CN101081167A - 用于检测生命机能的装置,控制单元和脉搏波传感器 - Google Patents
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Abstract
用于检测生命机能的装置具有可附着在身体上的脉搏波传感器(1)和控制单元(3)。控制单元检查由脉搏波传感器(1)产生的脉搏波信号的幅度是否变化。控制单元进一步检查在对应于心脏收缩阶段的脉搏波收缩阶段中，幅度是否有大变化。如果在对应于心脏舒张阶段的脉搏波舒张阶段中，幅度有第一大变化，那么就很有可能出现了运动伪影。因此，设置运动伪影标志。接下来，检查在下一个舒张期的幅度变化是否超过30％。如果推测出很有可能是发生了咳嗽，那么设置咳嗽标志。如果既不是运动伪影也不是咳嗽，那么设置呵欠标志。
Description
技术领域
本发明涉及用于检测生命机能，即生物计量状况的装置，比如利用易于安装的脉搏波传感器检测咳嗽和呵欠。
背景技术
鼻用热传感器，鼻压传感器，胸带传感器等作为呼吸系统监视器用于检测呼吸、咳嗽和呵欠。
例如，关于测量咳嗽，可利用呼吸(sprio-breathing)流量计(专利文献1)，甲状腺信号(专利文献2)和导管(catheter)振动(专利文献3)的多种器件。这些测量器件和测量方法是如此的复杂以至于咳嗽等状况不能容易地在私人家庭或交通工具中进行测量。
作为更简单的技术，提出了使用由麦克风检测到的语音信号的图形(专利文献4)，或由麦克风检测到的语音信号和声压水平(专利文献5)。由于噪声的原故，这种检测的准确性很低，并且当有多个人时，很难指定声音的来源。
还提出使用鼻子的照片图像(专利文献6)或床负载的变化(专利文献7)，在使用图像的情况下，图像是在一个特定的位置拍摄的，为了实现测量需要对这个位置进行限制。除此之外，当咳嗽时，人会把他或她的手放到嘴上。因此，手成了降低检测准确性的遮挡物。在使用床负载的情况下，比如人体运动的运动伪影(motion artifact)无法从咳嗽中分离出来。
作为检测呵欠的方法，进一步提出使用照片图像或语音(专利文献8)。这种方法需要复杂的测量设备。还提出通过分析脉搏波来检测呼吸状况(专利文献9到11)。
[专利文献1] JP-A-8-173403
[专利文献2] JP-A-9-98964
[专利文献3] JP-T-11-506380(US 5899927)
[专利文献4] JP-A-7-376
[专利文献5] JP-A-2003-38460
[专利文献6] JP-A-8-257015(US 5704367)
[专利文献7] JP-A-2003-552
[专利文献8] JP-A-2005-199078
[专利文献9] JP-A-2002-355227(US6669632)
[专利文献10] JP-A-2002-78690(US6856829)
[专利文献11] JP-A-2002-153432(US6856829)
发明内容
本发明具有一个目标，该目标是提供一种基于简单的方法检测例如咳嗽和呵欠的生命机能的装置，其控制单元以及用于安装脉搏波传感器单元的器件。
(1)根据本发明的第一个方面，当在与心脏的舒张阶段相对应的脉搏舒张阶段中(简称在p-舒张侧)的幅度已经超过与最小血压相对应的预定下限水平时，确定为出现了运动伪影。
通过实验，如果在p-舒张侧的幅度下降到下限水平以下，如图3A所示，则可以证实出现了运动伪影。
也就是，血管的弹性可维持最小血压(舒张血压)，并且不会发生p-舒张侧的幅度突然变得低于下限水平的情况，如基于脉搏波信号所观察到的那样。因此，如果低于舒张血压的脉搏波信号出现，则认为出现了运动伪影。在示出脉搏波的图中，上侧表示收缩侧，下侧表示舒张侧，从而相对于血压更容易理解(通常被叫做反向脉搏波的图)。
可使用一条近似线作为用于确定p-舒张侧的强度的下限水平，例如，这条近似线可以是从在表示舒张血压的p-舒张侧的多个峰值中得到的。然而，以一个预定的百分数减小或增加的值均可被选作下限水平选择。
(2)根据本发明的第二个方面，表示呼吸状况的呼吸波形(呼吸曲线)可从脉搏波中得到。当检测到锐角的双三角波时，可确定发生了咳嗽，在这个双三角波中，呼吸波形的两个峰值连续地超过预定的水平。
如果发生了咳嗽，则由于咳嗽特有的肌肉运动，可在一个短暂的时间段内(例如，在1到2秒内)观察到低于预定水平的锐角的双三角波(由于胸压具有负的符号，因而在图中的呼吸曲线波形表示成向下突)，如图5B所示。因此，上述状况被用于确定咳嗽。这里，锐角的双三角波具有由右、左峰值外侧上的线形成的锐角。
在呼吸波形的幅度的增加超出正常幅度的如30％以上的情况下，可能发生了咳嗽。因此，可以有附加的其他确定条件，即，是否幅度大于预定水平。此外，用于确定的该预定水平(或预定的周期)可由通过实验找到最佳值的方式加以设置(此后同样有效)。
(3)根据本发明的第三个方面，当在与心脏的收缩阶段相对应的脉搏波收缩阶段中(简称p-收缩侧)的幅度已经超过预定水平(在p-收缩侧的预定水平)，且当与随后的所述心脏的舒张阶段相对应的p-舒张侧的幅度已经超过预定水平(p-舒张侧的预定水平)时，确定发生了咳嗽。
如果发生了咳嗽，则在p-收缩侧的脉搏波信号的峰值立即急剧上升，如图5A所示，紧随其后，在p-舒张侧的峰值急剧下降。因此，这个条件可用作确定咳嗽的条件。
(4)根据本发明的第四个方面，在与心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度的增加大于预定水平(例如，超出p-收缩侧的正常幅度)，而没有引起所述脉搏波的波形不同于正常脉搏波波形(在形状上扭曲或突变)时，确定发生了咳嗽。
如果发生了咳嗽，如图5A所示，则在p-收缩侧的幅度会上升，却不会引起脉搏波变化。因此，这种条件可用作确定咳嗽的条件。
例如，用于获取各个脉搏波波形之间的相关值的方法可用作确定脉搏波的波形不同于正常波形的方法。例如，对处于无运动伪影或咳嗽的正常状态下的多个脉搏波波形进行平均，以便获取脉搏波的典型波形，这个典型的波形随后被记录，同时获取一个波长或多个波长的波形相对于待比较的脉搏波的相关值。如果这个相关值例如不大于0.7，则可以确定脉搏波的波形已经发生了变化。除了相关值外，还可采用对脉搏波的峰-峰值间距变化的分析或混乱度的分析。
(5)根据本发明的第五个方面，当脉搏波的基础水平的幅度(AW2)/所述脉搏波的幅度(BW2)的比值(AW2/BW2)的变化处于预定水平之内(例如，变化处于无运动伪影时的值的30％之内)，且当变化的时间在预定周期内(例如对应于咳嗽的1到2秒)时，确定发生了咳嗽。
如果上述条件满足的话，则咳嗽的可能性就比较高。因此，这种条件在这里可用作确定咳嗽的条件。
(6)根据本发明的第六个方面，当没有检测到运动伪影时确定发生了咳嗽，比在检测到运动伪影的同时根据上述咳嗽确定方法中的至少一种咳嗽确定方法确定发生了咳嗽更可靠。
多个咳嗽确定方法组合使用，与使用上述方面中任一的咳嗽确定方法相比，可更准确地确定咳嗽的发生和咳嗽的强度。
(7)根据本发明的第七个方面，当脉搏波的基础水平在与呵欠对应的预定周期上降低时，确定发生了呵欠。
如果发生了呵欠，则脉搏波的基础水平会由于呵欠特有的肌肉运动而略微降低，如图7A所示。因此，在一个预定周期(例如，4到12秒)内脉搏波的基础水平保持降低的值。因此，这种条件可用作确定呵欠的条件。
对于在一定预定周期内基础水平下降的情况，可以使用基础水平处于降低状态的周期或基础水平处于低于特定确定值的状态的周期(下降和上升时间之和的周期)。
