JP2002200059A - 体動検出装置及びそれを用いた医療装置及び体動検出方法 - Google Patents
体動検出装置及びそれを用いた医療装置及び体動検出方法Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 平地歩行、階段上昇、階段下降等の運動形態
を安定して判別可能な体動検出装置を提供すること、
又、判別した平地歩行、階段上昇、階段下降等の運動形
態に基づいて、代謝量、あるいは消費カロリーと相関が
高い指標を容易に測定可能な体動検出装置を提供するこ
とを目的とする。 【解決手段】 人体に固定され、互いに直交する２軸も
しくは３軸の加速度を独立に検出可能な加速度センシン
グ手段１と、加速度センシング手段１の出力を前記人体
の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信号に変換
する変換手段２と、前記変換手段から出力される前記前
後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号とを連続的
に演算し、演算結果を連続的に出力する演算手段３と、
演算手段３の出力の所定期間毎の信号強度を算出する期
間信号強度算出手段４と、期間信号強度算出手段４から
出力される信号強度に基づいて前記人体の運動形態を判
別する運動形態判別手段５を具備することを特徴とする
体動検出装置。
を安定して判別可能な体動検出装置を提供すること、
又、判別した平地歩行、階段上昇、階段下降等の運動形
態に基づいて、代謝量、あるいは消費カロリーと相関が
高い指標を容易に測定可能な体動検出装置を提供するこ
とを目的とする。 【解決手段】 人体に固定され、互いに直交する２軸も
しくは３軸の加速度を独立に検出可能な加速度センシン
グ手段１と、加速度センシング手段１の出力を前記人体
の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信号に変換
する変換手段２と、前記変換手段から出力される前記前
後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号とを連続的
に演算し、演算結果を連続的に出力する演算手段３と、
演算手段３の出力の所定期間毎の信号強度を算出する期
間信号強度算出手段４と、期間信号強度算出手段４から
出力される信号強度に基づいて前記人体の運動形態を判
別する運動形態判別手段５を具備することを特徴とする
体動検出装置。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は万歩計の消費カロリー計
算の指標とする体振動の検出、あるいは心臓ペースメー
カの心臓刺激頻度や人工心臓の血液拍出量の制御の指標
とする体振動の検出において利用されるものである。
算の指標とする体振動の検出、あるいは心臓ペースメー
カの心臓刺激頻度や人工心臓の血液拍出量の制御の指標
とする体振動の検出において利用されるものである。
【０００２】
【従来の技術】運動時における代謝量、あるいは消費カ
ロリーの簡便な測定手段として、運動に伴う体振動が用
いられてきた。体振動からは、下肢の運動に伴う、足が
地面を蹴り、そして着地するといった動作が検出され、
この検出された回数が運動時における歩数として代謝
量、あるいは消費カロリーを示す指標とされてきた。
又、体振動を一定時間積分した量が同様に代謝量、ある
いは消費カロリーを示す指標とされてきた。
ロリーの簡便な測定手段として、運動に伴う体振動が用
いられてきた。体振動からは、下肢の運動に伴う、足が
地面を蹴り、そして着地するといった動作が検出され、
この検出された回数が運動時における歩数として代謝
量、あるいは消費カロリーを示す指標とされてきた。
又、体振動を一定時間積分した量が同様に代謝量、ある
いは消費カロリーを示す指標とされてきた。
【０００３】体振動を検出するセンサとしては、体振動
に伴って、重りがある空間を往復運動することによって
起こる重りに接続された機械的スイッチの動作を検出す
るもの、磁石がある空間を往復運動することによって生
ずる磁界変化を検出するもの、電気的接点が配置された
容器内に封入された水銀が移動することによってその接
触を検出するもの、圧電素子の変形による電圧変化を検
出するもの、ピエゾ抵抗素子の変形による抵抗変化を検
出するものが一般的である。これらを利用したものとし
て、万歩計、心臓ペースメーカが挙げられる。
に伴って、重りがある空間を往復運動することによって
起こる重りに接続された機械的スイッチの動作を検出す
るもの、磁石がある空間を往復運動することによって生
ずる磁界変化を検出するもの、電気的接点が配置された
容器内に封入された水銀が移動することによってその接
触を検出するもの、圧電素子の変形による電圧変化を検
出するもの、ピエゾ抵抗素子の変形による抵抗変化を検
出するものが一般的である。これらを利用したものとし
て、万歩計、心臓ペースメーカが挙げられる。
【０００４】万歩計は運動管理やカロリー管理に用いら
れ、歩数をカウントし、この歩数に基づいて予め定めら
れた計算式に従って代謝量、あるいは消費カロリーが計
算される。万歩計では上下方向の振動をセンサーによっ
て検出し、その検出回数を歩数としてカウントする構造
のものが一般的である。
れ、歩数をカウントし、この歩数に基づいて予め定めら
れた計算式に従って代謝量、あるいは消費カロリーが計
算される。万歩計では上下方向の振動をセンサーによっ
て検出し、その検出回数を歩数としてカウントする構造
のものが一般的である。
【０００５】歩数を代謝量、あるいは消費カロリーの指
標とした万歩計では、同じ歩行速度であるならば、平
地、階段昇り、階段降り、坂道昇り、坂道下りといった
歩行の状態が異なっている場合においてもその区別はで
きず、全て同じ歩数の平地歩行として認識されることに
なる。しかしながら例えば平地と階段昇りを比較した場
合には明らかに階段昇りの方が代謝量、あるいは消費カ
ロリーは大きく、歩数のみの判断では運動の状態に合っ
た代謝量、あるいは消費カロリーの指標とはなり得な
い。
標とした万歩計では、同じ歩行速度であるならば、平
地、階段昇り、階段降り、坂道昇り、坂道下りといった
歩行の状態が異なっている場合においてもその区別はで
きず、全て同じ歩数の平地歩行として認識されることに
なる。しかしながら例えば平地と階段昇りを比較した場
合には明らかに階段昇りの方が代謝量、あるいは消費カ
ロリーは大きく、歩数のみの判断では運動の状態に合っ
た代謝量、あるいは消費カロリーの指標とはなり得な
い。
【０００６】心臓ペースメーカは心臓の機能不全や刺激
伝導系障害を有する患者に用いられ、一定時間心臓活動
が起こらない場合に心臓に電気刺激を行って心臓活動を
補うものである。過去においては電気刺激を行う頻度が
一定に固定されていたために、患者の運動が制限される
場合があった。これに対して患者の代謝要求をセンサに
よって検出し、自動的に刺激頻度を調整する心臓ペース
メーカが開発されている。この種の心臓ペースメーカに
おいては、患者の胸部前壁に垂直な前後方向（ペースメ
ーカケースに垂直な方向）の体振動をセンサによって検
出し、そのセンサ信号をフィルタ処理した後に、その絶
対値を一定時間積分した量を代謝要求の指標として利用
したものが実用化されている。
伝導系障害を有する患者に用いられ、一定時間心臓活動
が起こらない場合に心臓に電気刺激を行って心臓活動を
補うものである。過去においては電気刺激を行う頻度が
