓ）を決定できるようにする。

図４に示すように、モバイルコンピューティングデバイス４００は、また、手首装着型心拍モニタ４０２（スマートウォッチやこれと同様のもの）や、心拍数を測定できる１または２のヘッドフォン４０４一式等の他の装置に接続されていてもよい。２つの測定点からの信号の使用により、心臓から他の特定の位置への（これらの事例では手首または耳までの）脈拍（動脈圧拍動）送信時間を決定することが可能になる。これら２つの測定位置の間の距離が分かっている時は、脈拍送信時間を血圧や動脈抵抗等の様々な生理的パラメータの測定に使用することができる。

図５は、図４のシステム（即ち、ユーザーの胸部に装着されたスマートフォン）を用いて取得した測定結果を示す。スマートフォンは、多軸加速度計も含み、曲線ＡｃｃＸ、ＡｃｃＹおよびＡｃｃＺは、線形加速度計からのＸ方向、Ｙ方向およびＺ方向の信号を表す。曲線ＧｙｒｏＸ、ＧｙｒｏＹおよびＧｙｒｏＺは、同じスマートフォン内のジャイロスコープ装置からのＸ方向、Ｙ方向およびＺ方向の軸（ａｃｅｓ）の周りの角運動信号を表す。多軸ジャイロスコープの出力信号の方がより明確であり、それゆえ、多軸加速度計の不明確な出力信号よりも正確な分析に適していることが見て取れるであろう。

図６は、図２の心臓のモニタリングシステムを含む遠隔モニタリングシステムを示す。システムは、図２のセンサユニット２０２と制御ユニット２０４とを有する局所ノード６００を含んでいてもよい。加えて、局所ノード６００は、遠隔ノード６０２に通信的に接続されていてもよい。遠隔ノード６０２は、例えば、１以上のユーザーに対するサービスとしてのモニタリングアプリケーションを提供するアプリケーションサーバであってもよい。アプリケーションを用いてモニタされる側面の１つは、ユーザーの心臓の状態であってもよい。代替的に、遠隔ノードは、心臓のモニタリングアプリケーションがインストー
ルされたパーソナルコンピューティングデバイスであってもよい。局所ノードは、専用のデバイスでもよく、あるいは上述のセンサユニットと制御ユニットとを含むデバイスの組合せであってもよい。代替的に、局所ノードは、多目的コンピュータデバイス（例えば、携帯電話、携帯型コンピューティングデバイス、またはユーザーのネットワークターミナル）におけるクライアントアプリケーションをインターフェース接続するセンサユニットとして実施されていてもよい。コンピュータデバイスにおけるクライアントアプリケーションは、センサユニットとサーバアプリケーションとをインターフェース接続していてもよい。サーバアプリケーションは、物理的遠隔ノード６０２に存在していてもよく、通信ネットワークを通じてアクセス可能な遠隔ノードのクラウドに存在していてもよい。

本発明の様々な側面が図に示されたり、ブロック図、メッセージフロー図、フローチャートおよび論理フロー図、またはその他の図的記述として説明されたりしているが、図に示すユニット、ブロック、装置、システム要素、手順および方法は、例えば、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、特殊目的回路または論理、コンピュータデバイス、あるいはこれらの組合せにおいて実施されていてもよいことが十分に理解される。ソフトウェアのルーチンは、プログラム製品とも呼ばれることがあるが、これは製造される物品であり、装置によって判読可能な任意のデータ記憶媒体に保存することができ、また、これらは、特定のあらかじめ定義されたタスクを実行するためのプログラム命令を含む。したがって、本発明の実施態様は、コンピュータによって判読可能であり、かつ図２、図３、図４または図５のデバイスまたはシステムにおける対象の心臓の働きをモニタリングするための命令をコードする、コンピュータプログラム製品も提供する。

角運動センサは、有利には、微小電気機械デバイスであるが、他の角運動検出技術も同様に適用できる。例えば、対象の胸部に装着された磁気探知機を使用して、地球の磁場に関連する胸部の位置の変化を決定してもよい。

雑音やその他の望まない特徴は、生の角度心弾動信号Ｓ_ａｍからアナログまたはデジタルフィルタを用いて取り除かれてもよい。ローパス、ハイパスまたはバンドパスフィルタを適用してもよい。例えば、アナログ信号をデジタル形式に変換した後、以下の形式のデジタルローパスフィルタをこの目的に適用してもよい。