(8)根据本发明的第八个方面，在脉搏波的基础水平低于预定水平(用于确定该基础水平的预定水平)的周期内，当脉搏波的幅度已经变得小于预定水平(用于确定该脉搏波的幅度的预定水平)时，确定发生了呵欠。
当脉搏波的基础水平已经从降低的状态增加时，如图7A所示，由于呵欠特有的肌肉运动，脉搏波的幅度(在上下方向上的总幅度)减小。因此，这个条件可用作进一步提高确定准确性的确定条件。
(9)根据本发明的第九个方面，当在与心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度超过预定水平(p-收缩侧的预定水平)，但是在与心脏的舒张阶段相对应的p-舒张侧的幅度没有变得小于预定水平(p-舒张侧的预定水平)时，确定发生了呵欠。
如果发生了呵欠，则由于呵欠所特有的肌肉运动，在p-收缩侧的峰值略微增加，如图7A所示。但是，在紧随其后的舒张周期一边的脉搏波的峰值没有低于正常值(峰值，通常，略微增加)。因此，这个条件可用作确定呵欠的条件。
(10)根据本发明的第十个方面，在与心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度已经超过预定水平(用于确定p-收缩侧的幅度的预定水平)，而没有引起由脉搏波传感器检测到的脉搏波的波形不同于正常脉搏波的波形之后，当脉搏波的总幅度变得小于预定水平(用于确定该总幅度的预定水平)时，确定发生了呵欠。
当发生了呵欠时，如图7A所示，在p-收缩侧的峰值略微增加并且，此后，脉搏波的幅度减小且没有引起脉搏波变化。因此，这个条件可用作确定呵欠的条件。
(11)根据本发明的第十一个方面，从脉搏波中找到表示呼吸状态的呼吸波形。当呼吸波形的幅度不小于一预定水平(用于确定该幅度的预定角度)，且当检测到具有钝角的双三角波时，确定发生了呵欠，其中在所述三角波中呼吸波形的两个峰值连续地超过一预定水平。
如果发生了呵欠，例如，如图8A到8C所示，则出现具有钝角(比一预定幅度大)的双三角波，在许多情况下，出现在呼吸波形上。因此，这个条件在这里可用作确定呵欠的条件。
这里，该具有钝角的双三角波表示其中由右、左峰外侧的线所形成的角是一个钝角的双三角波。
(12)根据本发明的第十二个方面，当脉搏波的基础水平的幅度(AW2)/脉搏波的幅度(BW2)的比值(AW2/BW2)的变化不小于一预定水平时，并且当变化的时间在与呵欠相对应的预定周期内时，确定为发生了呵欠。
如图7所示，显然，当比值(AW2/BW2)的变化不小于预定水平，并且变化的时间在与呵欠对应的一预定周期(例如，4到12秒)内时，呵欠发生的可能性就比较高。因此，这个条件在这里可用作确定呵欠的条件。
(13)根据本发明的十三个方面，与运动伪影确定装置检测到运动伪影且同时基于以上呵欠确定方法中的至少一个呵欠确定方法确定了呵欠的发生的情况相比，当没有检测到运动伪影时确定发生了呵欠会更加可靠。
将多个呵欠确定方法组合使用，比使用上述各个方面中任一的呵欠确定方法更能准确地确定呵欠的发生和呵欠的强度。
(14)本发明的第十四个方面示例性地给出了用于确定运动伪影的优选方法。
以下描述用于确定运动伪影的方法的另一个例子。
在脉搏波的波形已经不同于正常的脉搏波形的情况下，可确定出现了运动伪影。
就是说，在出现了运动伪影的情况下，可观察到脉搏波的变化如图3A所示。如果检测到如此的变化，则由此可确定出现了运动伪影。正常的脉搏波是在没有例如运动伪影，咳嗽或呵欠的变化时的平静状态下的脉搏波。
表示呼吸状态的呼吸波形(呼吸曲线)可从脉搏波中找到。如果呼吸波形的幅度的改变大于一预定水平，而且如果脉搏波的波形已经不同于正常的脉搏波的波形，那么就可以如此确定出现了运动伪影。
也就是说，在出现了运动伪影的情况下，除了波形的变化外，还会观察到在呼吸波形在幅度方面的变化，如图3B所示。在检测到这种变化的情况下，可以确定出现了运动伪影。
这里，如上述专利文献9中所述，找到表示来自脉搏波的变化状态的第一变化信号，找到表示第一变化信号的变化状态的第二变化信号，并且基于第一变化信号和第二变化信号之差找到呼吸波形(呼吸曲线)。
连接脉搏信号波形的峰值的第一包络，或连接脉搏信号波形的幅度除以一预定比值得到的点的第一幅度比例线，可用作如图2所示的第一变化信号。而且，连接第一变化信号的波形的峰值的第二包络，或连接第一变化信号的波形的幅度除以一预定比例得到的点的第二幅度比例线可以用作第二变化信号。
当脉搏波的基础水平的幅度(AW2)/脉搏波的幅度(BW2)的比值(AW2/BW2)的变化大于一预定水平且这种变化具有单发性质时，而且当变化的时间在与呵欠相对应的一预定周期(例如，短于4秒，或例如长于12秒)之外，可确定出现了运动伪影。
也就是，如下文所述，通过实验可以明了，当脉搏波的基础水平的幅度(AW2)/脉搏波的幅度(BW2)的比值(AW2/BW2)的变化大于一预定水平时，呵欠可能正在发生。但是，当变化具有单发性质且变化的周期与呵欠发生的周期不同时，运动伪影出现的可能性是很高的。
变化是否具有单发性质可以基于变化是否在预置周期(例如，20秒)内只发生一次来决定。
再者，参考图7A，脉搏波的基础水平的幅度(AW2)表示偏离基础水平中心的宽度，而脉搏波的幅度(BW2)表示脉搏波在上下方向上的总宽度。然而，在基础水平上下方向上的总幅度可以用作脉搏波的基础水平的幅度。
当通过多种运动伪影确定方法确定已经出现了运动伪影时，能够比没有通过多种方法进行确定的情况更加可靠地确定已经出现了运动伪影。
也就是说，当多个运动伪影确定方法结合在一起使用时，与上述运动伪影确定方法中的每一个单独使用时相比，能够更好地改善确定的准确性。
正如上面详细描述的，根据从第二方面到第十四方面的用于检测身体状况的装置，通过利用经由脉搏波传感器获取的信号，来检测咳嗽或呵欠，也就是说，根据比传统方法更简单的方法，可在私人家庭或车厢内方便地检测咳嗽或呵欠(或深呼吸)。
在上述方面中，使用脉搏波传感器，除脸以外，还可从手臂或手指处测量脉搏波，其中，该脉搏波传感器，通过在远离那些可能对呼吸系统构成传染病源的咳嗽、唾液或痰的位置进行干净的监视，从而提供了与众不同的效果。
由于能够检测到每一次咳嗽或呵欠，因此可以获得咳嗽或呵欠的次数(从而给出定量的评估)。因此，基于数论，也可以诊断例如慢性支气管炎或哮喘咳嗽这些病症的症状程度，或检测困倦的迹象。
(15)根据本发明的第十五个方面，当通过上述多种用于确定咳嗽或呵欠的方法(包括确切的咳嗽确定方法和确切的呵欠确定方法)来确定发生了咳嗽或呵欠时，可控制不同的致动器，例如，调整空调的温度和排气率，通过导航系统提供引导，或基于确定结果，例如依据症状，改变座位的状态和座椅的安全带，从而减轻咳嗽或促进从困倦中清醒复原。
也就是，根据要求产生告警，或者控制与空调连接的环境。而且，根据咳嗽和呵欠的确定结果，可确定疾病。如果是感冒，则适当地设置温度和湿度。如果是过敏性鼻炎，用新鲜的外部空气替换车厢内的空气，或运行辅助滤波器。而且，可以存储包括确定结果的数据，从而用于控制健康和用于医生的诊断。
(16)在本发明的第十六个方面，进一步地，如果脉搏波传感器是光学类型的，将缓冲部件布置在脉搏波传感器和皮肤之间，以便于皮肤一侧的光学器件不会与皮肤接触，或不会用大于一预定水平的压力推压皮肤。
这防止脉搏传感器使用过大的压力推压皮肤，并且血液循环不会受到限制。因此，可以准确进行测量。
(17)根据本发明的第十七个方面，在皮肤侧上的具有粗糙图案的海绵可以用作优选的缓冲部件。
