Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz und/oder der Herzfrequenz eines Lebewesens, insbesondere eines Menschen, gemäss dem Oberbegriff von Anspruch 1. Die Erfindung betrifft weiter eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemässen Verfahrens gemäss Anspruch 8.
Zur Untersuchung des Schlafverhaltens von Menschen, oder zur Überwachung von Patienten in beispielsweise Spitälern, ist öfters eine längerfristige Überwachung der Herz- oder Atemtätigkeit erforderlich. Es ist bekannt, die Herzfrequenz mittels eines Elektrokardiogramms (EKG) zu messen. Es ist zudem bekannt, die Atemtätigkeit mittels weiterer, am Menschen anlegbarer Sonden zu messen.
Diese bekannten Methoden weisen den Nachteil auf, dass zur Messung der Herz- oder Atemtätigkeit jeweils eine Mehrzahl von Sonden erforderlich ist, welche am Menschen angebracht werden müssen. Die Anwendung solcher Methoden ist relativ teuer, da zum Anbringen der Sonden hoch qualifizierte Fachleute, und zum Messen der elektrischen Signale teure Apparaturen erforderlich sind. Zudem ist die Bewegungsfreiheit der Menschen stark eingeschränkt. Dieser Aspekt ist insbesondere bei der Untersuchung des Schlafverhaltens von gesunden Menschen störend, weil die Einengung der Bewegungsfreiheit das Schlafverhalten beeinflusst. Ein weiterer Nachteil der bekannten Methoden ist darin zu sehen, dass üblicherweise ein speziell gegen elektromagnetische Strahlung abgeschirmter Raum erforderlich ist, sodass die Untersuchungen nur in wenigen, speziell ausgerüsteten Labors möglich sind.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz und/oder der Herzfrequenz eines Lebewesens vorzuschlagen, welches wirtschaftlich vorteilhafter und ortsunabhängig anwendbar ist.
Diese Aufgabe wird gelöst mit einem Verfahren, aufweisend die Merkmale von Anspruch 1. Die Aufgabe wird weiter gelöst mit einer Messvorrichtung, aufweisend die Merkmale gemäss Anspruch 8.
Die abhängigen Ansprüche 2 bis 7 beziehen sich auf weitere, vorteilhafte Verfahrensschritte. Die abhängigen Ansprüche 9 bis 12 beziehen sich auf weitere, vorteilhaft ausgestaltete Messvorrichtungen.
Die Aufgabe wird insbesondere gelöst mit einem Verfahren zum Messen zumindest der Atemfrequenz und/oder der Herzfrequenz eines Lebewesens, insbesondere eines Menschen, bei welchem Verfahren das Lebewesen zumindest teilweise auf eine Tragvorrichtung platziert wird, die von der Tragvorrichtung auf die Umgebung bewirkte Kraft gemessen und daraus ein Kraftsignal erzeugt wird, und mit einer Signalauswertevorrichtung aus dem Kraftsignal die Atemfrequenz und/oder die Herzfrequenz ermittelt wird. Das erfindungsgemässe Verfahren ist geeignet zur Messung der Herz- beziehungsweise Atemtätigkeit von Lebewesen, insbesondere von Menschen.
Ein Kraftsensor misst nebst dem statischen Gewicht eines Menschen auch die beispielsweise durch eine Bewegung des Körpers verursachten dynamischen Kraftanteile. Der Kraftsensor muss zudem in der Lage sein, auch sehr kleine dynamische Kräfte zu messen, welche durch innerhalb des Körpers ablaufende Vorgänge wie der Atem- oder Herztätigkeit entstehen. Das vom Kraftsensor erzeugte Kraftsignal wird einer Signalauswertevorrichtung zugeleitet, welche aus dem gemessenen Kraftsignal zumindest die Atem- oder Herzfrequenz berechnet. Die Signalauswertevorrichtung weist Verstärker und vorzugsweise elektrische Filter, um die durch die Atemtätigkeit verursachten Kräfte, welche im Bereich von etwa 0 bis 1 Hz liegen, sowie die durch die Herztätigkeit verursachten Kräfte, welche im Bereich von etwa 1 bis 10 Hz liegen, optimal für eine nachfolgende Signalverarbeitung zu verstärken.
Die nachfolgende Signalverarbeitung wird vorzugsweise digital mit einem entsprechend programmierten Computer durchgeführt. Die Auswerteprogramme sind derart ausgelegt, dass die Atemfrequenz und/oder die Herzfrequenz eindeutig berechenbar ist.
Ein Vorteil des erfindungsgemässen Verfahrens ist darin zu sehen, dass die Atemfrequenz beziehungsweise die Herzfrequenz eines Menschen berührungslos, das heisst ohne direkt am Körper angeordnete Sensoren möglich ist. Zudem kann sich der Mensch, welcher sich beispielsweise auf einem Stuhl oder einem Bett befindet, ohne jegliche Einschränkung bewegen.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung des Verfahrens wird als Tragvorrichtung ein Stuhl oder ein Bett, aufweisend vier Beine, verwendet, wobei zwischen jedem Bein und dem darunter liegenden Boden ein Kraftsensor angeordnet ist, sodass alle von den Beinen auf den Boden bewirkten Kräfte gemessen werden. Diese Anordnung der Kraftsensoren erlaubt den Ort des Schwerpunktes sowie dessen zeitliche Ortsveränderung zu messen.
Das erfindungsgemässe Verfahren erlaubt, nebst der Atemfrequenz und der Herzfrequenz auch die Varianz der Atemfrequenz, die Atemstärke, das Atemvolumen, den "Respiratory-effort", die Varianz der Herzfrequenz, die Herzschlagstärke oder das Schlagvolumen des Herzens zu messen. Weiter sind aktimetrische Daten wie Bewegungen, Erschütterungen, Vibrationen, Gewichtsverlagerungen, Schwerpunktsverlagerungen, Ausweichverhalten, Verschiebungen, Entlastungen oder Belastungen eines Menschen messbar. Zudem kann die Aktivität, die Lage des Schwerpunktes sowie das Körpergewicht gemessen werden.
Das erfindungsgemässe Verfahren ist geeignet für ein klinisches Monitoring, zum Beispiel zur Überwachung von Patienten in Einrichtungen des Gesundheitswesens oder im privaten Bereich als Alternative zu kontinuierlichen EKG-Messungen. Zudem ist das Verfahren geeignet zur Untersuchung des Schlafverhaltens von Probanden in einem Labor oder in deren Privatbereich. Zudem ist die erfindungsgemässe Vorrichtung als günstiges Heimgerät geeignet, die Herztätigkeit, die Atemtätigkeit oder beispielsweise den Schlaf kontinuierlich zu überwachen. In einer vorteilhaften Ausgestaltung weist die Vorrichtung zudem eine Alarmvorrichtung auf, welche beim Unterschreiten oder Überschreiten eines vorgebbaren Wertes der Atem- oder Herzfrequenz einen Alarm auslöst.