一定に固定されていたために、患者の運動が制限される
場合があった。これに対して患者の代謝要求をセンサに
よって検出し、自動的に刺激頻度を調整する心臓ペース
メーカが開発されている。この種の心臓ペースメーカに
おいては、患者の胸部前壁に垂直な前後方向（ペースメ
ーカケースに垂直な方向）の体振動をセンサによって検
出し、そのセンサ信号をフィルタ処理した後に、その絶
対値を一定時間積分した量を代謝要求の指標として利用
したものが実用化されている。
【０００７】患者の胸部前壁に垂直な前後方向（ペース
メーカケースに垂直な方向）体振動絶対値の一定時間積
分量は、一般的に平地歩行時と比較すると階段昇降時に
は小さい。又、患者の歩行時の姿勢や大胸筋の発達具合
によっては、患者の胸部前壁に垂直な前後方向（ペース
メーカケースに垂直な方向）が傾き、上下方向（重力方
向）に近づくため、その体振動絶対値の一定時間積分量
は階段下降時に大きくなることが考えられる。（腰が曲
がり、前屈みになった患者は胸部前壁に垂直な前後方向
（ペースメーカケースに垂直な方向）が地面を向くこと
になる。逆に大胸筋の発達した患者は胸部前壁に垂直な
前後方向（ペースメーカーケースに垂直な方向）が斜め
上前方を向くことになる。） それを裏付けるように、歩数や患者の胸部前壁に垂直な
前後方向（ペースメーカケースに垂直な方向）体振動絶
対値の一定時間積分量を刺激頻度調整の指標として採用
している心臓ペースメーカにおいては、階段上昇時に十
分な刺激頻度の増加が得られない、あるいは階段下降時
に刺激頻度が過度に増加するとの報告がある（ Markus
M,Michel S. Activity Controlled Cardiac Pacemakers
DuringStairwalking. PACE1996,Vol.19,P1036〜104
1）。
メーカケースに垂直な方向）体振動絶対値の一定時間積
分量は、一般的に平地歩行時と比較すると階段昇降時に
は小さい。又、患者の歩行時の姿勢や大胸筋の発達具合
によっては、患者の胸部前壁に垂直な前後方向（ペース
メーカケースに垂直な方向）が傾き、上下方向（重力方
向）に近づくため、その体振動絶対値の一定時間積分量
は階段下降時に大きくなることが考えられる。（腰が曲
がり、前屈みになった患者は胸部前壁に垂直な前後方向
（ペースメーカケースに垂直な方向）が地面を向くこと
になる。逆に大胸筋の発達した患者は胸部前壁に垂直な
前後方向（ペースメーカーケースに垂直な方向）が斜め
上前方を向くことになる。） それを裏付けるように、歩数や患者の胸部前壁に垂直な
前後方向（ペースメーカケースに垂直な方向）体振動絶
対値の一定時間積分量を刺激頻度調整の指標として採用
している心臓ペースメーカにおいては、階段上昇時に十
分な刺激頻度の増加が得られない、あるいは階段下降時
に刺激頻度が過度に増加するとの報告がある（ Markus
M,Michel S. Activity Controlled Cardiac Pacemakers
DuringStairwalking. PACE1996,Vol.19,P1036〜104
1）。
【０００８】よって歩数や患者の胸部前壁に垂直な前後
方向（ペースメーカケースに垂直な方向）体振動絶対値
の一定時間積分量のみの判断では、実際の代謝レベルの
応答とは異なって、運動の状態に合った代謝量、あるい
は消費カロリーの指標としては不充分である。
方向（ペースメーカケースに垂直な方向）体振動絶対値
の一定時間積分量のみの判断では、実際の代謝レベルの
応答とは異なって、運動の状態に合った代謝量、あるい
は消費カロリーの指標としては不充分である。
【０００９】上記課題を解決する方法として、運動形態
を判別して心臓ペースメーカの刺激頻度の制御に用いる
研究が行われている。その一例として前後方向加速度の
正と負の信号の時間幅の比で平地、坂道昇り、坂道降り
を判別する方法が特許出願されている（米国特許第５６
４９９６８号）。しかし加速度信号の波形は、個人毎
に、又、歩行速度毎に大きく異なっているため、汎用
性、安定性のある運動形態判別法であるとは言い切れな
いと推察される。又、この特許において階段昇降の判別
についての記述はなく、この運動形態判別法が階段昇降
の判別に応用可能かどうかも疑問である。
を判別して心臓ペースメーカの刺激頻度の制御に用いる
研究が行われている。その一例として前後方向加速度の
正と負の信号の時間幅の比で平地、坂道昇り、坂道降り
を判別する方法が特許出願されている（米国特許第５６
４９９６８号）。しかし加速度信号の波形は、個人毎
に、又、歩行速度毎に大きく異なっているため、汎用
性、安定性のある運動形態判別法であるとは言い切れな
いと推察される。又、この特許において階段昇降の判別
についての記述はなく、この運動形態判別法が階段昇降
の判別に応用可能かどうかも疑問である。
【００１０】別の一例として患者の胸部前壁に垂直な前
後方向（ペースメーカケースに垂直な方向）の加速度を
検出する加速度センサで重力加速度を測定し、患者の胸
部前壁に垂直な前後方向（ペースメーカケースに垂直な
方向）の水平方向に対する傾斜角を算出し、階段上昇と
他の歩行を判別する方法が特許出願されている（米国特
許第５７２５５６２号）。しかし本発明者らが同様の実
験により確認した結果によれば、階段上昇と他の歩行で
傾斜角の違いは５度程度と非常に小さかった。又、傾斜
角が平地歩行、階段上昇、階段下降共に全く変わらない
被験者も存在した。又、腰の曲がった患者での有効性も
疑問である。よって汎用性、安定性のある運動形態判別
法であるとは言い切れないと推察される。
後方向（ペースメーカケースに垂直な方向）の加速度を
検出する加速度センサで重力加速度を測定し、患者の胸
部前壁に垂直な前後方向（ペースメーカケースに垂直な
方向）の水平方向に対する傾斜角を算出し、階段上昇と
他の歩行を判別する方法が特許出願されている（米国特
許第５７２５５６２号）。しかし本発明者らが同様の実
験により確認した結果によれば、階段上昇と他の歩行で
傾斜角の違いは５度程度と非常に小さかった。又、傾斜
角が平地歩行、階段上昇、階段下降共に全く変わらない
被験者も存在した。又、腰の曲がった患者での有効性も
疑問である。よって汎用性、安定性のある運動形態判別
法であるとは言い切れないと推察される。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】平地歩行、階段上昇、
階段下降は運動形態も異なり、同じ歩行速度であっても
代謝量、消費カロリーが異なる。よって体振動（歩数、
体動信号の積分値等）と代謝量、消費カロリーの相関性
を平地歩行に合わせた場合、階段上昇、階段下降時には
相関しない。
階段下降は運動形態も異なり、同じ歩行速度であっても
代謝量、消費カロリーが異なる。よって体振動（歩数、
体動信号の積分値等）と代謝量、消費カロリーの相関性
を平地歩行に合わせた場合、階段上昇、階段下降時には
相関しない。
【００１２】上記課題を解決するため、本発明は平地歩
行、階段上昇、階段下降等の運動形態を安定して判別可
能な体動検出装置および方法を提供すること、又、判別
した平地歩行、階段上昇、階段下降等の運動形態に基づ
いて、代謝量、あるいは消費カロリーと相関が高い指標
を容易に測定可能な体動検出装置および方法を提供する
こと、およびこのような体動検出装置を備えた医療装置
を提供することを目的とする。
行、階段上昇、階段下降等の運動形態を安定して判別可
能な体動検出装置および方法を提供すること、又、判別