(18)在本发明的第十八个方面中，如果脉搏波传感器是光学类型的，则可将弹性部件布置在所述光学器件上与所述皮肤相对的一侧，用于将所述脉搏波传感器安装到所述身体的表面上，以便于所述光学器件利用小于一预定水平的压力推压皮肤。
这避免了脉搏波传感器用过大的压力推压皮肤。因此，过量的负载不会施加给皮肤，脉搏的波形也不会失真，并且能够准确地测量脉搏波。
(19)本发明的十九个方面使用带子(例如，橡胶物质或可扩展的绷带)作为用于将脉搏波传感器固定到身体上的优选弹性部件。
(20)本发明的二十个方面使用一个部件(例如，弹簧等)作为用于将脉搏波传感器固定到身体上的优选弹性部件。
附图说明
根据下面参考附图给出的具体描述，本发明的上述和其它目标，特性和优点将会变得更加明显。在附图中：
图1A是说明根据一个实施例的用于检测身体状况的装置及其安装设备的示意图，而图1B是说明在该实施例中使用的脉搏波传感器的放大的示意图；
图2A是说明脉搏波的波形的曲线，而图2B是说明呼吸波形的曲线；
图3A是说明当有运动伪影时脉搏波的波形的曲线，而图3B是说明当有运动伪影时呼吸波形的曲线；
图4A是说明当有强烈的运动伪影时脉搏波的波形的曲线，图4B是说明当有强烈的运动伪影时呼吸波形的曲线，图4C是说明当有中等程度的运动伪影时脉搏波的波形的曲线，图4D是说明当有中等程度的运动伪影时呼吸波形的曲线，图4E是说明当有微弱的运动伪影时脉搏波的波形的曲线，图4F是说明当有微弱的运动伪影时呼吸波形的曲线；
图5A是说明当发生了咳嗽时脉搏波的波形的曲线，图5B是说明当发生了咳嗽时呼吸波形的曲线；
图6A是说明当发生了强烈的咳嗽时脉搏波的波形的曲线，图6B是说明当发生了强烈的咳嗽时呼吸波形的曲线；图6C是说明当发生了中等程度的咳嗽时脉搏波的波形的曲线，图6D是说明当发生了中等程度的咳嗽时的呼吸波形的曲线，图6E是说明当发生了微弱的咳嗽时脉搏波的波形的曲线，图6F是说明当发生了微弱的咳嗽时呼吸波形的曲线；
图7A是说明当发生了呵欠时脉搏波的波形的曲线，图7B是说明当发生了呵欠时呼吸波形的曲线；
图8A是说明当发生了强烈的呵欠时脉搏波的波形的曲线，图8B是说明当发生了强烈的呵欠时呼吸波形的曲线；图8C是说明当发生了中等程度的呵欠时的脉搏波的波形的曲线，图8D是说明当发生了中等程度的呵欠时呼吸波形的曲线，图8E是说明当发生了微弱的呵欠时脉搏波的波形的曲线，图8F是说明当发生了微弱的呵欠时呼吸波形的曲线；
图9是说明设置标志T1，S1和A1的处理的流程图；
图10是说明设置标志T2，S2和A2的处理的流程图；
图11是说明设置标志T3，S3和A3的处理的流程图；以及
图12是说明根据对运动伪影，咳嗽和呵欠的全面的确定，而进行的控制处理的流程图。
具体实施方式
首先，参考在图1A和图1B中所示的一个实施例对用于检测身体状况的生物计量检测装置进行描述。这个装置通过使用脉搏波传感器1来检测例如咳嗽或呵欠的生命机能(vital function)。该传感器1被附着在人体100的一个部位上，例如手指，手掌或手腕，在这些地方运动比较小。该装置还使用控制单元3，该控制单元3驱动脉搏波传感器1并且处理来自脉搏波传感器1的输出。
这里，脉搏波传感器1是反射类型的光学传感器(光电容脉搏波传感器)，它包括下列元件：发光元件(例如，发光二极管：绿色LED)5，光接收元件(例如，光电二极管：PD)7，和透镜9，该透镜9让光通过并且有效地接收光。
脉搏波传感器1带有环状的缓冲部件(例如，带有粗糙端部的海绵)11，其用作在皮肤一侧上围绕透镜9的隔离器，以便于透镜9不会被过大的压力推压到皮肤100a上，并且在脉搏波传感器1的后端侧有弹簧13。这使得将透镜9推到皮肤100a上的压力设置为不大于10gw/cm2成为可能。通过使用带子15可将脉搏波传感器1固定到手腕等处。因此，弹簧13被布置在带子15和脉搏波传感器1之间。
当使用脉搏波传感器1时，从控制单元3中的驱动单元17供应驱动电功率，并且光从发光元件5投射到人体上。这些光的一部分照射到人体内的毛细血管(毛细动脉)上，且大部分被流过该毛细血管的血液中的血色素吸收掉，而其余的光重复地散射，且部分落在光接收元件7上。由于此时血液的脉动，在毛细血管中的血色素量像波形一样周期性地变化，并且因此被血色素吸收的光也像波形一样变化。
结果，毛细血管所吸收的光量发生变化，以及光接收元件7所接收或检测到的光量也相应发生变化。接收到的光量的变化作为脉搏波数据(传感器输出，该传感器输出是表示脉搏波的电压信号)被输出给控制单元3。
控制单元3包括驱动单元17、接收传感器输出的检测器单元19、微型计算机21、发送控制信号给不同的致动器27的输出单元23和接收来自手动开关29的信号的输入单元25，其中微型计算机21产生控制信号给驱动单元17和输出单元23，并且接收来自检测器单元19和来自输入单元25的信号，从而执行不同的操作，。
微型计算机21是包括CPU、ROM、RAM等的电子电路，并且包含了通过处理来自脉搏波传感器1的脉搏波信号来检测咳嗽和呵欠的程序。
脉搏波传感器1，可以被附着在身体的任何部位，但是理想的是缚在受运动伪影影响更小的手臂、手、手指、前额或脚上。
接下来，将参考图2A到8F描述检测咳嗽和呵欠的原理。在这些图中，横坐标表示时间的消逝而纵坐标表示信号的幅度(强度或变化)。
首先参考图2A，脉搏波传感器1产生脉搏波信号，这个信号的峰值对应于心脏的收缩阶段和舒张阶段。具体而言，在心脏的收缩阶段中变化的峰值出现在图中的上侧，并且在心脏的舒张阶段内变化的峰值出现在图中的下侧。
在正常的平静状态中，也就是说，当没有运动伪影，咳嗽或呵欠，并且只有由于血管的运动而产生的长时间的轻微变化时，在血管内的血压的变化是很缓慢的。结果，在p-舒张侧的信号的峰值不会变得低于预定下限水平LL(与最低血压相对应的线)。
例如，从p-舒张侧的脉搏波的多个峰值得到的表示最低血压的近似线可作为设定下限水平LL的一种方法。
连接脉搏波信号的上峰值和下峰值的中心点的线被叫做基础水平BL(与平均血压相关的指数)。进一步地，在p-收缩侧连接信号峰值的线被叫做脉搏波包络(第一包络)A，并且连接第一包络的峰值的线被叫做二重包络(第二包络)B。参考图2B，通过从第一包络A中减去第二包络B而得到的波形称做呼吸波形(呼吸曲线)。呼吸波形是对应于胸内压力的信号。
下面描述通过使用上述信号进行的实施例的处理原理。
(1)检测运动伪影的方法
参考图3A，当出现运动伪影时，在p-舒张侧的脉搏波，首先，从正常的(平静的)脉搏波，即从规则的正弦脉搏波信号的状态开始变化，从而变得低于下限水平LL(下降到LL以下)。这段时间内的脉搏波信号的频率变得小于正常脉搏波信号(当没有运动伪影时)(例如，高频噪声的状态)的频率，并且在许多情况下，波形在很大程度上不同于正弦波。
因此，如果在p-舒张侧的信号超过了下限水平LL，则能够确定出现了运动伪影。这里，如果波形变化或者脉搏波的频率变小，则很可能出现了运动伪影。
另外，参考图4B，4D和4F，从p-收缩侧的峰值中得到的呼吸波形依据运动伪影的强度(力量)而变化。因此，运动伪影的强度能够依据呼吸波形的状态来决定。例如，如果运动伪影很大，则呼吸波形剧烈下降并且其曲线变得尖锐，如图4B所示。如果运动伪影是中等程度的，则呼吸波形剧烈下降但是其曲线变宽。如果运动伪影小，则呼吸曲线基本不下降。
因此，运动伪影能够通过下列的确定方法(算法)或通过这些确定方法的组合被准确地检测出来。下列的确定方法都已经通过实际进行的实验得到证实(对咳嗽和感冒也是同样的)。