ｙ（ｔ）＝（１−ｋ）＊ｙ（ｔ−１）＋ｋ＊ｘ（ｔ） （１）

式中、
ｙ（ｔ）は、時間ステップｔにおけるフィルタされた信号の値であり、
ｙ（ｔ−１）は、時間ステップ（ｔ−１）におけるフィルタされた信号の値であり、
ｘは、時間ステップｔにおけるフィルタされない信号の値であり、
ｋは、フィルタ係数である。
フィルタリングは、また、あるいは代替的に、多項式フィッティング（例えば、Ｓａｖｉｔｚｋｙ−Ｇｏｌａｙフィルタを用いたコンボリューション（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ））を適用してもよい。

図７の曲線は、検査対象の心拍周期の間における例示的な、フィルタされた角度心弾動信号Ｓ_ａｍを示す。縦軸は、特定の検知方向において検知された角速度の規模を表し、横軸は、時間ステップの累積数または経過時間を表す。信号雑音比は、フィルタされた信号をあらかじめ定義されたテンプレートと相関する整合フィルタリング（ｍａｔｃｈｅｄ ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）によって拡大されてもよい。心臓の運動は近似されてもよく、心臓が第１の方向に（ここでは正のねじれ）ねじれたり、反対の第２の方向に（ここでは負のねじれ）ねじれたりする往復運動を構成するようにしてもい。テンプレートは、信号の特性（例えば、特定の振幅、時間領域の特徴または周波数領域の特徴）に関する１組の１以
上の限界を有していてもよい。

簡単な例として、図７の角度心弾動信号Ｓ_ａｍの整合フィルタリングは、信号の極値（極小値／極大値）によって行われてもよい。図８は、角度心弾動信号Ｓ_ａｍの簡略化した例を示す。例えば、制御ユニットは、連続的な極大値と極小値ｍｘ１、ｍｎ１、ｍｘ２、ｍｎ２、ｍｘ３、ｍｎ３、．．．を決定し、図６に示すように、これらの間の傾きｓ１、ｓ２、…を決定するように構成されていてもよい。
ｓ１ ＝ ｍｘ１ − ｍｎ１
ｓ２ ＝ ｍｘ２ − ｍｎ１
ｓ３ ＝ ｍｘ２ − ｍｎ２
ｓ４ ＝ ｍｘ３ − ｍｎ２
等。

整合フィルタリングのテンプレートは、例えば極大値、極小値、個別の傾きの値、または傾きの組合せに対する、１以上の限界を含んでいてもよい。図９は、より詳細に以下に詳述する、特定の整合フィルタリング後の図７の角度心弾動信号Ｓ_ａｍに対応する例示的な出力信号を示す。

制御ユニットは、様々な出力パラメータを生成するように構成されていてもよい。最も単純な形式において、パラメータは、ねじり運動の間における、心臓の半径方向の配向、心臓の角速度または心臓の角加速度を示していてもよい。この出力パラメータは、図７または図９に示す、測定され、調整され、かつフィルタされた角度心弾動信号Ｓ_ａｍに対応していてもよい。

代替的に、または追加的に、パラメータは、対象の心臓の１回拍出量を示していてもよい。出力パラメータは、角度心弾動信号Ｓ_ａｍの振幅を決定して、それを一時的な１回拍出量を表す値として使用することによって生成されてもよい。例えば、ピーク振幅、半振幅、または二乗平均平方根振幅（ｒｏｏｔ ｍｅａｎ ｓｑｕａｒｅ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）がこの目的に使用されてもよい。信号は、純粋に対称な周期波ではないため、振幅は、有利には、定義された基準値（例えば、信号曲線のゼロ点から）に対して測定される。その他の基準値も、同様に技術的範囲内で適用してもよい。

代替的に、または追加的に、パラメータは、対象の心拍（心臓の鼓動；ｈｅａｒｔｂｅａｔ）を示していてもよい。例えば、出力パラメータは、角度心弾動信号Ｓ_ａｍの特徴点を選択し、連続的な（ｃｏｎｓｅｑｕｔｉｖｅ）信号系列（ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ）における特徴点の発生を決定することによって生成されてもよい。信号系列の極小値または極大値を特徴点として適用してもよい。特徴点の発生は、心拍のタイムスタンプと考えてもよい。２つのタイムスタンプの間の期間は、対象の心臓の一次的な心拍間隔（Ｂ−Ｂ）時間を表すと考えてもよい。定義された期間のタイムスタンプの数は、対象の心拍数（ＨＲ）を示すように適用してもよい。