した平地歩行、階段上昇、階段下降等の運動形態に基づ
いて、代謝量、あるいは消費カロリーと相関が高い指標
を容易に測定可能な体動検出装置および方法を提供する
こと、およびこのような体動検出装置を備えた医療装置
を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための方法】本発明の目的は、以下の
（１）〜（１２）によって達成される。
（１）〜（１２）によって達成される。
【００１４】（１）人体に固定され、互いに直交する２
軸もしくは３軸の加速度を独立に検出可能な加速度セン
シング手段と、前記加速度センシング手段の出力を前記
人体の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信号に
変換する変換手段と、前記変換手段から出力される前記
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号とを連続
的に演算し、演算結果を連続的に出力する演算手段と、
前記演算手段の出力の所定期間毎の信号強度を算出する
期間信号強度算出手段と、前記期間信号強度算出手段か
ら出力される信号強度に基づいて前記人体の運動形態を
判別する運動形態判別手段を具備することを特徴とする
体動検出装置。
軸もしくは３軸の加速度を独立に検出可能な加速度セン
シング手段と、前記加速度センシング手段の出力を前記
人体の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信号に
変換する変換手段と、前記変換手段から出力される前記
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号とを連続
的に演算し、演算結果を連続的に出力する演算手段と、
前記演算手段の出力の所定期間毎の信号強度を算出する
期間信号強度算出手段と、前記期間信号強度算出手段か
ら出力される信号強度に基づいて前記人体の運動形態を
判別する運動形態判別手段を具備することを特徴とする
体動検出装置。
【００１５】（２）前記変換手段から出力される前記上
下方向加速度信号の強度を算出する第２の信号強度算出
手段と、前記運動形態判別手段から出力される運動形態
に基づいて、前記第２の信号強度算出手段から出力され
る信号強度に補正をかける補正処理手段を具備すること
を特徴とする上記（１）に記載の体動検出装置。
下方向加速度信号の強度を算出する第２の信号強度算出
手段と、前記運動形態判別手段から出力される運動形態
に基づいて、前記第２の信号強度算出手段から出力され
る信号強度に補正をかける補正処理手段を具備すること
を特徴とする上記（１）に記載の体動検出装置。
【００１６】（３）前記運動形態判別手段では、前記人
体の運動が階段下降か階段下降以外かを判別すること、
あるいは前記人体の運動が平地歩行か階段上昇か階段下
降かを判別することを特徴とする上記（１）又は（２）
に記載の体動検出装置。
体の運動が階段下降か階段下降以外かを判別すること、
あるいは前記人体の運動が平地歩行か階段上昇か階段下
降かを判別することを特徴とする上記（１）又は（２）
に記載の体動検出装置。
【００１７】（４）前記前後方向加速度信号は、水平面
に平行な人体の前方より１０度乃至４０度上向き方向を
基準とした加速度信号であること、及び前記上下方向加
速度信号は、鉛直方向に平行な人体の上下方向乃至４０
度前向き方向を基準とした加速度信号であること、ある
いは鉛直方向に平行な人体の上下方向乃至４０度後ろ向
き方向を基準とした加速度信号であることを特徴とする
上記（１）又は（２）に記載の体動検出装置。
に平行な人体の前方より１０度乃至４０度上向き方向を
基準とした加速度信号であること、及び前記上下方向加
速度信号は、鉛直方向に平行な人体の上下方向乃至４０
度前向き方向を基準とした加速度信号であること、ある
いは鉛直方向に平行な人体の上下方向乃至４０度後ろ向
き方向を基準とした加速度信号であることを特徴とする
上記（１）又は（２）に記載の体動検出装置。
【００１８】（５）前記演算手段は、数式関数Ａで前記
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、Ａ＝Ａｘ−Ａｚであることを特徴と
する上記（１）又は（２）に記載の体動検出装置。
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、Ａ＝Ａｘ−Ａｚであることを特徴と
する上記（１）又は（２）に記載の体動検出装置。
【００１９】（６）前記演算手段は、数式関数Ａで前記
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） であることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の
体動検出装置。
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） であることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の
体動検出装置。
【００２０】（７）前記演算手段は、数式関数Ａで前記
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０） であることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の
体動検出装置。
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０） であることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の
体動検出装置。
【００２１】（８）前記演算手段は、数式関数Ａで前記
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０） であることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の
体動検出装置。
前後方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処
理を連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速
度信号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとする
と、数式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０） であることを特徴とする上記（１）又は（２）に記載の
体動検出装置。
【００２２】（９）前記期間信号強度算出手段及び前記
第２の信号強度算出手段は、前記演算手段から出力され
る信号及び前記変換手段から出力される前記上下方向加
速度信号を検波、あるいは絶対値化、あるいは２乗する
処理手段と、その処理出力の一定時間の平均値、あるい
は積分値、あるいは加算値を算出する処理手段からなる
ことを特徴とする上記（１）乃至（８）のいずれかに記
載の体動検出装置。
第２の信号強度算出手段は、前記演算手段から出力され
る信号及び前記変換手段から出力される前記上下方向加
速度信号を検波、あるいは絶対値化、あるいは２乗する
処理手段と、その処理出力の一定時間の平均値、あるい
は積分値、あるいは加算値を算出する処理手段からなる