Zur Auswertung eines gemessenen Kraftsignals wird dieses beispielsweise auf zwei unterschiedliche Arten elektronisch verarbeitet. Das unverstärkte Kraftsignal wird beispielsweise verwendet, um aktimetrische Daten, das heisst Beschleunigungswerte des Körpers, zu erhalten, wie dies aus der klassischen Aktimetrie bekannt ist. Die Stärke des Kraftsignals korreliert dabei mit der Stärke der Bewegungen. Dasselbe gemessene Kraftsignal wird zudem verstärkt, beispielsweise um einen Faktor 10, wobei zur Messung der Herzfrequenz das Kraftsignal im Frequenzbereich um 1 Hertz maximal verstärkt wird. Diese Verstärkung ist erforderlich, um eine zuverlässige Auswertung der durch das Herz bewirkten Kräfteschwankungen zu ermöglichen.
Zudem wird dieses verstärkte Signal ständig elektronisch auf einen bestimmten Mittelwert kalibriert, mit einer Verzögerung von beispielsweise drei Sekunden, um ein von der aktuellen Lage des Körpers des Menschen unabhängiges Signal zu erhalten. Das unverstärkte Signal dient auch zum Feststellen einer Ruhephase und einer Bewegungsphase des Menschen. Vorzugsweise werden die Atem- und/oder Herzfrequenz nur in der Ruhephase ermittelt, da während dieser Phase ungestörte oder wenig gestörte Signale vorliegen. Das erfindungsgemässe Verfahren ist in der Lage, während einer zeitlich sehr kurzen Ruhephase die Atem- und/oder Herzfrequenz zu ermitteln, sodass auch sich häufig bewegende Menschen überwacht werden können, da selbst bei erhöhter Aktivität ständig zumindest kurzfristige Ruhephasen auftreten.
Die Erfindung wird im Weiteren anhand von mehreren Ausführungsbeispielen beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 einen hängenden Stuhl mit einer Messvorrichtung;
Fig. 2 ein nur andeutungsweise dargestelltes Bett mit einer Messvorrichtung;
Fig. 3a eine Seitenansicht eines Messwertaufnehmers;
Fig. 3b, 3c, 3d Distanzmessvorrichtungen für den Messwertaufnehmer gemäss Fig. 3a;
Fig. 4a einen zeitlichen Verlauf eines gemessenen Kraftsignals;
Fig. 4b einen zeitlichen Verlauf eines verstärkten und gefilteren Kraftsignals;
Fig. 4c einen zeitlichen Verlauf eines durch die Atembewegung erzeugten Signals;
Fig. 4d einen zeitlichen Verlauf eines zum Bestimmen der Herzfrequenz erforderlichen Signals;
Fig. 4e einen zeitlichen Verlauf eines durch die Herzbewegung erzeugten Signals;
Fig. 4f einen zeitlichen Verlauf unterschiedlicher Aktivitäts-Phasen;
Fig. 4g ein zeitlichen Verlauf der Mittelwerte der Herzrate;
Fig. 4h einen zeitlichen Verlauf der Atemstärke;
Fig. 4i einen zeitlichen Verlauf der Mittelwerte der Atemfrequenz;
Fig. 4k einen zeitlichen Verlauf der Varianz der Herzrate.
Fig. 1 zeigt einen Stuhl 3, welcher über vier, in einem Punkt zusammenlaufende Seile mit einem Kraftsensor 1 verbunden ist, wobei der Kraftsensor 1 fest an der Decke 2 befestigt ist. Die am Kraftsensor 1 anliegende Kraft F sowie deren zeitliche Veränderung wird im Kraftsensor 1 in ein elektrisches Kraftsignal K gewandelt, welches über eine elektrische Leitung einer Speichervorrichtung 4 beziehungsweise einer Signalauswertevorrichtung 4 zugeführt ist, um das gemessene Kraftsignal K über eine bestimmte Zeitperiode zumindest zu erfassen und gegebenenfalls auch auszuwerten.
Die Signalauswertevorrichtung 4 weist vorzugsweise einen Computer auf, welcher, ausgestattet mit einer Signalverarbeitungssoftware, eine Analyse des gemessenen Kraftsignals K erlaubt, um aus dem gemessenen Signal Werte wie zum Beispiel die Atemfrequenz A1 oder die Herzfrequenz H1 eines auf der Tragvorrichtung 3 sitzenden Menschen zu berechnen.
Fig. 2 zeigt eine als Bett 5 ausgestaltete Tragvorrichtung 3, umfassend eine Liegefläche 5a sowie vier Beine 5b, 5c, 5d, 5e. Zwischen jedem der Beine 5b, 5c, 5d, 5e und einem nur andeutungsweise dargestellten, festen Boden 2 ist je ein Kraftsensor 1a, 1b, 1c, 1d angeordnet, sodass jede vom jeweiligen Bein 5b, 5c, 5d, 5e auf den Boden 2 übertragene Kraft F1, F2, F3, F4 gemessen und als elektrisches Kraftsignal K1, K2, K3, K4 der Signalauswertevorrichtung 4 zugeführt wird. Die Liegefläche 5a legt ein orthogonales Koordinatensystem fest, das eine X-, eine Y-Richtung sowie eine in Richtung der Schwerkraft G verlaufende Z-Richtung aufweist. Die vier örtlich verteilt angeordneten Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d erlauben die Lage des Schwerpunktes S in X-und Y-Richtung ständig zu überwachen.
So kann beispielsweise die Bewegung eines im Bett 5 schlafenden Menschen ständig überwacht werden, indem die Lage des Schwerpunktes S ständig gemessen wird. Zudem kann über die Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d auch das Gewicht G des Menschen gemessen werden. Das Bett 5 ist nur schematisch dargestellt und kann natürlich auch eine Matratze oder eine Bettdecke umfassen.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung sind die Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d derart als separate Einheiten ausgestaltet, dass sie unter die Beine einer beliebigen Tragvorrichtung 3 wie eines Bettes 5 oder Stuhls angeordnet werden können. Die Messvorrichtung ist dabei leicht zu transportieren und an beliebigen Orten, insbesondere auch in einem Privathaushalt einsetzbar. Die Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d können jedoch auch in den Beinen 5b, 5c, 5d, 5e integriert sein, zum Beispiel bei Spitalbetten, und derart einen Bestandteil der Tragvorrichtungen bilden.