代替的に、または追加的に、パラメータは、対象の心臓の大動脈の開口または閉口を示していてもよい。大動脈の開口（ＡＯ）と大動脈の閉口（ＡＣ）とは、典型的には胸部の反跳効果におけるピークとして現れる。反跳が線形加速手段を用いて測定される測定システムにおいて、ＡＯピークとＡＣピークとは極めてよく似た形状であるが、通常、ＡＯピークの方がＡＣピークよりも高い。しかしながら、対象によっては、ＡＯピークとＡＣピークとがほぼ同じ高さであったり、あるいはＡＣピークの方がＡＯピークよりも高いことさえあったりするかもしれない。また、線形加速手段では、対象の姿勢が信号の形状に影響する傾向がある。このため、特に、対象が様々な姿勢でいることを許されているような場合には、線形加速手段を用いた測定値は、必ずしも信頼できるデータを提供しない。反
跳がジャイロスコープを用いて角運動を検知することによって測定される測定システムにおいては、ＡＯピークは、非常に独特な形状を有し、それゆえ、ずっと高い信頼性をもって角度心弾動信号Ｓ_ａｍにおけるＡＣピークと区別できる。

図７と図９を再度参照すると、図７における角度心弾動信号Ｓ_ａｍの強調部分は、上記に概説した整合フィルタリングのメカニズムによって識別されてもよいＡＯピークを含む。図１０は、図５の信号からの電位ＡＯピークを示す。有効なＡＯピークの検出を確実にするため、角度心弾動信号Ｓ_ａｍの極大値の周辺が整合フィルタリングのテンプレートに利用されてもよい。例えば、制御ユニットを上述のように、信号曲線の傾きを決定するように構成して、定義された数の連続的な傾きの合計を決定してもよい。定義された数が、例えば４の場合、制御ユニットは、和Ｓ_ｔｏｔ＝ｓ１＋ｓ２＋ｓ３＋ｓ４を計算し得る。有効なＡＯピークは、例えば、系列における和Ｓ_ｔｏｔの極大に対応する範囲において存在すると考えてもよい。

代替的に、または追加的に、パラメータは、心臓の機能と相互作用する他の生体の働きを示していてもよい。そのような生体の働きは、例えば、呼吸であり得る。図１１は、検査対象から測定した信号における１回拍出量と心拍のタイムスタンプの例示的な値を示す。呼吸の間、心臓の１回拍出量と心拍間隔時間とが典型的に変化することが示されるかもしれない。肺が空の時、１回拍出量は最大値に到達するかもしれず、また、心拍間隔時間はより低いかもしれない。肺が満たされている時は、１回拍出量の値はより小さく、心臓はより早く鼓動する。したがって、対象の呼吸は、角度心弾動信号Ｓ_ａｍの周期的変調として見てもよい。変調の周波数は、対象の呼吸速度を表すと考えてもよく、変調の振幅は、対象の呼吸の深さを表すと考えてもよい。

他のパラメータも、角度心弾動信号Ｓ_ａｍから派生し得るものであって、かつ対象の心臓の機能の状態を表すために適合的であれば、同様に技術的範囲内で使用し得る。

図１２は、２つの従来の技術と、本提案の新しい方法とを用いて１人の検査対象から同時に取得した測定値を示す。第１の曲線１０は、心電図を用いて生成した出力信号を示し、第２の曲線１２は、多軸加速度計（振動拍動図、ｚ軸）を用いて生成した出力信号を示し、そして第３の曲線１４は、多軸ジャイロスコープ（ｙ軸）を用いて生成した角度心弾動信号を示す。大動脈弁の開口ＡＯ（大動脈の回転開口）に関連する発生が、多軸加速度計の信号におけるよりも本提案の角度心弾動信号において、より区別できるとみることができる。

１以上の異なる型の出力パラメータが、システムにおいて作成されてもよい。これらのパラメータは、システムから出力して、またはシステムにおいて適用して、対象の心臓の働きにおける機能不全や異常を示すようにしてもよい。