ことを特徴とする上記（１）乃至（８）のいずれかに記
載の体動検出装置。
【００２３】（１０）前記変換手段は、前記前後方向加
速度信号及び前記上下方向加速度信号をそれぞれ独自の
増幅度で増幅処理して算出するものであり、前記人体の
階段下降動作時の前記前後方向加速度信号及び前記上下
方向加速度信号の最大振幅及び最小振幅を一致させるよ
うに前記増幅度を調整することを特徴とする上記（３）
に記載の体動検出装置。
速度信号及び前記上下方向加速度信号をそれぞれ独自の
増幅度で増幅処理して算出するものであり、前記人体の
階段下降動作時の前記前後方向加速度信号及び前記上下
方向加速度信号の最大振幅及び最小振幅を一致させるよ
うに前記増幅度を調整することを特徴とする上記（３）
に記載の体動検出装置。
【００２４】（１１）上記（１）乃至（１０）のいずれ
かに記載の体動検出装置を備え、代謝量が計算可能な万
歩計、又は心臓刺激頻度の制御が可能な心臓ペースメー
カ若しくは心臓除細動器、又は血液拍出量の制御が可能
な人工心臓であることを特徴とする医療装置。
かに記載の体動検出装置を備え、代謝量が計算可能な万
歩計、又は心臓刺激頻度の制御が可能な心臓ペースメー
カ若しくは心臓除細動器、又は血液拍出量の制御が可能
な人工心臓であることを特徴とする医療装置。
【００２５】（１２）人体に固定された加速度センサに
より、互いに直交する２軸もしくは３軸の加速度を独立
に検出し、前記２軸もしくは３軸の加速度を前記人体の
前後方向加速度信号及び上下方向加速度信号に変換し、
前記人体の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信
号を連続的に演算し、演算結果を連続的に出力し、前記
演算結果の出力信号の所定期間毎の強度を算出し、該所
定期間毎の強度に基づいて前記人体の運動形態を判別す
ることを特徴とする体動検出方法。
より、互いに直交する２軸もしくは３軸の加速度を独立
に検出し、前記２軸もしくは３軸の加速度を前記人体の
前後方向加速度信号及び上下方向加速度信号に変換し、
前記人体の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信
号を連続的に演算し、演算結果を連続的に出力し、前記
演算結果の出力信号の所定期間毎の強度を算出し、該所
定期間毎の強度に基づいて前記人体の運動形態を判別す
ることを特徴とする体動検出方法。
【００２６】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態について
図面を参照して具体的に説明する。 （実施形態１）図１は、本実施の形態の体動検出装置の
構成例を示すものであり、図２は図１の体動検出装置を
心臓ペースメーカの刺激頻度の制御指標として用いた場
合の構成例を示すものである。尚、本発明の体動検出装
置及び体動検出方法は、ペースメーカへの適用に限定さ
れず、人体の動きを利用するあらゆる機器に適用され、
同様の効果を奏するものである。
図面を参照して具体的に説明する。 （実施形態１）図１は、本実施の形態の体動検出装置の
構成例を示すものであり、図２は図１の体動検出装置を
心臓ペースメーカの刺激頻度の制御指標として用いた場
合の構成例を示すものである。尚、本発明の体動検出装
置及び体動検出方法は、ペースメーカへの適用に限定さ
れず、人体の動きを利用するあらゆる機器に適用され、
同様の効果を奏するものである。
【００２７】図１、図２において、加速度センサを含む
加速度センシング手段１は、互いに直交する３軸（Ｘ
軸、Ｙ軸、Ｚ軸）の加速度を測定し、変換手段２に入力
する。変換手段２は、得られた３軸の加速度信号を座標
変換し、設定された人体の前後方向と上下方向のベクト
ル成分を前後方向加速度信号、上下方向加速度信号とし
てそれぞれ出力する。ここで、変換手段２では、前後方
向加速度信号と上下方向加速度信号の人体の運動による
交流成分を出力する。そのため加速度センシング手段１
では、３軸の加速度の交流成分のみを測定することが望
ましい。しかし後述のように、本実施の形態では、加速
度センシング手段１で重力加速度を含んだ加速度を測定
するため、変換手段２では、バンドパスフィルタ２ａを
付加し、重力加速度と高周波振動を除去することとす
る。バンドパスフィルタの帯域は重力加速度と高周波振
動を除去するという目的が達成されれば任意である。心
臓ペースメーカとして用いる本実施の形態では０．５Ｈ
ｚから１０Ｈｚとした。
加速度センシング手段１は、互いに直交する３軸（Ｘ
軸、Ｙ軸、Ｚ軸）の加速度を測定し、変換手段２に入力
する。変換手段２は、得られた３軸の加速度信号を座標
変換し、設定された人体の前後方向と上下方向のベクト
ル成分を前後方向加速度信号、上下方向加速度信号とし
てそれぞれ出力する。ここで、変換手段２では、前後方
向加速度信号と上下方向加速度信号の人体の運動による
交流成分を出力する。そのため加速度センシング手段１
では、３軸の加速度の交流成分のみを測定することが望
ましい。しかし後述のように、本実施の形態では、加速
度センシング手段１で重力加速度を含んだ加速度を測定
するため、変換手段２では、バンドパスフィルタ２ａを
付加し、重力加速度と高周波振動を除去することとす
る。バンドパスフィルタの帯域は重力加速度と高周波振
動を除去するという目的が達成されれば任意である。心
臓ペースメーカとして用いる本実施の形態では０．５Ｈ
ｚから１０Ｈｚとした。
【００２８】前後方向加速度と上下方向加速度の算出
は、以下の（１式）、（２式）に示すように角度補正係
数Kx1（２ｂ）、Ky1（２ｃ）、Kz1（２ｄ）、Kx2（２
ｅ）、Ky2（２ｆ）、Kz2（２ｇ）を３軸の加速度にそれ
ぞれ乗算手段（２ｈ）で乗算し、３軸の加速度の前後方
向成分と上下方向成分を算出し、加算手段（２ｉ）で加
算し行う。
は、以下の（１式）、（２式）に示すように角度補正係
数Kx1（２ｂ）、Ky1（２ｃ）、Kz1（２ｄ）、Kx2（２
ｅ）、Ky2（２ｆ）、Kz2（２ｇ）を３軸の加速度にそれ
ぞれ乗算手段（２ｈ）で乗算し、３軸の加速度の前後方
向成分と上下方向成分を算出し、加算手段（２ｉ）で加
算し行う。
【００２９】 前後方向加速度： Axx=Kx1×Ax + Ky1×Ay + Kz1×Az （１式） 上下方向加速度： Azz=Kx2×Ax + Ky2×Ay + Kz2×Az （２式） 角度補正係数Kx1〜Kz2は、水平方向や重力方向に対する
ペースメーカの仰角（φ）とずれ角（θ）を補正するた
めのものであり、角度補正係数算出部６で算出する。ま
ず、Kx1〜Kz2の算出に使用する水平面を基準としたセン
サ軸の角度は、例えば定期検診時にＸ、Ｙ、Ｚ軸のそれ
ぞれのフィルタ処理を行う前の加速度信号をテレメトリ
で心臓ペースメーカ内より読み出し外部でその直流成分
を測定するか、もしくは所定の時間毎にＸ、Ｙ、Ｚ軸の
それぞれのフィルタ処理を行う前の加速度信号の直流成
分を測定することで以下の（３式）、（４式）に従って
算出する。なお、ずれ角θについては、（５式）を使用
しても良い。本実施形態においては、後述する（７
式）、（１０式）の算出の際に（４式）のθを用い、
（８式）、（１１式）の算出の際には（５式）のθを用
いるものとする。
ペースメーカの仰角（φ）とずれ角（θ）を補正するた
めのものであり、角度補正係数算出部６で算出する。ま
ず、Kx1〜Kz2の算出に使用する水平面を基準としたセン
サ軸の角度は、例えば定期検診時にＸ、Ｙ、Ｚ軸のそれ
ぞれのフィルタ処理を行う前の加速度信号をテレメトリ