Die Anordnungen gemäss den Fig. 1 und 2 erlauben insbesondere die Atemfrequenz A1 und/oder die Herzfrequenz H1 eines sich zumindest teilweise auf der Tragvorrichtung 3 befindlichen Lebewesens, insbesondere eines Menschen zu messen.
Die von einem auf einem Bett 5 gemäss Fig. 2 schlafenden Menschen erzeugten Kraftsignale sind in den Fig. 4a bis 4e in Funktion der Zeit t dargestellt.
Fig. 4a zeigt ein von den Kraftsensoren (1a, 1b, 1c, 1d) in Millivolt gemessenes Summensignal, wobei die Kraftsensoren (1a, 1b, 1c, 1d) derart gegenseitig verschaltet sind, dass sich im dargestellten Signal die Amplitude proportional zur Lage des Schwerpunktes S in Y-Richtung verändert. Der schlafende Mensch befindet sich während einem Zeitabschnitt L1 in einer Rückenlage, wobei ein derartiger, äusserlich bewegungsloser Zeitabschnitt L1 auch als eine Ruhephase R bezeichnet wird. Daraufhin bewegt sich der Mensch in eine neue Lage und verbringt während einem Zeitabschnitt L2 eine Ruhephase R in einer Seitenlage, worauf während einem nachfolgenden Zeitabschnitt L3 eine Bauchlage und während einem nachfolgenden Zeitabschnitt L4 eine weitere Seitenlage eingenommen wird.
Zwischen den einzelnen, eine Ruhephase R darstellenden Zeitabschnitten L1, L2, L3, L4 führt der Mensch Körperbewegungen aus, wobei während diesen Bewegungsphasen B stark schwankende Signale an den Kraftsensoren 1a, 1b, 1c, 1d auftreten. Die Veränderung der Lage des Schwerpunktes S in Y-Richtung ist aus den unterschiedlichen Amplituden des Signals während der einzelnen Ruhephasen R eindeutig ersichtlich.
Fig. 4b zeigt in einer gegenüber der Darstellung gemäss Fig. 4a zeitlich höheren Auflösung einen Teilausschnitt des im Zeitabschnitt L1 anliegenden Signals S1, wobei das Signal S1 gegenüber dem Signal S gemäss Fig. 4a keinen Gleichspannungsanteil aufweist und zudem um einen Faktor 10 verstärkt ist. Das Signal S1 ist ein digitales, in einem Speicher eines Computers abgelegtes Signal. Aus dem Signal S1 wird durch ein- oder mehrfache Berechnung eines gleitenden Mittelwertes das geglättete Signal S2 berechnet, dessen Verlauf in Fig. 4c nochmals mit erhöhter Auflösung dargestellt ist. Aus diesem die Atemtätigkeit des Menschen darstellenden Signal S2 kann die Atemfrequenz A1 berechnet werden, zum Beispiel durch Bestimmen der Intervalllänge zwischen zwei Atemzügen, indem die Zeiten sämtliche Tiefpunkte des Signals S2 gespeichert werden.
Im dargestellten Ausführungsbeispiel wurde das Signal S1 dreimal hintereinander gemittelt, wobei in einem ersten Schritt aus je zwölf zeitlich nacheinander folgenden Werten ein gleitender Mittelwert gebildet wurde, und in einem zweiten Schritt aus diesen Mittelwerten erneut aus je zwölf Werten ein weiterer gleitender Mittelwert gebildet wird, um in einem dritten Schritt aus diesen Mittelwerten nochmals einen aus je vierzehn Werten berechneten Mittelwert zu bilden, welche gemittelte Wertfolge das Signal S2 darstellt. Fig. 4d zeigt in einer gegenüber der Darstellung gemäss Fig. 4b zeitlich höheren Auflösung das Signal S1, welches zur Berechnung der Herzfrequenz zweimal hintereinander durch die Bildung eines gleitenden Mittelwertes mit jeweils fünf Werten geglättet wurde, woraus das Signal S3 entstand.
Das in Fig. 4e dargestellte Signal S4, aus welchem die Herzfrequenz berechnet wird, ergibt sich aus der Differenz des Signals S1 minus des Signals S3. Aus den Maximalwerten zwischen zwei Herzschlägen ist die Intervalllänge und daraus die Herzfrequenz berechenbar. Die Amplitude ergibt zudem einen Hinweis auf die Stärke des Herzschlages. Artefakte können mit unterschiedlichen Methoden ausgeschlossen werden. So können zum Beispiel unrealistische Herzfrequenzen von unter 35 oder über 190 Schlägen pro Minute von einer weiteren Verarbeitung ausgeschlossen werden.
Weitere Artefakte werden dadurch ausgeschlossen, dass die Berechnung der Atemfrequenz A1 und/oder der Herzfrequenz H1 nur während der Ruhephasen R durchgeführt wird, wogegen während der mithilfe des Signals S festgestellten Bewegungsphasen B keine Berechnung der Atemfrequenz A1 bzw. der Herzfrequenz H1 erfolgt. Bei einem sitzenden oder schlafenden Menschen werden die Ruhephasen R mehr oder weniger häufig von Bewegungsphasen B unterbrochen, wobei die Ruhephasen R genügend eindeutig detektierbar und von genügender Zeitdauer sind, um innerhalb der Ruhephasen R die Atemfrequenz A1 beziehungsweise die Herzfrequenz H1 zu bestimmen. Nebst der Atemfrequenz A1 kann auch die Varianz A2 der Atemfrequenz A1, die Atemstärke A3 oder das Atemvolumen A4 bestimmt werden.
Nebst der Herzfrequenz H1 kann auch deren Varianz H2 oder über die Amplitude auch die Herzschlagstärke H3 beziehungsweise das Schlagvolumen H4 bestimmt werden. Mit den Signalen K1, K2, K3, K4 können auch aktimetrische Daten wie Bewegungen, Erschütterungen, Vibrationen, Gewichtsverlagerungen, Schwerpunktsverlagerungen, Ausweichverhalten, Verschiebungen, Entlastungen oder Belastungen gemessen werden.
Das erfindungsgemässe Verfahren ist zudem geeignet, unterschiedliche Schlafphasen eines Menschen festzustellen. Aus der Schlafforschung sind international festgelegte Kriterien zum Unterscheiden, Feststellen und Messen von Schlafphasen bekannt, beispielsweise aus dem Referenzwerk "Rechtschaffen, A., Kales, A., eds. A manual of standardized terminology, techniques and scoring System for sleep stages of human subjects. Washington, DC: Public Health Service, U.S. Government Printing Office, 1968". Dieses Referenzwerk definiert die in der Schlafforschung verwendeten Bezeichungen für Schlafphasen wie eine "Wachphase", eine "Schlafphase 1" oder eine "REM-Schlafphase". Die im Referenzwerk festgehaltenen Methoden verwenden die Messwerte eines EEG (Elektroencephalogramm), eines BOG (Elektrookulogramm) sowie eines EMG (Elektromyogramm) zur Bestimmung der unterschiedlichen Schlafphasen.