ある実施態様において、対象の心拍数（ｈｅａｒｔ−ｂｅａｔ ｒａｔｅ）について繰り返す２つの波形パターンのタイミングを適用して、対象の異常な心臓の働きを示すようにしてもよい。例えば、心臓の活動に関連する電磁現象を示す第１の信号が、心拍数について繰り返す第１の波形パターンから抽出されてもよい。また、心血管の回転を示す第２の信号が、同様に心拍数について繰り返す第２の波形パターンから抽出されてもよい。心血管の回転は、上述のように、対象の胸部の回転運動から測定されてもよい。第１の信号と第２の信号とを使用して、タイミングデータを形成してもよく、その各タイミング値は、１心拍期間に属する第１の波形パターンの基準点から同じ心拍期間に属する第２の波形パターンの基準点までの期間を示してもよい。心拍数を示す、タイミングデータとペーシングデータとの相関関係は、心臓の機能（不全）と正常（異常）を示すパラメータとして使用されてもよい。

第２の波形パターンは、第１の信号についての第１の波形パターンに対する心臓の応答を表すように選択されてもよい。第１の信号は、例えば、心電計のＥＣＧ波形を表し得る。第１の波形パターンは、例えば、しかし必ずしもそうでなくてもよいが、図１０に示すＥＣＧ波形のＲピークであり得るし、第２の波形パターンは、例えば、しかし必ずしもそうでなくてもよいが、図１２に示す角度心弾動の波形についてのＡＯピークであり得る。この場合、Ｒピークの頂点は、第１の波形パターンの基準点として使用でき、ＡＯピークの頂点は、第２の波形パターンの基準点として使用でき、タイミングデータＴＤの値は、Ｒピークの頂点の瞬間からＡＯピークの頂点の瞬間までの期間を示し得る。

タイミングデータとペーシングデータとの間の相関関係の程度は、例えば、しかし必ずしもそうでなくてもよいが、下記の等式に従って計算できる相関係数を用いて表現できる。

Ｃ（ｊ） ＝ Ｅ｛（ＴＤ - μ_Ｔ） × （ＰＤ - μ_Ｐ）｝

式中、Ｃ（ｊ）は、相関係数であり、Ｅは期待値の演算子（即ち、Ｅ｛変数｝は、変数の期待値）であり、ＴＤはタイミングデータであり、μ_Ｔはタイミングデータの平均であり、ＰＤはペーシングデータであり、μ_Ｐはペーシングデータの平均であり、そしてｊは心拍期間におけるタイミングデータに対するペーシングデータのタイムラグを表現する整数である。観察結果（ｅｍｐｉｒｉｃａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ）に照らすと、ペーシングデータＰＤがタイミングデータＴＤに対して１心拍期間の遅れを有する（即ち、ｊ＝１）のが有利である。この場合、タイミングデータＴＤが所定の心拍期間に関係する時は、対応するペーシングデータＰＤは、先の心拍期間に関係する。相関関数は、常に−１から＋１の範囲についてσ_Ｔ，Ｐの形式で表現できる。

σ_Ｔ，Ｐ ＝ Ｃ（ｊ） ／ （σ_Ｔ × σ_Ｐ）

式中、σ_Ｔおよびσ_Ｐは、それぞれ、タイミングデータおよびペーシングデータからの標準偏差である。

図１２は、タイミングデータＴＤの例示的な定義方法を示す。この事例において、ＥＣＧ波形上に現れ、かつ心室筋組織の脱分極によって起こるＲピークは、心拍数について繰り返す第１の波形パターン１０を表し、心血管の回転を示す波形のＡＯピークは、心拍数について繰り返す第２の波形パターン１４を表す。Ｒピークの頂点は第１の波形パターンの基準点として適用してもよく、ＡＯピークの頂点は第２の波形パターンの基準点として適用してもよい。

タイミングデータを定義するための所定の等式と方法は、単なる例示にすぎないことに留意すべきである。タイミングデータとペーシングデータのあり得る相関関係を表現するための方法は数多くあり、本発明は相関関係の特定の表現方法に限定されない。さらにまた、相関関係は必ずしも数学量である必要はなく、依存性が関わる統計的関係の広範な集合の中の任意のものを指すこと、および一般的な意味における相関関係は、因果関係を暗示するものでも要求するものでもないことに留意すべきである。