で心臓ペースメーカ内より読み出し外部でその直流成分
を測定するか、もしくは所定の時間毎にＸ、Ｙ、Ｚ軸の
それぞれのフィルタ処理を行う前の加速度信号の直流成
分を測定することで以下の（３式）、（４式）に従って
算出する。なお、ずれ角θについては、（５式）を使用
しても良い。本実施形態においては、後述する（７
式）、（１０式）の算出の際に（４式）のθを用い、
（８式）、（１１式）の算出の際には（５式）のθを用
いるものとする。
【００３０】 仰角： φ＝sin-1｛センサーＸ軸加速度の直流成分／重力加速度｝ （３式） ずれ角：θ＝sin-1｛センサーＹ軸加速度の直流成分／（重力加速度×cosφ） ｝（４式） θ＝cos-1｛センサーＺ軸加速度の直流成分／（重力加速度×cosφ） ｝（５式） ここで、ペースメーカの仰角とずれ角を説明するため
に、軸を図３に示すように定義する。すなわち、水平面
に平行な人体の前後方向をＸｏ軸、水平面に平行な人体
の横方向をＹｏ軸、重力方向をＺｏ軸、加速度センサの
Ｘ，Ｙ，Ｚ軸をそれぞれＸｓ，Ｙｓ，Ｚｓとする。まず
ペースメーカの仰角（φ）とは、ペースメーカの一般的
な植え込み部である鎖骨下の体表面と前方水平方向との
間の角度であり、言い換えればＸｓ軸とＸｏ軸との間の
角度である。また、ペースメーカのずれ角（θ）とは、
Ｙｓ軸とＹｏ軸との間の角度であり、Ｚｓ軸とＺｏ軸と
の間の角度である。その角度を使用し、Kx1 〜Kz2 は、
定期検診時に、もしくは所定の時間毎に、（６式），
（７式），（８式），（９式），（１０式），（１１
式）に示すように算出する。なおＸｏ−Ｙｏ平面におけ
るＸｏ軸とＸｓ軸の間の角度（Ｙｓ軸とＹｏ軸との間の
角度）の影響はペースメーカを腋下に植え込むようなこ
とがない限り小さいので、本実施の形態では無視した。
ただしＸｏ−Ｙｏ平面におけるＸｏ軸とＸｓ軸の間の角
度のずれも考慮した進行方向加速度と上下方向加速度の
算出も可能である。
に、軸を図３に示すように定義する。すなわち、水平面
に平行な人体の前後方向をＸｏ軸、水平面に平行な人体
の横方向をＹｏ軸、重力方向をＺｏ軸、加速度センサの
Ｘ，Ｙ，Ｚ軸をそれぞれＸｓ，Ｙｓ，Ｚｓとする。まず
ペースメーカの仰角（φ）とは、ペースメーカの一般的
な植え込み部である鎖骨下の体表面と前方水平方向との
間の角度であり、言い換えればＸｓ軸とＸｏ軸との間の
角度である。また、ペースメーカのずれ角（θ）とは、
Ｙｓ軸とＹｏ軸との間の角度であり、Ｚｓ軸とＺｏ軸と
の間の角度である。その角度を使用し、Kx1 〜Kz2 は、
定期検診時に、もしくは所定の時間毎に、（６式），
（７式），（８式），（９式），（１０式），（１１
式）に示すように算出する。なおＸｏ−Ｙｏ平面におけ
るＸｏ軸とＸｓ軸の間の角度（Ｙｓ軸とＹｏ軸との間の
角度）の影響はペースメーカを腋下に植え込むようなこ
とがない限り小さいので、本実施の形態では無視した。
ただしＸｏ−Ｙｏ平面におけるＸｏ軸とＸｓ軸の間の角
度のずれも考慮した進行方向加速度と上下方向加速度の
算出も可能である。
【００３１】ここで、前後方向加速度を算出する際に、
仰角φを測定値よりφ1度減算した値とし、上下方向加
速度を算出する際に、仰角φを測定値よりφ2度減算し
た値とすることで、前後方向加速度は水平面に平行な人
体の前後方向からφ1度上向きな方向の加速度となり、
上下方向加速度は鉛直方向に平行な人体の上下方向から
φ2度後ろ向きな方向の加速度となる。本実施の形態で
はφ1、φ2共に３０度とした。このように実際の仰角よ
り角度をずらして算出することによって、運動形態の判
別精度が向上する。理由については後述する。 角度補正係数：Kx1＝K1×cos（φ−φ1） （６式） Ky1＝−K1×sin（φ−φ1）×sinθ （７式） Kz1＝−K1×sin（φ−φ1）×cosθ （８式） Kx2＝K2×sin（φ−φ2） （９式） Ky2＝K2×cos（φ−φ2）×sinθ （１０式） Kz2＝K2×cos（φ−φ2）×cosθ （１１式） ここで、角度補正係数Kx1〜Kz2内の係数：K1，K2は任意
の係数で、階段下降時に前後方向加速度と上下方向加速
度の振幅が等しくなるように調整されるものである。
仰角φを測定値よりφ1度減算した値とし、上下方向加
速度を算出する際に、仰角φを測定値よりφ2度減算し
た値とすることで、前後方向加速度は水平面に平行な人
体の前後方向からφ1度上向きな方向の加速度となり、
上下方向加速度は鉛直方向に平行な人体の上下方向から
φ2度後ろ向きな方向の加速度となる。本実施の形態で
はφ1、φ2共に３０度とした。このように実際の仰角よ
り角度をずらして算出することによって、運動形態の判
別精度が向上する。理由については後述する。 角度補正係数：Kx1＝K1×cos（φ−φ1） （６式） Ky1＝−K1×sin（φ−φ1）×sinθ （７式） Kz1＝−K1×sin（φ−φ1）×cosθ （８式） Kx2＝K2×sin（φ−φ2） （９式） Ky2＝K2×cos（φ−φ2）×sinθ （１０式） Kz2＝K2×cos（φ−φ2）×cosθ （１１式） ここで、角度補正係数Kx1〜Kz2内の係数：K1，K2は任意
の係数で、階段下降時に前後方向加速度と上下方向加速
度の振幅が等しくなるように調整されるものである。
【００３２】次に、演算手段３において、前後方向加速
度と上下方向加速度を、連続的に減算処理する。２方向
の加速度を連続的に減算処理することによって、それぞ
れの加速度の波形形状の違いに起因する信号を得ること
が出来る。
度と上下方向加速度を、連続的に減算処理する。２方向
の加速度を連続的に減算処理することによって、それぞ
れの加速度の波形形状の違いに起因する信号を得ること
が出来る。
【００３３】２方向の加速度の減算方法としては、以下
に示すように、すべての場合に減算を行う方法（ａ）の
他、検出される加速度の値に応じて条件分けする方法
（ｂ）〜（ｄ）がある。ここで、Ａｘは前後方向加速
度、Ａｚは上下方向加速度を示し、Ａは減算結果の値を
示すものである。 （ａ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （ｂ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） （ｃ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０） （ｄ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０） 方法（ａ）は前後方向加速度から上下方向加速度を無条
件に減算する方法であり、２方向の加速度波形が完全に
一致しているか否かを問う方式である。
に示すように、すべての場合に減算を行う方法（ａ）の
他、検出される加速度の値に応じて条件分けする方法
（ｂ）〜（ｄ）がある。ここで、Ａｘは前後方向加速
度、Ａｚは上下方向加速度を示し、Ａは減算結果の値を
示すものである。 （ａ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （ｂ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） （ｃ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０） （ｄ） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ（条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件： Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件： Ａｘ＞０，Ａｚ＞０） 方法（ａ）は前後方向加速度から上下方向加速度を無条