Die erfindungsgemässe Vorrichtung ermöglicht eine Wachphase zu bestimmen, welche bezüglich qualitativer Aussage der mit EEG gemessenen Wachphase ebenbürtig ist, wobei die Wachphasen auf Grund der gemessenen Beschleunigungswerte ermittelt werden. Das erfindungsgemässe Verfahren weist unter anderem den Vorteil auf, dass auf eine Verwendung von Elektroden, wie dies bei EEG-Messungen zwingend erforderlich ist, verzichtet werden kann.
Fig. 4f zeigt die Aktivität eines Menschen über einen bestimmten Beobachtungszeitraum, wobei der Aktivitätswert in Funktion der Zeit dargestellt ist. Der jeweilige Aktivitätswert wird in einer beispielhaften Ausführungsform des erfindungsgemässen Verfahrens wie folgt ermittelt:
Die von einem sich auf einer Tragvorrichtung 3 befindlichen Menschen erzeugte Beschleunigung beziehungsweise Kraft wird mit Kraftsensoren 1, 1a, 1b, 1c, 1d gemessen. Die Amplitude der Beschleunigungswerte, welche bei einem regungslosen Menschen auftreten, sind bekannt. Ein Beschleunigungsschwellenwert wird definiert, welcher drei- bis fünfmal dem bei regungsloser Lage auftretenden Beschleunigungswert entspricht. Die gemessenen Beschleunigungswerte werden mithilfe eines Komparators mit diesem Beschleunigungsschwellenwert verglichen, wobei der Komparator ein binäres Beschleunigungssignal erzeugt, welches bei überschrittenem Beschleunigungsschwellenwert als Ausgangszustand eine logische "1" aufweist. Die in Fig. 4f auf der Ordinatenachse dargestellten Aktivitäts-Werte werden wie folgt berechnet.
Das binäre Beschleunigungssignal wird jeweils während einer Zeitdauer von 20 Sekunden mit einer Frequenz von 20 Hz abgetastet und, sofern das Beschleunigungssignal den logischen Wert "1" aufweist, durch Addition ein Summenwert gebildet, wobei der nach jeweils 20 Sekunden anliegende Summenwert als ein Aktivitäts-Wert bezeichnet wird. Der Aktivitäts-Wert kann somit den maximalen Summenwert von 400 erreichen, da die Zählvorrichtung nach jeweils 20 Sekunden wieder auf Null gesetzt wird. Eine Schlafphase wird als Wachphase bezeichnet, wenn die folgenden Kriterien erfüllt sind:
- Jeweils drei aufeinander folgende Aktivitäts-Werte werden zu einem weiteren Summenwert addiert, sodass ein maximaler Summenwert von 1200 erzielbar ist. Drei aufeinander folgende Aktivitäts-Werte entsprechen dabei einem Beobachtungszeitraum von einer Minute.
Falls der weitere Summenwert grösser als ein erster Schwellenwert von 28% des maximalen Summenwertes von 1200 ist, wird der Beobachtungszeitraum als Wachzustand bezeichnet.
- Um länger dauernde Wachphasen eindeutig festzustellen, wird eine weitere Bedingung eingeführt: Wenn über eine Zeitdauer von 10 Minuten zwei oder mehr Aktivitäts-Werte einen zweiten Schwellenwert von 56% des maximalen Aktivitäts-Wertes (von 400) überschreiten, wird diese gesamte Zeitdauer als eine Wachphase definiert. Das hiermit beschriebene Verfahren verwendet somit drei Schwellenwerte zum Feststellen einer Wachphase, nämlich den ersten Schwellenwert von 28%, den zweiten Schwellenwert von 56% sowie die Beobachtungszeitdauer von 10 Minuten. Diese drei Schwellenwerte sind so genannte Kalibrierwerte und sind je nach Erfordernis einstellbar veränderlich, um die Wachphasen eindeutig zu erfassen.
Ergeben sich zum Beispiel grössere Abweichungen zwischen einem vom Menschen manuell ausgefüllten Schlafprotokoll mit eingetragenen Wachphasen und den gemessenen Wachphasen, so werden die Kalibrierwerte vorteilhafterweise derart manuell verändert, dass die manuell festgestellten mit den gemessenen Wachphasen übereinstimmen. Nach einem derartigen Kalibrieren, das unter Umständen für jeden zu untersuchenden Menschen einmal individuell vorzunehmen ist, kann die Wachphase daraufhin automatisch gemessen werden.
Das erfindungsgemässe Verfahren erlaubt auch eine der international festgelegten "Schlafphase 1" entsprechenden Grösse, ohne die Verwendung eines EEGs zu ermitteln. Dieses Verfahren macht sich die Gesetzmässigkeit zu Nutze, dass anschliessend an eine mittelstarke Bewegung häufig eine Schlafphase 1 folgt. Das verwendete Kriterium zum Feststellen einer derartigen Schlafphase 1 lautet:
- Ist der dem Beobachtungszeitraum von 20 Sekunden vorhergehende Aktivitäts-Wert grösser als 5% und kleiner als 75% des maximal möglichen Aktivitäts-Wertes (von 400), dann wird der aktuelle Beobachtungszeitraum als Schlafphase 1 gewertet, sofern der Beobachtungszeitraum nicht bereits der Wachphase zugeordnet ist. In Fig. 4f sind die über einen Beobachtungszeitraum von 7 Stunden ermittelten Wachphasen und Schlafphasen 1 eingetragen.
Das erfindungsgemässe Verfahren erlaubt auch eine der international festgelegten "REM-Schlafphase" entsprechende Grösse ohne die Verwendung eines EEGs zu ermitteln. Die Bestimmung einer REM-Schlafphase ist relativ anspruchsvoll, weshalb mehrere, im Folgenden beschriebene Gesetzmässigkeiten zum Feststellen einer REM-Schlafphase verwendet werden:
- In einem ersten Verfahrensschritt wird von den Daten der Herzrate ausgegangen. Fig. 4g zeigt den zeitlichen Verlauf der Mittelwerte der Herzrate, wobei diese Herzraten über jeweils 20 Sekunden gemittelte Werte darstellen. Als Ordinatenachse ist ein dem gemessenen Signal entsprechender Wert in mV dargestellt. Durch die Multiplikation dieser Werte mit einem Korrekturwert könnte auch die effektive Herzrate dargestellt werden. Die im oberen Bereich der Figur dargestellten schwarzen Balken 30 stellen ermittelte REM-Schlafphasen dar.