具体的な例として、図１３は、対象の心房性期外収縮を示すパラメータの生成を示す。図１３の左側の２つのグラフは、図１０で言及した第１の波形パターン１０と第２の波形パターン１４とを示す。右側のグラフは、これらの波形パターンから得たタイミングデータＴＤの経験値を示す。右側のグラフにおける各々の数（１、２、３）は、第１の波形パターン１０におけるＥＣＧ波形のＲピークと第２の波形パターン１４における心血管の回
転を示す波形のＡＯピークとの間の時間差を表す。図１３の左側のグラフから分かるように、第２の鼓動２は、心房性期外収縮と考えてよく、第１と第３の鼓動は、正常と考えてよい。右側のグラフに示すように、タイミングデータのトレンドは、心房性期外収縮の間増加するが、正常な場合では、トレンドは実質的に一定または減少している。図１３の右側のグラフにおける正の傾きは、タイミングデータとペーシングデータとの間の正の相関関係を示す。タイミングデータとペーシングデータとの間の正の相関関係は、このようにして対象の心房性期外収縮を示すパラメータとしてシステムに適用されたり出力されたりしてもよい。

他の具体的な例としては、観察データ（ｅｍｐｉｒｉｃａｌ ｄａｔａ）に照らして、心房細動の間において、連続的な複数の心拍期間の間の時間遅延（ＴＤ）における確率的変動（ｓｔｏｃｈａｓｔｉｃ ｖａｒｉａｔｉｏｎ）があることが分かっている。図１４は、ＥＣＧ波形のＲピークと、対象の心房細動の事例における異なる心拍数における心血管の回転を示す波形のＡＯピークとの間の時間差（ＴＤ）を示す。

上述の変動の程度は、例えば次の等式に従って、計算可能な数学的変動量を用いて表現できる。

式中、Ｖは変動量、Ｍは検討中の心拍数における、検討中のタイミングデータ値の数であり、かつ、

である。

観察データに照らすと、変動量Ｖは、心房細動中は１０％を超えることがあり、正常な場合においては約５％であり得る。

システムは、このようにして変動量Ｖが閾値よりも大きい状況に応答して、心房細動を表現する信号を生成するように構成されていてもよい。閾値に適切な値は、患者群および／または他の人々の群から集めた観察データに基づいて決定することができる。閾値は必ずしも定数でなくてもよく、閾値は検討中の個人に従って、時間に従って、および／またはその他の要因に従って変化していてもよい。また、一連の閾値を構築して、各々の閾値が心房細動またはその他の心臓の機能不全および／または異常の具体的な確率を表すようにすることもできる。

他の実施態様において、信号上の心拍数について繰り返す振幅変動（即ち、波形パターンの振幅の変動）を用いて、対象の異常な心臓の働きを示すようにしてもよい。振幅変動は、心血管の回転を示す信号から検出されてもよい。振幅変動は、振幅変動が振幅の複数の増加と振幅の複数の減少を含むように、信号上の心拍数について繰り返す波形パターンの振幅の変動であってもよい。心臓の機能不全と異常の指標は、少なくとも部分的に、検
出した振幅変動に基づいて決定されてもよい。上述の波形パターンは、例えば、しかし必ずしもそうでなくてもよいが、心血管の回転を示す波形のＡＯピークであり得る。

そのような心臓の機能不全や異常（例えば、心房細動）は、時には診断が難しいこともあるかもしれないが、心血管の回転を示す信号の波形上に不規則性をもたらすことがある。これらの不規則性は、１つあるいは２つの心拍周期の波形から検出するのは難しいかもしれないが、いくつかの心拍周期を含むより長い期間においては、自らの存在を明示して、信号上の心拍数について繰り返す波形パターンの振幅が、正常な場合におけるよりも強く変化するかもしれない。このように、振幅変動は、心臓の機能不全や異常を示す情報を表す。

他の実施態様において、時間変化が心拍周期の一時的な長さの変動である信号から、時間変化が検出されてもよい。心臓の機能不全や異常の指標は、心臓の機能不全や異常を示す情報の信頼性を向上させるために、振幅変動と時間変化の両方に基づいて決定することができる。

図１５は、検討対象者が呼吸をしている時の、心房細動の場合における複数の連続的心拍に渡る心血管の回転を示す信号を例示する振幅変動を示す。図１６は、心血管の回転を示す例示的な信号のＥＣＧ波形と角度心弾動図波形の例を示す。

振幅変動量は、心臓の働きを示すパラメータとして利用してもよく、心臓の機能不全や異常の発生を検出するために閾値と比較することができる。閾値は、患者群および／または他の人々の群から集めた観察データに基づいて決定することができる。閾値は必ずしも定数でなくてもよく、閾値は検討中の個人に従って、時間に従って、および／またはその他の要因に従って変化していてもよい。また、一連の閾値を構築して、各々の閾値が心房細動またはその他の心臓の機能不全および／または異常の具体的な確率を表すようにすることもできる。