件に減算する方法であり、２方向の加速度波形が完全に
一致しているか否かを問う方式である。
【００３４】方法（ｂ）は前後方向加速度が上下方向加
速度と極性が違う場合は前後加速度とグラウンドライン
（すなわち、加速度＝０）との差を、また極性が同じ場
合は前後方向加速度が上下方向加速度より絶対値が大き
い部分の差を求める方式である。
速度と極性が違う場合は前後加速度とグラウンドライン
（すなわち、加速度＝０）との差を、また極性が同じ場
合は前後方向加速度が上下方向加速度より絶対値が大き
い部分の差を求める方式である。
【００３５】方法（ｃ）は前後方向加速度の極性が正で
上下方向加速度の極性が負の場合は前後方向加速度とグ
ラウンドラインとの間の差を、また前後方向加速度と上
下方向加速度の極性が両方とも正の場合は前後方向加速
度が上下方向加速度より絶対値が大きい部分の差を求め
る方式である。
上下方向加速度の極性が負の場合は前後方向加速度とグ
ラウンドラインとの間の差を、また前後方向加速度と上
下方向加速度の極性が両方とも正の場合は前後方向加速
度が上下方向加速度より絶対値が大きい部分の差を求め
る方式である。
【００３６】方法（ｄ）は前後方向加速度の極性が負で
上下方向加速度の極性が正の場合は前後方向加速度とグ
ラウンドラインとの間の差を、また前後方向加速度と上
下方向加速度の極性が両方とも負の場合は前後方向加速
度が上下方向加速度より絶対値が大きい部分の差を求め
る方式である。
上下方向加速度の極性が正の場合は前後方向加速度とグ
ラウンドラインとの間の差を、また前後方向加速度と上
下方向加速度の極性が両方とも負の場合は前後方向加速
度が上下方向加速度より絶対値が大きい部分の差を求め
る方式である。
【００３７】ここでは前後方向加速度と上下方向加速度
の波形形状の違いが最も顕著である負方向加速度の波形
形状の違いのみを検出可能な（ｄ）の方法を採用するこ
ととする。
の波形形状の違いが最も顕著である負方向加速度の波形
形状の違いのみを検出可能な（ｄ）の方法を採用するこ
ととする。
【００３８】次に期間信号強度算出手段４で、２方向加
速度の減算信号Ａを検波、あるいは絶対値化、あるいは
２乗し、その処理出力の所定時間の平均値、あるいは積
分値、あるいは加算値を算出し期間信号強度を算出す
る。本実施の形態では、ローパスフィルタで過去４秒間
の平均値を算出し、期間信号強度を算出した。
速度の減算信号Ａを検波、あるいは絶対値化、あるいは
２乗し、その処理出力の所定時間の平均値、あるいは積
分値、あるいは加算値を算出し期間信号強度を算出す
る。本実施の形態では、ローパスフィルタで過去４秒間
の平均値を算出し、期間信号強度を算出した。
【００３９】次に運動形態判別手段５で運動形態を判別
する。運動形態判別アルゴリズムの一例を図４に示す。
運動形態判別手段では２方向加速度の減算信号Ａの期間
信号強度と閾値を入力し、比較部で期間信号強度が閾値
より小さいかどうかを判断する。運動形態判別手段５
は、もし閾値より小さいなら運動形態は階段下降、閾値
以上なら運動形態は階段下降以外であると判定する。
する。運動形態判別アルゴリズムの一例を図４に示す。
運動形態判別手段では２方向加速度の減算信号Ａの期間
信号強度と閾値を入力し、比較部で期間信号強度が閾値
より小さいかどうかを判断する。運動形態判別手段５
は、もし閾値より小さいなら運動形態は階段下降、閾値
以上なら運動形態は階段下降以外であると判定する。
【００４０】運動形態判別アルゴリズムの他の例を図５
に示す。運動形態判別手段５には２方向加速度の減算信
号Ａの期間信号強度と複数の閾値（例えば、閾値１及び
閾値２）を入力する。まず比較部で期間信号強度が閾値
１より小さいかどうかを判断する。もし小さいなら運動
形態は階段下降と判定し、閾値１以上であれば更に別の
比較部で期間信号強度が閾値２より小さいかどうかを判
断する。もし小さいなら運動形態は階段上昇、閾値２以
上なら運動形態は平地歩行であると判定する。
に示す。運動形態判別手段５には２方向加速度の減算信
号Ａの期間信号強度と複数の閾値（例えば、閾値１及び
閾値２）を入力する。まず比較部で期間信号強度が閾値
１より小さいかどうかを判断する。もし小さいなら運動
形態は階段下降と判定し、閾値１以上であれば更に別の
比較部で期間信号強度が閾値２より小さいかどうかを判
断する。もし小さいなら運動形態は階段上昇、閾値２以
上なら運動形態は平地歩行であると判定する。
【００４１】本実施の形態における体動検出装置の動作
は以上の通りである。次に、本実施の形態の体動検出装
置の出力を受けたペースメーカの動作を図２に基づいて
説明する。
は以上の通りである。次に、本実施の形態の体動検出装
置の出力を受けたペースメーカの動作を図２に基づいて
説明する。
【００４２】本実施形態におけるペースメーカは、体動
検出装置における加速度の検出に加えて、身体状態検出
手段１０を有している。身体状態検出手段１０は、例え
ば患者の体温（血液温度）の検出装置や、患者の胸腔イ
ンピーダンスを利用した呼吸量センサである。
検出装置における加速度の検出に加えて、身体状態検出
手段１０を有している。身体状態検出手段１０は、例え
ば患者の体温（血液温度）の検出装置や、患者の胸腔イ
ンピーダンスを利用した呼吸量センサである。
【００４３】身体状態検出手段１０の出力と運動形態判
別手段５の出力は、補正処理手段８に入力される。補正
処理手段８は、身体状態検出手段１０の出力を判定され
た運動形態に基づいて補正するものである。補正処理手
段８の補正処理アルゴリズムの一例を図６に示す。補正
処理手段８は、入力された運動形態に対し、比較部で階
段下降か否かを判断する。もし階段下降であれば、入力
された身体状態検出手段１０の値に係数Ｋdownを乗算し
て出力する。その他の運動形態であれば身体状態検出手
段１０の値に係数Ｋotherを乗算して出力する。
別手段５の出力は、補正処理手段８に入力される。補正
処理手段８は、身体状態検出手段１０の出力を判定され
た運動形態に基づいて補正するものである。補正処理手
段８の補正処理アルゴリズムの一例を図６に示す。補正
処理手段８は、入力された運動形態に対し、比較部で階
段下降か否かを判断する。もし階段下降であれば、入力
された身体状態検出手段１０の値に係数Ｋdownを乗算し
て出力する。その他の運動形態であれば身体状態検出手
段１０の値に係数Ｋotherを乗算して出力する。
【００４４】補正処理アルゴリズムの他の例を図７に示
す。補正処理手段８は、入力された運動形態に対し、第
１の比較部で階段下降か否かを判断する。もし階段下降
であれば、入力された身体状態検出手段１０の値に係数
Ｋdownを乗算して出力する。階段下降でなければ更に第
２の比較器で運動形態が階段上昇か否かを判断する。も
し階段上昇であれば身体状態検出手段１０の値に係数Ｋ
upを乗算して出力する。階段上昇でなければ身体状態検
出手段１０の値に係数Ｋwalkを乗算して出力する。
す。補正処理手段８は、入力された運動形態に対し、第
１の比較部で階段下降か否かを判断する。もし階段下降
であれば、入力された身体状態検出手段１０の値に係数
Ｋdownを乗算して出力する。階段下降でなければ更に第
２の比較器で運動形態が階段上昇か否かを判断する。も