Weist die Herzrate innerhalb eines Beobachtungszeitraums von zwei bis drei Minuten einen starken Anstieg auf und bleiben die nachfolgenden Werte deutlich erhöht oder weisen eine hohe Variabilität bzw. eine starke Schwankung auf, so wird der Bereich bis zur Absenkung der Herzrate auf ein tieferes Niveau der REM-Schlafphase zugeordnet. Da die Bestimmung der REM-Schlafphase einzig auf Grund der Daten der Herzrate eine zu geringe Verlässlichkeit aufweist, werden weitere Daten verwendet, um Quervergleiche anzustellen.
- Es wird überprüft, ob die unter Verwendung der Daten der Herzrate bestimmten REM-Schlafphasen mit einer erhöhten Amplitude der Atemstärke korrelieren. Fig. 4h zeigt die Atemstärke in Funktion der Beobachtungszeit, wobei die Amplitude als Spannungswert in mV dargestellt ist, und wobei negativere Werte eine höhere Atemstärke darstellen.
Als Anfang und Ende der REM-Schlafphase können die Schnittpunkte der Atemstärke-Kurve mit der ebenfalls in Fig. 4h eingetragenen Regressionsgeraden der Atemstärke-Kurve verwendet werden. Sollte sich ergeben, dass die über die Atemstärke ermittelte REM-Schlafphase zeitlich früher auftritt als die über die Herzrate ermittelte REM-Schlafphase, so sollte als Zeitpunkt des Beginns der REM-Schlafphase der durch die Atemstärke ermittelte Beginn der REM-Schlafphase verwendet werden.
- Je nach untersuchten Menschen können die Daten der Atemstärke Artefakte aufweisen, sodass vorzugsweise weitere Daten zur Ermittlung der REM-Schlafphase verwendet werden. Dazu eignet sich, wie in Fig. 4i dargestellt, die Atemfrequenz. Während der REM-Schlafphase weist die Atemfrequenz eine erhöhte Frequenz auf.
Weiter ist zur genaueren Ermittlung der REM-Schlafphase die Verwendung der Varianz der Herzrate geeignet, wie dies in Fig. 4k dargestellt ist. Eine REM-Schlafphase zeichnet sich durch eine erhöhte Varianz der Herzrate aus.
Die folgenden weiteren Vorgehensschritte sind zur korrekten Bestimmung von REM-Schlafphasen zu beachten:
- In der ersten Hälfte des Schlafes sind Schwankungen der Herzrate, der Atemstärke und Atemfrequenz geringer als in der zweiten Hälfte, insbesondere die Schwankungen während der REM-Schlafphasen.
- Ein normaler, nicht künstlich abgebrochener Schlaf enthält im Normalfall vier Schlafzyklen mit vier REM-Schlafphasen.
Die erste REM-Schlafphase ist meistens kurz und wenig ausgeprägt.
- Im Verlauf einer Nacht werden die REM-Schlafphasen länger und deutlicher.
- In den dem Erwachen vorangehenden Minuten ist meistens eine REM-Schlafphase vorhanden.
- Bei gleichzeitiger Erhöhung der Herzrate sowie der Atemstärke ist eine REM-Schlafphase sehr wahrscheinlich.
- Ist ein Beobachtungszeitraum auf Grund der Aktimetriewerte einer Wachphase zuzuordnen, so wird diese Phase immer der Wachphase zugeordnet, gleichgültig ob auf Grund der Auswertung der Beobachtungszeitraum auch einer REM-Schlafphase zugeordnet werden könnte.
Fig. 3a zeigt in einer Seitenansicht ein Ausführungsbeispiel eines Kraftsensors 1a, um die vom Bein 5b auf die feste Unterlage 2 übertragene Kraft F1 zu messen. Der Kraftsensor 1a weist einen u-förmig ausgestalteten Körper 20 umfassend zwei Schenkel 20a, 20b auf. Der Schenkel 20b liegt auf der festen Unterlage 2 auf, wogegen der Schenkel 20a derart ausgestaltet ist, dass das Bein 5a auf der Oberfläche gut und sicher gelagert Platz findet. Im Bereich der Schenkelenden ist zwischen den Schenkeln 20a, 20b eine Distanzmessvorrichtung 21 angeordnet, welche in Fig. 3b im Detail dargestellt ist. Die Distanzmessvorrichtung 21 umfasst eine als Leuchtdiode ausgestaltete Lichtquelle 22 sowie einen gegenüberliegend angeordneten Sensor 23 mit zwei lichtempfindlichen Sensorflächen 23a, 23b, wobei die Lichtquelle 22 und der Sensor 23 fest mit dem unteren Schenkel 20b verbunden sind.
Ein Strahlunterbrechungsteil 25, welches sich in Abhängigkeit der einwirkenden Kraft F1 in Richtung W hin- und herbewegt, ist zwischen der Lichtquelle 22 und dem Sensor 23 angeordnet und mit dem oberen Schenkel 20a fest verbunden.
Fig. 3c zeigt eine Aufsicht auf den Strahlunterbrechungsteil 25 in einer zum Sensor 23 hin ausgerichteten Blickrichtung. Der Strahlunterbrechungsteil 25 weist ein Fenster 24 auf, welcher das von der Lichtquelle 21 emittierte Licht in Abhängigkeit der Lage in Bewegungsrichtung W auf den Sensorflächen 23a, 23b moduliert, was, durch eine entsprechende Verschaltung der beiden lichtempfindlichen Sensorflächen 23a, 23b, ein in Funktion der Auslenkung lineares Signal bewirkt. Dieses Signal ist proportional zu der einwirkenden Kraft F1.
Fig. 3d zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel eines Messwertaufnehmers, welcher als eine Distanzmessvorrichtung 21 ausgebildet ist. Am unteren Schenkel 20b ist ein Lichtwellenleiter 26 angeordnet, welcher zum gegenüberliegend angeordeten Schenkel 20a hin Licht emittiert, welches von einer reflektierenden Oberfläche 27 des oberen Schenkels 20a reflektiert wird und wieder in den Lichtwellenleiter 26 gelangt. Ein nicht dargestellter Sensor erlaubt das vom Lichtwellenleiter 26 übertragene Messsignal zu detektieren und einer elektronischen Schaltvorrichtung zuzuführen.
Als weitere Sensoren für den Kraftsensor 1a wären beispielsweise auch ein Ultraschall-Sensor, ein Piezo-Kristall, ein pneumatischer Drucksensor, ein hydraulischer Drucksensor oder "Smart Metal"-Verformungssensor geeignet.