振幅変動量は、例えば

ＲＭＳ_ｐ−ｐ - ＡＶＥ_ｐ−ｐ

であり得る。
式中、ＲＭＳ_ｐ−ｐは、検出したピーク・ツー・ピーク値の二乗平均平方根（ｒｏｏｔ−ｍｅａｎ−ｓｑｕａｒｅ；ＲＭＳ）であり、ＡＶＥ_ｐ−ｐは、心血管の回転を示す信号の検出したピーク・ツー・ピーク値の相加平均である。他の例として、振幅変動の強さは、検出したピーク・ツー・ピーク値の標準偏差を用いて表現し得る（即ち、振幅変動量は、心血管の回転を示す信号の検出したピーク・ツー・ピーク値の標準偏差であり得る）。

振幅変動の強さを表現する方法は数多くあり、本発明は振幅変動の強さを表現する何らかの特定の方法に限定されないことに留意すべきである。

精度を増した信頼性と機能性のためには、しかしながら、ジャイロ拍動図信号を他の測定技術を用いて生成した信号と組み合わせて使用するのが有利であるかもしれない。例えば、角度心弾動信号は、従来の線形の心弾動の（ｂａｌｌｉｓｔｏｃａｒｄｉｏｌｏｇｉｃ；ＢＣＧ）測定データ、動的および／または静的血圧測定、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）、超音波または磁気測定機器またはＥＣＧモニタと組み合わせて使用することができる。信号の組合せは、局所ノードの制御ユニットにおいてまたは図６の遠隔ノードにおいて行ってもよい。

心臓の働きにおける異常の早期かつ効率の良い検出のため、対象の角度心弾動信号または対象の角度心弾動信号から生成したパラメータ値を局所または遠隔データベースに保存してもよい。システムは、そうして、新鮮なデータと選択した保存情報とを自動的に比較し、保存情報からの新しい値のズレが所定の閾値を超える場合は、警告を作成するように構成されていてもよい。

技術の進歩に従い、本発明の基本概念が様々な方法で実施し得ることは、当業者に自明である。従って、本発明およびその実施態様は、上記の実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲の適用範囲内で変化しうるものである。

Claims (53)