し階段上昇であれば身体状態検出手段１０の値に係数Ｋ
upを乗算して出力する。階段上昇でなければ身体状態検
出手段１０の値に係数Ｋwalkを乗算して出力する。
【００４５】ペーシング制御手段１１は、補正処理手段
８の出力を制御指標として、センシング手段１３で検出
した心電イベントも考慮してペーシング手段１２を制御
し、電極リード１４を介して心臓１５を刺激する。 （実施形態２）体動検出装置の実施の形態２を図８に、
その体動検出装置を心臓ペースメーカの刺激頻度の制御
指標として用いた場合の実施の形態を図９に示し、以下
に説明する。前述の実施の形態１との違いは、体動検出
装置が第２の期間信号強度算出手段７を有し、身体状態
検出手段を有さない点である。また、補正処理手段８が
ペースメーカ側でなく体動検出装置内に設けられている
点も異なる。
８の出力を制御指標として、センシング手段１３で検出
した心電イベントも考慮してペーシング手段１２を制御
し、電極リード１４を介して心臓１５を刺激する。 （実施形態２）体動検出装置の実施の形態２を図８に、
その体動検出装置を心臓ペースメーカの刺激頻度の制御
指標として用いた場合の実施の形態を図９に示し、以下
に説明する。前述の実施の形態１との違いは、体動検出
装置が第２の期間信号強度算出手段７を有し、身体状態
検出手段を有さない点である。また、補正処理手段８が
ペースメーカ側でなく体動検出装置内に設けられている
点も異なる。
【００４６】第２の期間信号強度算出手段７は、変換手
段２から出力される上下方向加速度信号を検波、あるい
は絶対値化、あるいは２乗し、その処理出力の一定時間
の平均値、あるいは積分値、あるいは加算値を算出し、
上下方向加速度信号のみの所定期間毎の信号強度を算出
する。本実施の形態２では、ローパスフィルタで過去４
秒間の平均値を算出し、上下方向加速度信号の強度を算
出するものとする。
段２から出力される上下方向加速度信号を検波、あるい
は絶対値化、あるいは２乗し、その処理出力の一定時間
の平均値、あるいは積分値、あるいは加算値を算出し、
上下方向加速度信号のみの所定期間毎の信号強度を算出
する。本実施の形態２では、ローパスフィルタで過去４
秒間の平均値を算出し、上下方向加速度信号の強度を算
出するものとする。
【００４７】補正処理手段８では、第２の期間信号強度
算出手段７から出力される上下方向加速度信号の期間信
号強度を運動形態に基づいて補正処理する。補正処理ア
ルゴリズムは図１０又は図１１に示されるものを用いる
ことが出来る。図１０と図１１の例の違いは、上述の実
施の形態１における図４と図５のものと同様であり、装
置が運動形態を「階段下降」か否かのみ判定するもの
（図１０）と、「階段下降」、「階段上昇」、「その他
（平地歩行）」を判定するもの（図１１）である。
算出手段７から出力される上下方向加速度信号の期間信
号強度を運動形態に基づいて補正処理する。補正処理ア
ルゴリズムは図１０又は図１１に示されるものを用いる
ことが出来る。図１０と図１１の例の違いは、上述の実
施の形態１における図４と図５のものと同様であり、装
置が運動形態を「階段下降」か否かのみ判定するもの
（図１０）と、「階段下降」、「階段上昇」、「その他
（平地歩行）」を判定するもの（図１１）である。
【００４８】以上の手段はハード的手段、ソフト的手段
のどちらにも置き換え可能である。
のどちらにも置き換え可能である。
【００４９】
【実施例】次に、本発明の体動検出装置における加速度
センサの検出データについて実施例を用いて説明する。
センサの検出データについて実施例を用いて説明する。
【００５０】本実施例においては、体格の違う２例の被
験者（被験者Ａ：身長１６５［ｃｍ］，体重６０［ｋ
ｇ］，年齢３４才，男性、被験者Ｂ：身長１８５［ｃ
ｍ］，体重７７［ｋｇ］，年齢３１才，男性）の加速度
データを用いて行った。
験者（被験者Ａ：身長１６５［ｃｍ］，体重６０［ｋ
ｇ］，年齢３４才，男性、被験者Ｂ：身長１８５［ｃ
ｍ］，体重７７［ｋｇ］，年齢３１才，男性）の加速度
データを用いて行った。
【００５１】まず被験者Ｂが９０［歩／分］の歩行速度
で平地歩行、階段上昇、階段下降した場合の、被験者の
胸部に装着した加速度センサで検出した水平面に平行な
前後方向加速度の波形と、鉛直方向（重力方向）に平行
な上下方向加速度の波形をそれぞれ図１２、図１３、図
１４に示す。ここで、加速度センサは、重力加速度を検
出することによって、水平面に平行な方向や重力方向を
検出し、それぞれの方向の加速度ベクトルを算出するも
のを用いる。
で平地歩行、階段上昇、階段下降した場合の、被験者の
胸部に装着した加速度センサで検出した水平面に平行な
前後方向加速度の波形と、鉛直方向（重力方向）に平行
な上下方向加速度の波形をそれぞれ図１２、図１３、図
１４に示す。ここで、加速度センサは、重力加速度を検
出することによって、水平面に平行な方向や重力方向を
検出し、それぞれの方向の加速度ベクトルを算出するも
のを用いる。
【００５２】図１２、図１３、図１４の格子で示された
一歩の加速度波形より求めた被験者の胸部の矢状面（水
平前後方向−重力方向平面）での加速度の推移（一歩あ
たり）を図１２、図１３、図１４に対応してそれぞれ図
１５、図１６、図１７に示す。図１５、図１６、図１７
は着地した足に体重が乗り始める時点を原点（０，０）
として、図１２、図１３、図１４の格子の縦線で示され
た時点毎（８０［ｍｓ］毎）の加速度の大きさと向きを
ベクトル（矢印）で表している。
一歩の加速度波形より求めた被験者の胸部の矢状面（水
平前後方向−重力方向平面）での加速度の推移（一歩あ
たり）を図１２、図１３、図１４に対応してそれぞれ図
１５、図１６、図１７に示す。図１５、図１６、図１７
は着地した足に体重が乗り始める時点を原点（０，０）
として、図１２、図１３、図１４の格子の縦線で示され
た時点毎（８０［ｍｓ］毎）の加速度の大きさと向きを
ベクトル（矢印）で表している。
【００５３】図１５において、平地歩行の場合は着地し
た足に体重が移り始め、後ろ足が地面を離れる時に斜め
下前方に加速度が発生し、着地した足に体重が移った頃
に斜め上前方に加速度が発生し、次の一歩が着地した時
に上方に加速度が発生し、その後、斜め下後方に加速度
が発生する（前方向の速度が減少）。
た足に体重が移り始め、後ろ足が地面を離れる時に斜め
下前方に加速度が発生し、着地した足に体重が移った頃
に斜め上前方に加速度が発生し、次の一歩が着地した時
に上方に加速度が発生し、その後、斜め下後方に加速度
が発生する（前方向の速度が減少）。
【００５４】図１６において、階段上昇の場合は着地し
た足に体重が移り始める時に前方に加速度が発生し、着
地した足を伸ばして身体が上昇し始める時に斜め上前方
に加速度が発生し、その後、後方に加速度が発生し（前
方向の速度が減少）、次に下後方に加速度が発生し（前
方向、上方向の速度が共に減少）、次の一歩が着地する
時に下前方に加速度が発生する。
た足に体重が移り始める時に前方に加速度が発生し、着
地した足を伸ばして身体が上昇し始める時に斜め上前方
に加速度が発生し、その後、後方に加速度が発生し（前
方向の速度が減少）、次に下後方に加速度が発生し（前
方向、上方向の速度が共に減少）、次の一歩が着地する
時に下前方に加速度が発生する。
【００５５】図１７において、階段下降の場合は次の一
歩を踏み出し始める時に前方に加速度が発生し、身体が
下降し始める時に下方に加速度が発生し、踏み出した足
が着地した時に上方に加速度が発生する（下方向の速度