The invention relates to a method for measuring at least the respiratory rate and / or the heart rate of a living being, in particular a human being, according to the preamble of claim 1. The invention further relates to a device for carrying out the method according to the invention.
Long-term monitoring of cardiac or respiratory activity is often required to investigate the sleeping behavior of people or to monitor patients in hospitals, for example. It is known to measure the heart rate using an electrocardiogram (EKG). It is also known to measure breathing activity by means of further probes which can be applied to humans.
These known methods have the disadvantage that a plurality of probes is required in each case for measuring cardiac or respiratory activity, and these need to be attached to humans. The use of such methods is relatively expensive since highly qualified specialists are required to mount the probes and expensive equipment is required to measure the electrical signals. In addition, people's freedom of movement is severely restricted. This aspect is particularly troublesome when examining the sleeping behavior of healthy people, because the restriction of freedom of movement influences the sleeping behavior. Another disadvantage of the known methods is that usually a room that is specially shielded against electromagnetic radiation is required, so that the examinations are only possible in a few specially equipped laboratories.
It is an object of the present invention to propose a method for measuring at least the respiratory rate and / or the heart rate of a living being, which is economically advantageous and can be used regardless of location.
This object is achieved with a method having the features of claim 1. The object is further achieved with a measuring device having the features according to claim 8.
The dependent claims 2 to 7 relate to further advantageous method steps. The dependent claims 9 to 12 relate to further, advantageously designed measuring devices.
The object is achieved in particular with a method for measuring at least the respiratory rate and / or the heart rate of a living being, in particular a human, in which method the living being is at least partially placed on a carrying device, and the force caused by the carrying device on the surroundings is measured and therefrom a force signal is generated, and the respiratory rate and / or the heart rate is determined from the force signal using a signal evaluation device. The method according to the invention is suitable for measuring the heart or respiratory activity of living beings, in particular humans.
In addition to the static weight of a person, a force sensor also measures the dynamic force components caused, for example, by movement of the body. The force sensor must also be able to measure even very small dynamic forces that arise from processes taking place inside the body, such as breathing or cardiac activity. The force signal generated by the force sensor is fed to a signal evaluation device which calculates at least the respiratory or heart rate from the measured force signal. The signal evaluation device has amplifiers and preferably electrical filters in order to optimally optimize the forces caused by respiratory activity, which are in the range from approximately 0 to 1 Hz, and the forces caused by cardiac activity, which are in the range of approximately 1 to 10 Hz amplify subsequent signal processing.
The subsequent signal processing is preferably carried out digitally with a suitably programmed computer. The evaluation programs are designed in such a way that the respiratory rate and / or the heart rate can be clearly calculated.
An advantage of the method according to the invention can be seen in the fact that the respiratory rate or the heart rate of a person is possible without contact, that is to say without sensors arranged directly on the body. In addition, the person who is on a chair or bed, for example, can move without any restrictions.
In a particularly advantageous embodiment of the method, a chair or a bed having four legs is used as the carrying device, a force sensor being arranged between each leg and the floor underneath, so that all the forces exerted on the floor by the legs are measured. This arrangement of the force sensors allows the location of the center of gravity and its temporal change in location to be measured.
In addition to the respiratory rate and the heart rate, the method according to the invention also allows the variance of the respiratory rate, the respiratory strength, the respiratory volume, the "respiratory effort", the variance of the heart rate, the heartbeat strength or the stroke volume of the heart to be measured. Furthermore, actimetric data such as movements, shocks, vibrations, weight shifts, changes in the center of gravity, evasive behavior, shifts, relief or stress on a person can be measured. In addition, the activity, the location of the center of gravity and the body weight can be measured.
The method according to the invention is suitable for clinical monitoring, for example for monitoring patients in healthcare facilities or in the private sector as an alternative to continuous ECG measurements. The method is also suitable for examining the sleep behavior of test subjects in a laboratory or in their private area. In addition, the device according to the invention is suitable as an inexpensive home appliance for continuously monitoring cardiac activity, breathing activity or, for example, sleep. In an advantageous embodiment, the device also has an alarm device which triggers an alarm when the value of the respiratory or heart rate falls below or is exceeded.
To evaluate a measured force signal, it is processed electronically, for example, in two different ways. The unamplified force signal is used, for example, to obtain actimetric data, that is to say acceleration values of the body, as is known from classic actimetry. The strength of the force signal correlates with the strength of the movements. The same measured force signal is also amplified, for example by a factor of 10, the force signal being amplified by a maximum of 1 Hertz in the frequency range for measuring the heart rate. This reinforcement is necessary to enable a reliable evaluation of the fluctuations in force caused by the heart.
In addition, this amplified signal is constantly electronically calibrated to a specific mean, with a delay of, for example, three seconds in order to obtain a signal that is independent of the current position of the human body. The unamplified signal also serves to determine a resting phase and a movement phase of the person. The respiratory and / or heart rate are preferably only determined in the resting phase, since there are undisturbed or little disturbed signals during this phase. The method according to the invention is able to determine the breathing and / or heart rate during a very short resting phase, so that frequently moving people can also be monitored, since even with increased activity, at least short-term resting phases occur constantly.
The invention is described below on the basis of several exemplary embodiments. Show it:
1 shows a hanging chair with a measuring device;
2 shows a bed with a measuring device, which is only shown in a hint;
3a shows a side view of a sensor;
3b, 3c, 3d distance measuring devices for the sensor according to FIG. 3a;
4a shows a time course of a measured force signal;
4b shows a time profile of an amplified and filtered force signal;
4c shows a time course of a signal generated by the breathing movement;
4d shows a time course of a signal required for determining the heart rate;
4e shows a time course of a signal generated by the heart movement;
4f shows a time course of different activity phases;
4g shows a time course of the mean values of the heart rate;
4h shows a temporal course of the breathing strength;
4i shows a time course of the mean values of the respiratory rate;
4k shows a time course of the variance of the heart rate.
1 shows a chair 3 which is connected to a force sensor 1 by means of four ropes converging at one point, the force sensor 1 being firmly attached to the ceiling 2. The force F applied to the force sensor 1 and its change over time is converted in the force sensor 1 into an electrical force signal K, which is fed via an electrical line to a storage device 4 or a signal evaluation device 4, in order to at least detect and measure the measured force signal K over a certain period of time if necessary also to evaluate.
The signal evaluation device 4 preferably has a computer which, equipped with a signal processing software, allows an analysis of the measured force signal K in order to calculate values such as the respiratory rate A1 or the heart rate H1 of a person sitting on the carrying device 3 from the measured signal.