1. システムであって、前記システムが、
   角運動センサであって、対象の胸部の回転運動を示す角度弾動信号を取得するように構成されている前記角運動センサと、
   信号処理手段であって、前記角度心弾動信号から前記対象の心臓の働きを示す出力パラメータの測定値を生成するように構成されている前記信号処理手段と
   を有するシステム。
2. センサユニットであって、前記角運動センサを有する前記センサユニットと、
   制御ユニットであって、前記センサユニットに連結されて前記角度心弾動信号を受け取る前記制御ユニットと
   を含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
3. 前記センサユニットが、前記対象の前記胸部の外側に装着されるように構成されており、
   前記制御ユニットが、前記センサユニットに通信的に連結されて前記角度心弾動信号を受け取るものである
   ことを特徴とする請求項２に記載のシステム。
4. 前記角運動センサが、回転軸に平行な検知方向における回転運動を検知するように構成されており、
   前記センサユニットの前記検知方向が、前記対象の身体の対称面に位置合わせされるように構成されている
   ことを特徴とする請求項１、２または３に記載のシステム。
5. 前記対象が、人であり、かつ前記対称面が前記人の対象の矢状面である
   ことを特徴とする請求項４に記載のシステム。
6. 前記システムが、モバイルコンピューティングデバイスである
   ことを特徴とする請求項２〜５のいずれかに記載のシステム。
7. 前記システムが、前記制御ユニットに通信的に連結されている遠隔ノードを含む
   ことを特徴とする請求項２〜５のいずれかに記載のシステム。
8. 前記信号処理手段が、前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の働きの間における、前記心臓の半径方向の配向、前記心臓の角速度または前記心臓の角加速度を表す測定値を生成するように構成されている
   ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のシステム。
9. 前記信号処理手段が、前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の一時的な１回拍出量を表す測定値を生成するように構成されている
   ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のシステム。
10. 前記角度弾動信号が順次的であり、
    前記信号処理手段が、前記角度弾動信号の系列の振幅を決定するように構成されており、
    前記信号処理手段が、前記振幅を使用して、前記角度弾動信号の前記系列の間における、一時的な１回拍出量を表す測定値を生成するように構成されている
    ことを特徴とする請求項９に記載のシステム。
11. 前記信号処理手段が、前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の心拍間隔時間または心拍数を表す測定値を生成するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のシステム。
12. 前記信号処理手段が、前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の大動脈の閉口または大動脈の開口を表す測定値を生成するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のシステム。
13. 前記信号処理手段が、前記角度心弾動信号から、前記対象の他の生体の働きを表す測定値を生成するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のシステム。
14. 前記生体の働きが呼吸である
    ことを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
15. 前記制御ユニットが、対象の角度心弾動信号または前記対象の前記角度心弾動信号から生成した測定値を局所または遠隔のデータベースに保存するように構成されている
    ことを特徴とする請求項２〜１４のいずれかに記載のシステム。
16. 前記制御ユニットが、新しい測定値と選択した保存情報とを比較し、かつ前記保存情報からの新しい値のズレが予め定義された閾値を超える場合は、警告を作成するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
17. 前記信号処理手段が、
    前記角度弾動信号の振幅変動を決定し、
    前記角度弾動信号の前記決定した振幅変動から、出力パラメータの測定値を生成するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
18. 前記信号処理手段が、前記角度弾動信号上の前記心拍数について繰り返す波形パターンから前記振幅変動を決定して、前記振幅変動が前記振幅の２以上の増加および前記振幅の２以上の減少を含むように構成されている
    ことを特徴とする請求項１７に記載のシステム。
19. 前記信号処理手段が、前記角度弾動信号上の前記心拍数について繰り返す大動脈の開口（ＡＯ）波形パターンから前記振幅変動を決定するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１８に記載のシステム。
20. 前記信号処理手段が、
    心臓の活動に関係する電磁現象を示す信号から、心拍数について繰り返す第１の波形パターンを抽出し、
    前記角度弾動信号から、前記心拍数について繰り返す第２の波形パターンを抽出し、
    タイミングデータであって、その値が１心拍期間に属する前記第１の波形パターンの基準点から、同じ前記心拍期間に属する前記第２の波形パターンの基準点までの期間を示している、前記タイミングデータを形成し、
    前記タイミングデータを使用して出力パラメータの測定値を生成する
    ように構成されていることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
21. 前記信号処理手段が、
    前記タイミングデータと前記心拍数を示すペーシングデータとの間の相関関係を決定し、
    前記相関関係を使用して、出力パラメータの測定値を生成する
    ように構成されていることを特徴とする請求項２０に記載のシステム。
22. 前記信号処理手段が、
    連続する心拍期間の間の前記タイミング値における確率的変動を決定し、
    前記確率的変動を使用して、出力パラメータの測定値を生成する
    ように構成されていることを特徴とする請求項２０に記載のシステム。