在p-舒张侧的幅度已经增加的情况下(也就是，p-舒张侧的幅度的峰值已经超过预定水平，或已经变得小于下限水平LL的情况下)，确定为出现了运动伪影(如下文所述，设置运动伪影标志T1)。
在脉搏波的波形已经不同于正弦波时，确定为出现了运动伪影。基于与正常(例如，先前的)脉搏波的波形的相关值能够确定波形是否已经不同于正弦波。例如，如果相关系数不大于0.7，则可认为波形已经发生了变化。
在呼吸波形的幅度已经发生变化并且脉搏波的波形已经不同于正弦波的情况下，可确定出现了运动伪影。这里，基于与正常脉搏波的波形的相关值可确定波形是否已经不同于正弦波(例如，如果相关系数不大于0.6，则可以认为波形已经发生了变化)。
如果基础水平BL的幅度AW2与脉搏波的幅度BW2的比值有变化(图7)，且这种变化具有单发性质并且变化的时间短至0到4秒，或长至12秒或更长，那么可确定出现了运动伪影(如下文所述，设置运动伪影标志T3)。
除了利用相关以外，根据对峰-峰值之间的间距变化的分析或混乱程度的分析也能确定偏离正弦波的变化或在幅度上的变化。(之后也是同样)。
(2)检测咳嗽的方法
参考图5A，如果发生了咳嗽，那么由于伴随咳嗽出现的肌肉瞬间收缩，末梢血液的总量会暂时增加。首先，在p-收缩侧的脉搏波从正常脉搏波信号的状态急剧增加。
由于咳嗽而紧绷的腹部肌肉压缩冠状静脉，从而回到心脏的血液瞬时减少。心脏就以减少的总量压出血液。相应地，在p-收缩侧的脉搏波在上升之后，立即以超过下限水平的量急剧下降。咳嗽的时间是很短的，以致于在脉搏波信号的幅度方面没有变化，并且基础水平很容易就恢复了。在咳嗽的情况下，通常在频率上不会看到变化，而且在正弦波的形状方面几乎也没有变化。
在咳嗽发生的情况下，进一步地，带有特征锐角的双波形(双三角波)会出现在从脉搏波上获取的呼吸波形上，如图5B所示。双三角波的纵向宽度(幅度)AW1和横向的宽度(时间)BW1的大比值(AW1/BW1)表示强烈的咳嗽，在发生了这种强烈的咳嗽时，胸内压在很短暂的时间内急剧地变化。
例如，依据“确定线是否超出了以大于预定百分比远离该呼吸波形的正常线的线”可确定是什么造成了这种双三角波。
因此，如果p-收缩侧的脉搏波首先剧烈地增加(超过预定的上限水平)并且，紧随其后，p-舒张侧的脉搏波超过了下限水平，则可确定发生了咳嗽。进一步地，如果双三角波出现在呼吸波形上，则可确定发生了咳嗽。
参考图6A到6F，进一步地，脉搏波信号和呼吸波形依据咳嗽的强度而变化。因此，根据它们的状态可检查咳嗽的强度，例如，如果咳嗽强烈，脉搏波信号在上下方向上剧烈地变化，如图6A所示；呼吸波形剧烈下降，如图6B所示，并且比值AW1/BW1变大。此外，如果咳嗽是中等程度的，脉搏波信号上下变化到稍微较大的程度，如图6C所示；呼吸波形下降到中等程度，如图6D所示，并且比值AW1/BW1是中等程度大小。另外，如果咳嗽微弱，那么脉搏波信号上下变化到比较小的程度，并且呼吸波略微下降。
因此，通过下面的确定方法中的一种或两种或更多种的组合可准确地检测出咳嗽。
如果在p-收缩侧的幅度增加(也就是说，如果在p-收缩侧，幅度的峰值增加)并且在p-舒张侧的幅度增加(也就是说，如果在p-舒张侧，幅度的峰值降低)，那么就可确定发生了咳嗽(如下文所述，设置咳嗽标志S1)。
如果p-收缩侧的幅度增加，但没有引起脉搏波的波形不同于正弦波，(也就是说，如果只有在p-收缩侧的峰值增加)，那么可认为发生了咳嗽。
如果呼吸波形的幅度变化(在正常值之上增加30％)并且具有锐角的双波形出现在呼吸波形上，那么就可确定发生了咳嗽(如下文所述，设置咳嗽标志S2)。
如果脉搏波信号的基础水平的幅度AW2与脉搏波的幅度BW2的比值变化很小(以低于正常值30％减小)并且变化的时间短于预定水平(例如，短于4秒)，则可确定发生了咳嗽。
这里，重要的是在检测咳嗽的时候，也要确定运动伪影。即使在通过上述的方法确定发生了咳嗽的情况下，只有当确定没有运动伪影的时候，才能确定发生了咳嗽。这是要把运动伪影从咳嗽中隔离出来，从而给出准确的确定。
(3)检测呵欠的方法(深呼吸)
参考图7A，如果发生了呵欠(深呼吸)，由于伴随呵欠出现的肌肉的轻微收缩，末梢血液量会暂时增加到某个程度。因此，收缩脉搏波首先从脉搏波信号的正常状态增加到某个程度。
此后，由于呵欠而紧绷的腹部肌肉压缩冠状静脉，从而回到心脏的血液逐渐减少。因此，在若干秒内心脏以减少的量压出血液。相应地，脉搏波信号的基础水平逐渐减小。此时，基础水平按如在AW2处所示与呵欠的强度成比例地逐渐减小，并且脉搏波的幅度BW2减小。
由于呵欠，在数秒内心脏血液回流被压紧，并且在脉搏波恢复之前大约需要10秒。在呵欠的状况下，脉搏波信号的正弦波改变不大，并且在呼吸波形上可观察到带有宽底边的具有钝角的双三角波。
根据脉搏波信号的基础水平的减小，根据呼吸曲线的减小(也就是说，根据持续4到12秒的减小的状态)或根据脉搏波的幅度的减小，可确定发生了呵欠。
参考图8A到8F，进一步地，脉搏波信号和呼吸波形可依据呵欠的强度而变化。因此，根据它们的状态可检查到呵欠的强度，例如，脉搏波信号和呼吸波形剧烈下降，如图8A和8B所示，则呵欠强烈。此外，下降的宽度大(4到12秒)，并且脉搏波信号的幅度在下降后变得相当小，如图8A所示。另外，如果呵欠是中等程度的，脉搏波信号和呼吸信号下降到中等程度，如图8C和8D所示。此外，下降的宽度是中等程度的，并且脉搏波信号的幅度没有太大的改变，如图8C所示。另外，如果呵欠微弱，脉搏波信号和呼吸信号下降很小或下降的宽度很小，如图8E和8F所示，并且脉搏波信号的幅度没有太大的改变，如图8E中所示。
因此，通过这些确定方法中的一种或两种或多种的组合，可以准确地检测到呵欠。
如果在p-收缩侧的波形增加(也就是说，如果在收缩侧的脉搏波的峰值增加)，但是在下一次舒张侧的脉搏波的峰值没有变得小于正常状况下的峰值，那么可以确定发生了呵欠(如下文所述，设置呵欠标志A1)。
如果在p-收缩侧的幅度增加，并且此后，如果脉搏波的整个幅度BW2减小，但没有引起脉搏波的波形不同于正弦波，那么可确定发生了呵欠。
如果呼吸波形的幅度变化并且在呼吸波形上出现具有钝角的双曲线，那么可确定发生了呵欠(如下文所述，设置呵欠标志A2)。
如果脉搏波中的比值AW2/BW2(基础水平的幅度AW2除以脉搏波的幅度BW2)变化剧烈(在正常水平之上30％或更多)并且变化的时间比预定值长(例如，大于8秒)，那么可确定发生了呵欠。
重要的是在检测呵欠的时候，也要确定运动伪影。即使在通过上述确定方法确定发生了呵欠的情况下，只有当确定没有运动伪影的时候，才可如此确定发生了呵欠。这是要把运动伪影从呵欠中隔离出来，从而给出准确的确定。
接下来，参考图9到12的流程图来描述基于上述原理的由控制单元3执行的处理。
这些处理采用一些上述确定方法来最后确定运动伪影，咳嗽和呵欠的出现。
(I)参考图9，在步骤(S)100中，检查由脉搏波传感器1产生的脉搏波信号的幅度是否有变化。具体而言，检查脉搏波信号幅度的变化是否超过正常脉搏波信号上下幅度的30％以上，或者p-收缩侧的幅度(或p-舒张侧的幅度)的变化是否正超过p-收缩侧正常脉搏波信号幅度(或超过p-舒张侧的幅度)的不小于30％。如果该确定结果是肯定的，则程序进行到步骤110。另一方面，如果该确定结果是否定的，则程序立即结束。
也就是说，如果幅度的超出超过了正常脉搏波信号幅度的30％以上，则可以认为出现了不同于正常平静状态的运动伪影、咳嗽、呵欠等。
在步骤110中，检查在步骤100中检测到的幅度上的大变化是否处在p-收缩侧。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤120，另一方面，如果确定结果是否定的，则程序进行到步骤130。