2 shows a carrying device 3 designed as a bed 5, comprising a lying surface 5a and four legs 5b, 5c, 5d, 5e. A force sensor 1a, 1b, 1c, 1d is arranged between each of the legs 5b, 5c, 5d, 5e and a solid floor 2, which is only indicated, so that each one is transmitted from the respective leg 5b, 5c, 5d, 5e to the floor 2 Force F1, F2, F3, F4 measured and supplied to the signal evaluation device 4 as an electrical force signal K1, K2, K3, K4. The lying surface 5a defines an orthogonal coordinate system which has an X, a Y direction and a Z direction running in the direction of gravity G. The four locally distributed force sensors 1a, 1b, 1c, 1d allow the position of the center of gravity S to be continuously monitored in the X and Y directions.
For example, the movement of a person sleeping in bed 5 can be continuously monitored by continuously measuring the position of the center of gravity S. In addition, the weight G of the person can also be measured via the force sensors 1a, 1b, 1c, 1d. The bed 5 is only shown schematically and can of course also comprise a mattress or a duvet.
In an advantageous embodiment, the force sensors 1a, 1b, 1c, 1d are designed as separate units in such a way that they can be arranged under the legs of any supporting device 3, such as a bed 5 or chair. The measuring device is easy to transport and can be used at any location, in particular also in a private household. The force sensors 1a, 1b, 1c, 1d can, however, also be integrated in the legs 5b, 5c, 5d, 5e, for example in hospital beds, and thus form part of the carrying devices.
The arrangements according to FIGS. 1 and 2 allow in particular the breathing frequency A1 and / or the heart rate H1 of a living being, at least partially on the carrying device 3, in particular a human being to be measured.
The force signals generated by a person sleeping on a bed 5 according to FIG. 2 are shown in FIGS. 4a to 4e as a function of time t.
4a shows a sum signal measured in millivolts by the force sensors (1a, 1b, 1c, 1d), the force sensors (1a, 1b, 1c, 1d) being interconnected in such a way that the amplitude in the signal shown is proportional to the position of the Center of gravity S changed in the Y direction. The sleeping person is in a supine position during a period L1, such an externally motionless period L1 also being referred to as a resting phase R. Thereupon, the person moves into a new position and spends a resting phase R in a lateral position during a period L2, whereupon a prone position is assumed during a subsequent period L3 and a further lateral position is assumed during a subsequent period L4.
Between the individual time periods L1, L2, L3, L4, which represent a rest phase R, the person performs body movements, during which movement phases B strongly fluctuating signals occur at the force sensors 1a, 1b, 1c, 1d. The change in the position of the center of gravity S in the Y direction is clearly evident from the different amplitudes of the signal during the individual rest phases R.
4b shows, in a resolution that is higher in time than the representation according to FIG. 4a, a partial section of the signal S1 present in the time segment L1, the signal S1 not having a direct voltage component compared to the signal S according to FIG. 4a and also amplified by a factor of 10. The signal S1 is a digital signal stored in a memory of a computer. The smoothed signal S2 is calculated from the signal S1 by single or multiple calculation of a moving average, the course of which is shown again in FIG. 4c with increased resolution. The breathing frequency A1 can be calculated from this signal S2 representing the breathing activity of the person, for example by determining the interval length between two breaths by storing the times of all the low points of the signal S2.
In the exemplary embodiment shown, the signal S1 was averaged three times in succession, a moving average being formed in a first step from twelve successive values in time, and in a second step a further moving average being formed again from each of these twelve values in a third step from these mean values again to form an average value calculated from fourteen values, which averaged value sequence represents the signal S2. FIG. 4d shows the signal S1 in a higher resolution than the representation according to FIG. 4b, which was smoothed twice in succession to calculate the heart rate by forming a moving average with five values each, from which the signal S3 originated.
The signal S4 shown in FIG. 4e, from which the heart rate is calculated, results from the difference between the signal S1 minus the signal S3. The interval length and the heart rate can be calculated from the maximum values between two heartbeats. The amplitude also gives an indication of the strength of the heartbeat. Artifacts can be excluded using different methods. For example, unrealistic heart rates below 35 or over 190 beats per minute can be excluded from further processing.
Further artifacts are excluded by the fact that the calculation of the respiratory rate A1 and / or the heart rate H1 is only carried out during the resting phases R, whereas during the movement phases B determined with the aid of the signal S there is no calculation of the respiratory rate A1 or the heart rate H1. When a person is sitting or sleeping, the resting phases R are more or less frequently interrupted by movement phases B, the resting phases R being sufficiently clearly detectable and of sufficient length of time to determine the respiratory rate A1 or the heart rate H1 within the resting phases R. In addition to the breathing frequency A1, the variance A2 of the breathing frequency A1, the breathing strength A3 or the breathing volume A4 can also be determined.
In addition to the heart rate H1, its variance H2 or, via the amplitude, the heartbeat strength H3 or the stroke volume H4 can also be determined. The signals K1, K2, K3, K4 can also be used to measure actimetric data such as movements, shocks, vibrations, shifts in weight, changes in the center of gravity, evasive behavior, shifts, reliefs or loads.
The method according to the invention is also suitable for determining different sleep phases of a person. Internationally established criteria for distinguishing, determining and measuring sleep phases are known from sleep research, for example from the reference work "Rechtschaffen, A., Kales, A., eds. A manual of standardized terminology, techniques and scoring system for sleep stages of human subjects Washington, DC: Public Health Service, US Government Printing Office, 1968 ". This reference work defines the terms used in sleep research for sleep phases such as a "wake phase", a "sleep phase 1" or a "REM sleep phase". The methods recorded in the reference work use the measured values of an EEG (electroencephalogram), a BOG (electrooculogram) and an EMG (electromyogram) to determine the different sleep phases.
The device according to the invention makes it possible to determine a waking phase which is equivalent in terms of quality to the waking phase measured with the EEG, the waking phases being determined on the basis of the measured acceleration values. The method according to the invention has the advantage, among other things, that the use of electrodes, as is absolutely necessary for EEG measurements, can be dispensed with.
4f shows the activity of a person over a specific observation period, the activity value being shown as a function of time. The respective activity value is determined as follows in an exemplary embodiment of the method according to the invention:
The acceleration or force generated by a person on a carrying device 3 is measured with force sensors 1, 1a, 1b, 1c, 1d. The amplitude of the acceleration values which occur in a motionless person are known. An acceleration threshold value is defined which corresponds to three to five times the acceleration value that occurs when the position is motionless. The measured acceleration values are compared with this acceleration threshold value with the aid of a comparator, the comparator generating a binary acceleration signal which has a logic “1” as the initial state when the acceleration threshold value is exceeded. The activity values shown on the ordinate axis in FIG. 4f are calculated as follows.