23. 前記信号処理手段が、前記出力パラメータを使用して前記対象の異常な心臓の働きを示す
    ように構成されていることを特徴とする請求項１７〜２２のいずれかに記載のシステム。
24. 前記心臓の異常な働きが、心房性期外収縮または心房細動に起因する
    ことを特徴とする請求項２３に記載のシステム。
25. 前記センサユニットが、前記対象の胴体上部の胸の部分に配置されるように構成されている
    ことを特徴とする請求項１〜２４のいずれかに記載のシステム。
26. 前記センサユニットが、前記対象の胴体上部の裏側の部分に配置されるように構成されている
    ことを特徴とする請求項１〜２４のいずれかに記載のシステム。
27. 前記センサユニットが、微小電気機械のジャイロスコープを用いて角度弾動信号を取得するように構成されている
    ことを特徴とする請求項１〜２４のいずれかに記載のシステム。
28. 方法であって、前記方法が、
    角運動センサを用いて、対象の胸部の回転運動を示す角度弾動信号を取得することと、
    前記角度心弾動信号から、前記対象の心臓の働きを示す出力パラメータの測定値を生成することと
    を有する方法。
29. 前記角運動センサを有するセンサユニットを前記対象の前記胸部の外側に装着することと、
    前記角度心弾動信号を前記センサユニットに通信的に接続された制御ユニットに送ることと
    を含む請求項２８に記載の方法。
30. 回転軸に平行な検知方向において、回転運動を検知することと、
    前記検知方向を前記対象の身体の対称面に位置合わせすることと
    を含む請求項２８または２９に記載の方法。
31. 前記対象が人であり、かつ前記対称面が前記人の対象の矢状面である
    ことを特徴とする請求項３０に記載の方法。
32. 前記測定値を前記制御ユニットに通信的に連結された遠隔ノードに送ること
    を含む請求項２９〜３１のいずれかに記載の方法。
33. 前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の働きの間における、前記心臓の半径方向の配向、前記心臓の角速度または前記心臓の角加速度を表す測定値を生成すること
    を特徴とする請求項２８〜３２のいずれかに記載の方法。
34. 前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の一時的な１回拍出量を表す測定値を生成すること
    を特徴とする請求項２８〜３２のいずれかに記載の方法。
35. 前記角度弾動信号が順次的であり、かつ前記方法が、前記角度弾動信号の系列の振幅を決定することと、前記振幅を使用して、前記角度弾動信号の前記系列の間における、一時的な１回拍出量を表す測定値を生成することと
    を有することを特徴とする請求項４５に記載の方法。
36. 前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の心拍間隔時間または心拍数を表す測定値を生成すること
    を特徴とする請求項２８〜３２のいずれかに記載の方法。
37. 前記角度心弾動信号から、前記対象の前記心臓の大動脈の閉口または大動脈の開口を表す測定値を生成すること
    を特徴とする請求項２８〜３２のいずれかに記載の方法。
38. 前記角度心弾動信号から、前記対象の他の生体の働きを表す測定値を生成すること
    を特徴とする請求項２８〜３２のいずれかに記載の方法。
39. 前記生体の働きが呼吸である
    ことを特徴とする請求項３８に記載の方法。
40. 対象の角度心弾動信号または前記対象の前記角度心弾動信号から生成した測定値を局所または遠隔のデータベースに保存すること
    を特徴とする請求項２８〜３９のいずれかに記載の方法。
41. 新しい測定値と選択した保存情報とを比較することと、前記保存情報からの新しい値のズレが予め定義された閾値を超える場合は、警告を作成することと
    を特徴とする請求項４０に記載の方法。
42. 前記角度弾動信号の振幅変動を決定することと、
    出力パラメータの測定値を前記角度弾動信号の前記振幅変動から生成することと
    を特徴とする請求項２８に記載の方法。
43. 前記角度弾動信号についての前記心拍数について繰り返す波形パターンから前記振幅変動を決定して、前記振幅変動が前記振幅の２以上の増加および前記振幅の２以上の減少を含むようにする
    ことを特徴とする請求項４２に記載の方法。
44. 前記角度弾動信号上の前記心拍数について繰り返す大動脈の開口（ＡＯ）波形パターンから前記振幅変動を決定する
    ことを特徴とする請求項４３に記載の方法。
45. 心臓の活動に関係する電磁現象を示す信号から、心拍数について繰り返す第１の波形パターンを抽出することと、
    前記角度弾動信号から、前記心拍数について繰り返す第２の波形パターンを抽出することと、
    タイミングデータであって、その値が１心拍期間に属する前記第１の波形パターンの基準点から、同じ前記心拍期間に属する前記第２の波形パターンの基準点までの期間を示している、前記タイミングデータを形成することと、
    前記タイミングデータを使用して出力パラメータの測定値を生成することと
    を特徴とする請求項２８に記載の方法。
46. 前記タイミングデータと前記心拍数を示すペーシングデータとの間の相関関係を決定することと、
    前記相関関係を使用して、出力パラメータの測定値を生成することと
    を特徴とする請求項４５に記載の方法。
47. 連続する心拍期間の間の前記タイミング値における確率的変動を決定することと、
    前記確率的変動を使用して、出力パラメータの測定値を生成することと
    を特徴とする請求項４６に記載の方法。
48. 前記出力パラメータを使用して前記対象の異常な心臓の働きを示すこと
    を特徴とする請求項４２〜４７のいずれかに記載の方法。
49. 前記心臓の異常な働きが、心房性期外収縮または心房細動に起因すること
    を特徴とする請求項４８に記載の方法。
50. 前記センサユニットを前記対象の胴体上部の胸の部分に配置すること
    を特徴とする請求項２９〜４９のいずれかに記載の方法。
51. 前記センサユニットを前記対象の胴体上部の裏側の部分に配置すること
    を特徴とする請求項２９〜４９のいずれかに記載の方法。
52. 前記角度弾動信号を微小電気機械のジャイロスコープを用いて取得すること
    を特徴とする請求項２９〜４９のいずれかに記載の方法。
53. コンピュータによって判読可能であり、かつ心臓のモニタリングシステムにおいて請求項２８〜５２のいずれかに記載の方法を実行するための命令をコードする、コンピュータプログラム製品。
    

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