当幅度的第一次大变化(向下突出的峰值)是在p-舒张侧时，则很有可能出现了运动伪影，如图3A所示。因此，在步骤130，设置运动伪影标志T1以表示上述事实，并且处理立即结束。
如果幅度的第一次大变化是在p-收缩侧，则运动伪影的可能性就低。因此，有可能是发生了咳嗽或呵欠。在步骤120中，检查下一次舒张期间幅度的变化是否大于30％。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤140，另一方面，如果确定结果是否定的，则程序进行到步骤150。
如果下一次舒张期间幅度的变化大于30％，如图5A所示，则能够认为很有可能发生了咳嗽。也就是说，首先，脉搏波信号在p-收缩侧剧烈地变化，并且紧随其后，该脉搏波信号在p-舒张侧剧烈地变化。因此，认为发生了咳嗽的可能性很高。在步骤140中设置咳嗽标志S1以表示上述事实，并且处理立即结束。
如果运动伪影或咳嗽都没有发生，根据排除方法，可以认为以上在步骤100中的脉搏波信号的上述变化是由于呵欠引起的。因此，在步骤150中，设置呵欠标志A1以表示上述事实，并且处理立即结束。
如果脉搏波信号有大变化，那么根据脉搏波信号变化的状态可设置运动伪影、咳嗽、呵欠中任一的标志。
(II)参考图10的流程图，在步骤200中，根据自脉搏波传感器1产生的脉搏波信号，产生或形成呼吸波形(呼吸曲线)。
在随后的步骤210中，检查在呼吸曲线上是否有双三角波。具体而言，检查在呼吸曲线的预定的确定水平之下是否出现W形波形(在上侧带有突出的波形)，如图5B所示。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤220；另一方面，如果确定结果是否定的，则程序进行到步骤230。
如果没有双三角波，就认为有运动伪影，并且在步骤230设置运动伪影标志T2，以立即结束该处理。
在步骤220中，检查该双三角波是否是大于预定的时间宽度BW1(例如，在预定的确定水平PDL处为4秒)的具有钝角的双三角波。即，这里通过检查预定的宽度BW1，检查双三角波是否具有钝角。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤250。另一方面，如果确定结果是否定的，则程序进行到步骤240。
这里，加入“脉搏波曲线的幅度变化大于正常的值30％以上”的条件可进一步改善确定的准确性。
如果双三角波具有锐角，如图5B所示，则很有可能发生了咳嗽。因此，在步骤240中设置咳嗽标志S2以表示上述事实，并且处理立即结束。
如果双三角波不具有锐角，则很有可能是发生了呵欠而不是咳嗽(没有运动伪影)。因此，在步骤250中，设置呵欠标志A2以表示上述事实，并且处理立即结束。
如果在呼吸曲线上有大变化，则根据呼吸曲线的变化状态可设置运动伪影、咳嗽或呵欠中任一的标志。
(III)参考图11的流程图，根据从脉搏波传感器1产生的脉搏波信号，形成基础水平(线)BL。
在随后的步骤310中，检查脉搏波的基础水平是否正在波动。具体而言，如在图7A所示，检查比值AW2/BW2(基础水平的幅度AW2(这里是来自于正常运行中基础水平的平均值的幅度)除以每一个脉搏波信号的幅度BW2)是否大于预定的值(例如，如果变化大于正常值30％以上)。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤320，如果确定结果是否定的，则程序进行到步骤330。
如果基础水平BL没有波动，那么认为发生了咳嗽，在步骤330中设置咳嗽标志，并且处理立即结束。
在步骤320中，检查基础水平是否周期性地波动(例如，以6到15秒为一个周期)。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤340，如果确定结果是否定的，则程序进行到步骤330。
如果基础水平波动的周期长，那么就确定波动是由于血管的运动引起的。在步骤340中设置血管运动的标志K1以表示上述事实，并且处理立即结束。
在步骤330中，检查基础水平的波动是否具有单发性质并且是否处于预定的周期内(例如，4到12秒)。如果确定结果是肯定的，则程序进行到步骤360，如果确定结果是否定的，程序进行到步骤350。
如果基础水平的波动具有单发性质并且是在预定的周期内(4到12秒)，如图7B所示，那么可以认为发生了呵欠。因此，在步骤360中设置呵欠标志A3，并且处理立即结束。
如果基础水平的波动不具有单发性质并且比预定的周期(4到12秒)长，则认为出现了运动伪影，在步骤350中设置运动伪影标志T3，并且处理立即结束。
如此分析了基础水平的波动，并且设置了运动伪影、咳嗽和呵欠中任一的标志。
(IV)参考图12中的流程图，基于这些标志可全面确定生命机能，例如呼吸和脉动。
例如，当三种类型的运动伪影标志T1到T3被设置时，能够可靠地确定出现了运动伪影。进一步地，当在三种运动伪影标志T1到T3中的一种或两种标志被设置时，可以确定出现运动伪影。运动伪影发生的可靠性随着被设置的标志的种类的增加而增加。在三种运动伪影标志T1到T3中，有一个标志表示了运动伪影出现的最大可能性(也就是，运动伪影标志T1)。如果这个标志被设置，那么可以确定出现了运动伪影。可选地，较大阈值可以设置给表示高可能性的运动伪影标志的计数器。根据由计数器计数的运动伪影标志的总数可以确定运动伪影。
以上所述对于三种咳嗽标志S1到S3和呵欠标志A1到A3也是一样的。如果咳嗽标志S1被设置，最有可能的是发生了咳嗽。如果呵欠标志A3被设置，最有可能的是发生了呵欠。
即使根据咳嗽标志S1到S3或呵欠标志A1到A3可以确定发生了咳嗽或呵欠，通常还可能根据运动伪影标志T1到T3确定出现了运动伪影。在这种情况下，不能确定发生了咳嗽或呵欠，而是确定为运动伪影已经发生，以减少错误的确定。
在下一个步骤410中，根据上述的确定结果控制致动器，例如空调，导航系统，座椅，座椅安全带，等等，并且处理立即结束。
下面的处理可以被用于控制致动器。
例如，如哮喘和肺气肿这样的呼吸疾病，如鼻炎和鼻塞这样的吸气疾病，以及感冒都能够根据咳嗽的频率和强度、心跳次数，呼吸次数，呼吸曲线和呼吸的波动(呼吸信号)加以推断。空调、空气净化器，导航系统，音频装置，座椅，座椅安全带也可依据推断出的症状而加以调整。
具体而言，例如可以执行下面的控制操作。
如果当杉树粉的警报已经发出时，在车厢内的受调节的空气被转换到空气-再循环模式(内循环模式)，并且像空气-净化器这样的辅助过滤器也被启动。如果咳嗽比平常更频繁地发生，就认为这个人患有轻微的感冒，可将车厢内的温度和湿度设置得略微高一些。进一步地，如果频繁地检测到呵欠，则从导航系统中产生信息来刺激驾驶员的大脑，从而避免他入睡。如果呵欠仍然频繁发生，那么座椅安全带的松紧被改变以刺激身体从而保持人清醒。
除了上述的推测的结果外，可以添加其它的脉搏波数据(脉搏波形，脉搏波幅度的波动，脉搏率，脉搏之间的间隙的变化等等)或可以添加任意其它身体数据信号(血压，心电图，肌动电流描记，照片)来推测身体在那个时刻的状况，从而改变对空调，空气净化器，导航系统，音频装置，座椅和座椅安全带的控制。
本发明不只限于上述实施例，还可以应用于许多其它方面的实践中。
Claims (20)
1.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