The binary acceleration signal is sampled at a frequency of 20 Hz for a period of 20 seconds and, if the acceleration signal has the logical value "1", a sum value is formed by addition, the sum value present after every 20 seconds as an activity value referred to as. The activity value can thus reach the maximum total value of 400, since the counting device is reset to zero after every 20 seconds. A sleep phase is called a wake phase if the following criteria are met:
- In each case three successive activity values are added to a further total value, so that a maximum total value of 1200 can be achieved. Three successive activity values correspond to an observation period of one minute.
If the further total value is greater than a first threshold value of 28% of the maximum total value of 1200, the observation period is referred to as the waking state.
- In order to clearly determine longer periods of waking, a further condition is introduced: If two or more activity values exceed a second threshold value of 56% of the maximum activity value (of 400) over a period of 10 minutes, this entire time period is considered one Waking phase defined. The method described here thus uses three threshold values for determining a waking phase, namely the first threshold value of 28%, the second threshold value of 56% and the observation period of 10 minutes. These three threshold values are so-called calibration values and can be adjusted as required to clearly record the waking phases.
If, for example, there are major deviations between a sleep protocol manually filled in by man with entered waking phases and the measured waking phases, the calibration values are advantageously changed manually in such a way that the manually determined waking phases match the measured waking phases. After such a calibration, which may have to be carried out individually for each person to be examined, the waking phase can then be measured automatically.
The method according to the invention also allows a size corresponding to the internationally defined "sleep phase 1" without determining the use of an EEG. This procedure takes advantage of the law that sleep phase 1 often follows a moderate movement. The criterion used to determine such a sleep phase 1 is:
- If the activity value preceding the observation period of 20 seconds is greater than 5% and less than 75% of the maximum possible activity value (out of 400), then the current observation period is evaluated as sleep phase 1, provided that the observation period has not already been assigned to the awake phase is. 4f shows the waking phases and sleeping phases 1 ascertained over an observation period of 7 hours.
The method according to the invention also allows a size corresponding to the internationally defined “REM sleep phase” without determining the use of an EEG. The determination of an REM sleep phase is relatively demanding, which is why several legalities described below are used to determine an REM sleep phase:
- In a first step, the heart rate data is used. 4g shows the time course of the mean values of the heart rate, these heart rates representing values averaged over 20 seconds each. A value in mV corresponding to the measured signal is shown as the ordinate axis. The effective heart rate could also be represented by multiplying these values by a correction value. The black bars 30 shown in the upper area of the figure represent determined REM sleep phases.
If the heart rate shows a strong increase within an observation period of two to three minutes and the subsequent values remain significantly increased or show a high variability or a strong fluctuation, the range until the heart rate is reduced to a lower level of the REM Assigned to the sleep phase. Since the determination of the REM sleep phase is insufficiently reliable based solely on the data of the heart rate, further data are used to make cross-comparisons.
- It is checked whether the REM sleep phases determined using the heart rate data correlate with an increased amplitude of the breathing strength. 4h shows the breath strength as a function of the observation time, the amplitude being shown as a voltage value in mV, and more negative values representing a higher breath strength.
The intersection points of the breath strength curve with the regression line of the breath strength curve, likewise entered in FIG. 4h, can be used as the beginning and end of the REM sleep phase. If it appears that the REM sleep phase determined by the breath strength occurs earlier than the REM sleep phase determined by the heart rate, the start of the REM sleep phase determined by the breath strength should be used as the time of the start of the REM sleep phase.
- Depending on the person examined, the data on the breathing strength may have artifacts, so that further data are preferably used to determine the REM sleep phase. As shown in FIG. 4i, the respiratory rate is suitable for this. During the REM sleep phase, the respiratory rate is increased.
It is also suitable to use the variance of the heart rate to determine the REM sleep phase more precisely, as shown in FIG. 4k. A REM sleep phase is characterized by an increased variance in the heart rate.
The following further procedural steps must be observed for the correct determination of REM sleep phases:
- In the first half of sleep, fluctuations in the heart rate, breathing strength and respiratory rate are less than in the second half, especially the fluctuations during REM sleep phases.
- A normal, not artificially interrupted sleep normally contains four sleep cycles with four REM sleep phases.
The first REM sleep phase is usually short and not very pronounced.
- In the course of a night, the REM sleep phases become longer and clearer.
- There is usually an REM sleep phase in the minutes preceding the awakening.
- A REM sleep phase is very likely if the heart rate and breathing strength are increased at the same time.
- If an observation period is to be assigned to a waking phase based on the actimetric values, this phase is always assigned to the waking phase, irrespective of whether the observation period could also be assigned to an REM sleep phase on the basis of the evaluation.
3a shows a side view of an embodiment of a force sensor 1a in order to measure the force F1 transmitted from the leg 5b to the fixed base 2. The force sensor 1a has a U-shaped body 20 comprising two legs 20a, 20b. The leg 20b rests on the fixed base 2, whereas the leg 20a is designed in such a way that the leg 5a can be stored well and securely on the surface. In the region of the leg ends, a distance measuring device 21 is arranged between the legs 20a, 20b, which is shown in detail in FIG. 3b. The distance measuring device 21 comprises a light source 22 configured as a light-emitting diode and an oppositely arranged sensor 23 with two light-sensitive sensor surfaces 23a, 23b, the light source 22 and the sensor 23 being firmly connected to the lower leg 20b.
A beam interruption part 25, which moves back and forth depending on the force F1 acting in the direction W, is arranged between the light source 22 and the sensor 23 and is fixedly connected to the upper leg 20a.
3c shows a top view of the beam interruption part 25 in a direction of view oriented towards the sensor 23. The beam interruption part 25 has a window 24 which modulates the light emitted by the light source 21 as a function of the position in the direction of movement W on the sensor surfaces 23a, 23b, which, by a corresponding connection of the two light-sensitive sensor surfaces 23a, 23b, a function of Deflection causes linear signal. This signal is proportional to the force F1.
FIG. 3d shows a further exemplary embodiment of a measurement sensor, which is designed as a distance measuring device 21. An optical waveguide 26 is arranged on the lower leg 20b, which emits light toward the leg 20a arranged opposite, which is reflected by a reflecting surface 27 of the upper leg 20a and returns to the optical waveguide 26. A sensor, not shown, allows the measurement signal transmitted by the optical waveguide 26 to be detected and fed to an electronic switching device.
An ultrasonic sensor, a piezo crystal, a pneumatic pressure sensor, a hydraulic pressure sensor or “smart metal” deformation sensor would also be suitable as further sensors for the force sensor 1a.