运动伪影确定装置(3，130)，当在与心脏的舒张阶段相对应的脉搏舒张阶段内(简称p-舒张侧)的幅度已经超过与所述身体的舒张血压相对应的一预定极限水平时，确定为出现了运动伪影。
2.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在所述身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
呼吸波形计算装置(3)，用于从由所述传感装置检测到的所述脉搏波中找到表示呼吸状况的呼吸波形；以及
咳嗽确定装置(3，240)，当检测到双三角波时，确定为发生了咳嗽，其中所述双三角波带有锐角，且在所述三角波中，呼吸波形的两个峰值连续超过了一预定水平。
3.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
咳嗽确定装置(3，140)，当在与心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度已经超过一预定水平时，且当在与随后所述心脏的舒张阶段相对应的p-舒张侧的所述幅度已经超过一预定水平时，确定为发生了咳嗽。
4.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
咳嗽确定装置(3，140)，在与心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度的增加大于一预定水平，而没有使得所述脉搏波的波形不同于正常脉搏波的波形时，确定为发生了咳嗽。
5.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
咳嗽确定装置(3，330)，当所述脉搏波的基础水平的幅度(AW2)与所述脉搏波的幅度(BW2)的比值(AW2/BW2)的变化处于一预定值内，且当变化的时间在一预定周期内时，确定为发生了咳嗽。
6.一种用于检测生命机能的装置：
运动伪影确定装置(3)，用于根据脉搏波确定运动伪影的出现，以及
咳嗽确定装置(3，140，240，330)，当所述运动伪影确定装置检测到没有运动伪影，同时基于如权利要求2到5中任一项所述的咳嗽确定装置中的至少一个确定发生了咳嗽时，确定为发生了咳嗽。
7.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
呵欠确定装置(3，360)，当所述脉搏波的基础水平在与打呵欠相对应的一预定周期内下降时，确定为发生了呵欠。
8.根据权利要求7所述的装置，
其中，在所述脉搏波的所述基础水平低于一预定水平的周期内，所述脉搏波的幅度已经变得小于一预定水平时，所述呵欠确定装置(3，360)确定为发生了呵欠。
9.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
呵欠确定装置(3，150)，当在与心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度超过一预定水平，但是在与所述心脏的舒张阶段相对应的p-舒张侧的随后的脉搏波信号的幅度没有变得小于一预定水平时，确定为发生了呵欠。
10.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
呵欠确定装置(3，150)，用于在与所述心脏的收缩阶段相对应的p-收缩侧的幅度已经超过一预定水平，而没有使得所述脉搏波的波形不同于正常脉搏波的波形之后，且当作为p-收缩侧的幅度和p-舒张侧的幅度的总和的脉搏波的总幅度变得小于一预定水平时，确定为发生了呵欠。
11.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
呼吸波形计算装置(3，200)，用于从所述脉搏波中找到表示呼吸状况的呼吸波形；以及
呵欠确定装置(3，250)，用于当所述呼吸波形的幅度不小于一预定水平，且当检测到具有钝角的双三角波时，确定为发生了呵欠，其中在所述三角波中所述呼吸波形的两个峰值连续地超过一预定水平。
12.一种用于检测生命机能的装置：
传感装置(1)，可附着在身体上并且产生与所述身体的脉搏波相对应的脉搏波信号；以及
呵欠确定装置(3，360)，用于当所述脉搏波的基础水平的幅度(AW2)与所述脉搏波的幅度(BW2)的比值(AW2/BW2)的变化不小于一预定水平时，并且当变化的时间在与打呵欠对应的一预定周期内时，确定为发生了呵欠。
13.一种用于检测生命机能的装置：
运动伪影确定装置(3)，用于确定运动伪影的出现，以及
呵欠确定装置(3，150，250，360)，用于当所述运动伪影确定装置没有检测到运动伪影，同时基于如权利要求7到12中任一项所述的呵欠确定装置中的至少一个确定发生了呵欠时，确定发生了所述呵欠。
14.根据权利要求13所述的装置，
其中，当在与心脏的舒张阶段相对应的p-舒张侧的幅度已经超过一与所述身体舒张血压相对应的预定极限水平时，所述运动伪影确定装置(3)确定为出现了运动伪影。
15.根据权利要求13所述装置，还包括：
致动器(27)；以及
控制装置(3，410)，用于当确定发生了所述咳嗽或呵欠后，基于确定的结果控制所述致动器。
16.一种用于检测生命机能的脉搏波传感器：
光学器件(5，7，9)，用于将光投射到身体的皮肤上，从而测量所述身体的脉搏波；以及
缓冲部件(11)，布置在所述光学器件和所述皮肤之间，以便于所述皮肤侧的所述光学器件不会与皮肤接触或利用小于一预定水平的压力推压所述皮肤。
17.根据权利要求16所述的脉搏波传感器，
其中，所述缓冲部件(11)是在所述皮肤侧上具有粗糙图案的海绵。
18.一种用于检测生命机能的脉搏波传感器：
光学器件(5，7，9)，用于将光投射到身体的皮肤上，从而测量所述身体的脉搏波；以及
弹性装置(13，15)，布置在所述光学器件上与所述皮肤相对的一侧，用于将所述光学器件安装到所述身体的表面上，以便于所述光学器件利用小于一预定水平的压力推压皮肤。
19.根据权利要求18所述的脉搏波传感器，
其中，所述弹性装置(13，15)包括可拆开地将所述光学器件固定到所述身体上的带子(13)。
20.根据权利要求19所述的脉搏波传感器，
其中，所述弹性装置(13，15)还包括布置在所述带子和所述光学器件之间的弹性部件(15)。
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Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN108289620A (zh) * | 2015-11-13 | 2018-07-17 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于传感器位置引导的设备、系统和方法 |
| CN108882869A (zh) * | 2016-04-15 | 2018-11-23 | 欧姆龙株式会社 | 生物体信息分析装置、系统以及程序 |
| CN110402102A (zh) * | 2017-03-15 | 2019-11-01 | 欧姆龙株式会社 | 生物信息记录装置、系统、方法和程序 |
| CN111436947A (zh) * | 2019-01-16 | 2020-07-24 | 麦迪贝肯有限公司 | 两件式传感器组件及其使用方法 |
| CN111936043A (zh) * | 2018-04-12 | 2020-11-13 | 欧姆龙株式会社 | 生物体信息测量装置、方法和程序 |
| CN112105293A (zh) * | 2018-05-08 | 2020-12-18 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于确定血压测量结果的装置和方法以及计算机程序产品 |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6697658B2 (en) | 2001-07-02 | 2004-02-24 | Masimo Corporation | Low power pulse oximeter |
| JP2008535540A (ja) | 2005-03-01 | 2008-09-04 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | 非侵襲的マルチパラメータ患者モニタ |
| US20090112114A1 (en) * | 2007-10-26 | 2009-04-30 | Ayyagari Deepak V | Method and system for self-monitoring of environment-related respiratory ailments |
| JP4993111B2 (ja) * | 2007-10-31 | 2012-08-08 | 株式会社エクォス・リサーチ | 生体情報取得装置 |
| US8660799B2 (en) * | 2008-06-30 | 2014-02-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Processing and detecting baseline changes in signals |
| US20100004518A1 (en) | 2008-07-03 | 2010-01-07 | Masimo Laboratories, Inc. | Heat sink for noninvasive medical sensor |
| US8630691B2 (en) | 2008-08-04 | 2014-01-14 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents |
| US8434068B2 (en) * | 2008-10-23 | 2013-04-30 | XMOS Ltd. | Development system |
| CN102018501A (zh) * | 2009-09-21 | 2011-04-20 | 上海道生医疗科技有限公司 | 脉诊仪 |
| WO2013008150A1 (en) * | 2011-07-13 | 2013-01-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Signal processor for determining an alertness level |
| JP2013027514A (ja) * | 2011-07-28 | 2013-02-07 | Nissan Motor Co Ltd | 運転者状態判定装置および運転者状態判定方法 |
| WO2013061415A1 (ja) * | 2011-10-26 | 2013-05-02 | 株式会社日立製作所 | 呼吸測定システム及びｒｅｍ睡眠判定システム |
| US9046470B2 (en) | 2012-03-23 | 2015-06-02 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Optical biosensor, bio-sensing system including the same, and method of fabricating the optical biosensor |
| JP6010982B2 (ja) * | 2012-04-04 | 2016-10-19 | セイコーエプソン株式会社 | 生体情報測定装置 |
| JP6413397B2 (ja) * | 2014-06-30 | 2018-10-31 | Tdk株式会社 | 呼吸状態推定装置、呼吸状態推定方法及びプログラム |
| DE102014219892A1 (de) * | 2014-10-01 | 2016-04-07 | Bayerische Motoren Werke Aktiengesellschaft | Unterstützen der Atmung eines Fahrzeugführers |
| DE102014224483A1 (de) * | 2014-12-01 | 2016-06-02 | Bayerische Motoren Werke Aktiengesellschaft | Unterstützen der Atmung eines Fahrzeugführers |
| WO2016121399A1 (ja) * | 2015-01-29 | 2016-08-04 | 京セラ株式会社 | 測定装置およびセンサシステム |
| WO2016175052A1 (ja) * | 2015-04-30 | 2016-11-03 | ポリマテック・ジャパン株式会社 | 緩衝部材及びウェアラブル機器 |
| JP6437893B2 (ja) * | 2015-07-14 | 2018-12-12 | 株式会社デンソー | 脈波計 |
| JP6603584B2 (ja) * | 2016-01-14 | 2019-11-06 | 株式会社クロスウェル | 周期波検出装置、周期波検出方法およびプログラム |
| CN108882886B (zh) * | 2016-03-29 | 2023-02-28 | 小利兰·斯坦福大学托管委员会 | 接近度传感器电路以及相关的感测方法 |
| EP3318180A1 (en) | 2016-11-02 | 2018-05-09 | Koninklijke Philips N.V. | Device, system and method for co2 monitoring |
| JP7290578B2 (ja) * | 2017-05-15 | 2023-06-13 | エージェンシー フォー サイエンス，テクノロジー アンド リサーチ | 呼吸測定のための方法及びシステム |
| CN109924955B (zh) * | 2019-04-01 | 2021-12-10 | 中国医学科学院生物医学工程研究所 | 脑血管动力学参数的确定方法、装置、终端及存储介质 |
| WO2024127844A1 (ja) * | 2022-12-14 | 2024-06-20 | 住友理工株式会社 | モビリティ利用者に対する健康情報サービス提供装置、および搭乗者の健康情報サービス提供装置 |
Family Cites Families (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5005581A (en) | 1988-02-25 | 1991-04-09 | Colin Electronics Co., Ltd. | Motion artifact detection for continuous blood pressure monitor transducer |
| JPH07376A (ja) | 1993-06-15 | 1995-01-06 | Chiesuto M I Kk | 咳記録装置 |
| JP3527301B2 (ja) | 1994-12-20 | 2004-05-17 | 忠道 目黒 | ライフスタイル管理のための換気、ガス交換機能の総合的評価および立体的表示装置 |
| JP3390802B2 (ja) | 1995-03-28 | 2003-03-31 | 日本光電工業株式会社 | 呼吸モニタ |
| JPH0998964A (ja) | 1995-10-03 | 1997-04-15 | Chiesuto M I Kk | 咳計測装置 |
| JPH11506380A (ja) | 1996-03-28 | 1999-06-08 | メドトロニック・インコーポレーテッド | カテーテル／リード本体を通って伝達した圧力波を検出するためのシステム |
| JP3930935B2 (ja) * | 1997-02-28 | 2007-06-13 | 三菱電機株式会社 | 画像処理装置 |
| EP0870465B1 (en) | 1997-04-12 | 2001-03-14 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for the non-invasive determination of the concentration of a component |
| US6053157A (en) * | 1998-03-23 | 2000-04-25 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Fluid propulsion device for use in a projectile launching system |
| JP3722203B2 (ja) * | 2000-06-14 | 2005-11-30 | 株式会社デンソー | 脈波センサ |
| US6856829B2 (en) | 2000-09-07 | 2005-02-15 | Denso Corporation | Method for detecting physiological condition of sleeping patient based on analysis of pulse waves |
| JP3908958B2 (ja) | 2001-03-30 | 2007-04-25 | 株式会社デンソー | 胸腔内圧推定装置及び胸腔内圧推定方法 |
| JP2003047601A (ja) * | 2001-05-31 | 2003-02-18 | Denso Corp | 生体異常監視装置、血圧監視装置、生体異常監視方法、及び血圧監視方法 |
| JP4883380B2 (ja) | 2001-06-25 | 2012-02-22 | アドバンスドメディカル株式会社 | 生体生理検出装置 |
| JP2003038460A (ja) | 2001-08-03 | 2003-02-12 | Mitsubishi Pharma Corp | 咳嗽音検出装置、咳嗽音検出方法、咳嗽音検出プログラム及び情報記憶媒体 |
| JP2004121668A (ja) | 2002-10-04 | 2004-04-22 | Denso Corp | 呼吸異常検出装置及び測定装置並びに呼吸異常検出方法 |
| US7207948B2 (en) | 2004-06-24 | 2007-04-24 | Vivometrics, Inc. | Systems and methods for monitoring cough |
| JP3836488B2 (ja) | 2005-02-07 | 2006-10-25 | 株式会社東芝 | 状態監視装置 |
-
2006
- 2006-05-31 JP JP2006152354A patent/JP4901309B2/ja active Active
-
2007
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Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN108289620A (zh) * | 2015-11-13 | 2018-07-17 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于传感器位置引导的设备、系统和方法 |
| CN108882869A (zh) * | 2016-04-15 | 2018-11-23 | 欧姆龙株式会社 | 生物体信息分析装置、系统以及程序 |
| US11246501B2 (en) | 2016-04-15 | 2022-02-15 | Omron Corporation | Biological information analysis device, system, and program |
| US11363961B2 (en) | 2016-04-15 | 2022-06-21 | Omron Corporation | Biological information analysis device, system, and program |
| US11617516B2 (en) | 2016-04-15 | 2023-04-04 | Omron Corporation | Biological information analysis device, biological information analysis system, program, and biological information analysis method |
| CN110402102A (zh) * | 2017-03-15 | 2019-11-01 | 欧姆龙株式会社 | 生物信息记录装置、系统、方法和程序 |
| CN110402102B (zh) * | 2017-03-15 | 2022-06-14 | 欧姆龙株式会社 | 生物信息记录装置、系统和存储介质 |
| CN111936043A (zh) * | 2018-04-12 | 2020-11-13 | 欧姆龙株式会社 | 生物体信息测量装置、方法和程序 |
| CN112105293A (zh) * | 2018-05-08 | 2020-12-18 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于确定血压测量结果的装置和方法以及计算机程序产品 |
| CN111436947A (zh) * | 2019-01-16 | 2020-07-24 | 麦迪贝肯有限公司 | 两件式传感器组件及其使用方法 |
| CN111436947B (zh) * | 2019-01-16 | 2022-12-23 | 麦迪贝肯有限公司 | 两件式传感器组件及其使用方法 |
Also Published As
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