が減少）。
歩を踏み出し始める時に前方に加速度が発生し、身体が
下降し始める時に下方に加速度が発生し、踏み出した足
が着地した時に上方に加速度が発生する（下方向の速度
が減少）。
【００５６】図１５、図１６より、平地歩行と階段上昇
の場合は、前後方向・上下方向共に同程度のレンジで加
速度が発生している様子がうかがえる。図１２、図１３
より明らかなように、前後方向加速度はステップに起因
する周期性も顕著に見られる。しかし、図１７によると
階段下降の場合は上下方向加速度が大きく発生している
のと比較して前後方向加速度は非常に小さい。また、図
１４より明らかなように、前後方向加速度はステップに
起因する周期性も見られない。よって階段下降の場合に
発生する加速度は、ほぼ上下方向加速度のみであると近
似可能である。
の場合は、前後方向・上下方向共に同程度のレンジで加
速度が発生している様子がうかがえる。図１２、図１３
より明らかなように、前後方向加速度はステップに起因
する周期性も顕著に見られる。しかし、図１７によると
階段下降の場合は上下方向加速度が大きく発生している
のと比較して前後方向加速度は非常に小さい。また、図
１４より明らかなように、前後方向加速度はステップに
起因する周期性も見られない。よって階段下降の場合に
発生する加速度は、ほぼ上下方向加速度のみであると近
似可能である。
【００５７】そこで本実施例においては、図１８に模式
的に示すように、被験者の胸部を中心点として、鉛直軸
を挟む形で前後方向加速度測定軸と上下方向加速度測定
軸を３０度上向きに傾けて配して加速度を検出すること
とした。
的に示すように、被験者の胸部を中心点として、鉛直軸
を挟む形で前後方向加速度測定軸と上下方向加速度測定
軸を３０度上向きに傾けて配して加速度を検出すること
とした。
【００５８】図１９、図２０、図２１に、被験者Ｂが９
０［歩／分］の歩行速度で平地歩行、階段上昇、階段下
降した場合の、胸部に装着した加速度センサで検出した
加速度から座標変換して求めた水平面から３０度上向き
な前後方向加速度の波形と、鉛直軸から３０度後ろ向き
な上下方向加速度の波形をそれぞれ示す。
０［歩／分］の歩行速度で平地歩行、階段上昇、階段下
降した場合の、胸部に装着した加速度センサで検出した
加速度から座標変換して求めた水平面から３０度上向き
な前後方向加速度の波形と、鉛直軸から３０度後ろ向き
な上下方向加速度の波形をそれぞれ示す。
【００５９】図１９（平地歩行）、図２０（階段上昇）
の場合は、水平面より３０度上向きな前後方向加速度と
鉛直軸より３０度後ろ向きな上下方向加速度の波形形状
が異なるが、図２１（階段下降）の場合は二つの加速度
の波形形状はほぼ相似であることが確認できた。平地歩
行、階段上昇の場合の水平面より３０度上向きな前後方
向加速度と鉛直軸より３０度後ろ向きな上下方向加速度
の波形形状の相違点のうち最も大きな相違点は、図１
９、図２０の前後方向加速度（薄い線）の負のピーク時
に上下方向加速度（実線）の負のピークの絶対値が小さ
い部分である。この現象は図１５、図１６において点線
の矢印で示された加速度（３０度近傍の角度方向の加速
度）が、加速度の測定軸を３０度傾けることにより、水
平面より３０度上向きな前後方向加速度測定軸で大き
く、鉛直軸より３０度後ろ向きな上下方向加速度測定軸
で小さく検出されるためである。
の場合は、水平面より３０度上向きな前後方向加速度と
鉛直軸より３０度後ろ向きな上下方向加速度の波形形状
が異なるが、図２１（階段下降）の場合は二つの加速度
の波形形状はほぼ相似であることが確認できた。平地歩
行、階段上昇の場合の水平面より３０度上向きな前後方
向加速度と鉛直軸より３０度後ろ向きな上下方向加速度
の波形形状の相違点のうち最も大きな相違点は、図１
９、図２０の前後方向加速度（薄い線）の負のピーク時
に上下方向加速度（実線）の負のピークの絶対値が小さ
い部分である。この現象は図１５、図１６において点線
の矢印で示された加速度（３０度近傍の角度方向の加速
度）が、加速度の測定軸を３０度傾けることにより、水
平面より３０度上向きな前後方向加速度測定軸で大き
く、鉛直軸より３０度後ろ向きな上下方向加速度測定軸
で小さく検出されるためである。
【００６０】上記結果より、水平面より３０度上向きな
前後方向加速度の波形形状と鉛直軸より３０度後ろ向き
な上下方向加速度の波形形状の違いを比較し、両波形形
状の違いが小さいか否かで、運動形態が階段下降か否か
を判別できることが分かる。波形形状の違いに起因する
信号は、前後方向加速度と上下方向加速度とを連続的に
減算して出力することによって得られ、更にその出力信
号の所定期間（本実施例では４秒間）における強度（平
均値、積分値等）を算出することによって、信頼性の高
い値となる。よって、所定の閾値を設定して、その閾値
と前後方向加速度と上下方向加速度の波形形状の違いに
起因する信号の強度（平均値、積分値等）を比較し、閾
値より小さければ階段下降であり、閾値より大きければ
階段下降以外（平地歩行、階段上昇）であると判別が可
能である。
前後方向加速度の波形形状と鉛直軸より３０度後ろ向き
な上下方向加速度の波形形状の違いを比較し、両波形形
状の違いが小さいか否かで、運動形態が階段下降か否か
を判別できることが分かる。波形形状の違いに起因する
信号は、前後方向加速度と上下方向加速度とを連続的に
減算して出力することによって得られ、更にその出力信
号の所定期間（本実施例では４秒間）における強度（平
均値、積分値等）を算出することによって、信頼性の高
い値となる。よって、所定の閾値を設定して、その閾値
と前後方向加速度と上下方向加速度の波形形状の違いに
起因する信号の強度（平均値、積分値等）を比較し、閾
値より小さければ階段下降であり、閾値より大きければ
階段下降以外（平地歩行、階段上昇）であると判別が可
能である。
【００６１】又、被験者Ｂは身長が高く、平地歩行時の
一歩の歩幅が大きい。そのため図１９、図２０の前後方
向加速度の負のピークの絶対値が平地歩行時に大きく、
階段上昇時はそれと比較すると小さい。この現象は図１
５、図１６の点線の矢印で示された加速度の大きさの違
いからも明らかである。このような被験者の場合は、水
平面より３０度上向きな前後方向加速度と鉛直軸より３
０度後ろ向きな上下方向加速度の波形形状の違いに起因
する信号の強度（平均値、積分値等）が平地歩行時に最
も大きく、階段上昇時がそれに続き、階段下降時に最も
小さい。従って、この値に基づいて、平地歩行と階段上
昇と階段下降の運動形態判別が可能である。
一歩の歩幅が大きい。そのため図１９、図２０の前後方
向加速度の負のピークの絶対値が平地歩行時に大きく、
階段上昇時はそれと比較すると小さい。この現象は図１
５、図１６の点線の矢印で示された加速度の大きさの違
いからも明らかである。このような被験者の場合は、水
平面より３０度上向きな前後方向加速度と鉛直軸より３
０度後ろ向きな上下方向加速度の波形形状の違いに起因
する信号の強度（平均値、積分値等）が平地歩行時に最
も大きく、階段上昇時がそれに続き、階段下降時に最も
小さい。従って、この値に基づいて、平地歩行と階段上
昇と階段下降の運動形態判別が可能である。
【００６２】尚、同様に、傾斜角が３０度程度の急な坂
道を昇り降りした場合も、上記方法で坂道降りと坂道降
り以外の運動形態の判別、あるいは平地歩行、坂道昇
り、坂道降りの運動形態の判別が可能である。
道を昇り降りした場合も、上記方法で坂道降りと坂道降
り以外の運動形態の判別、あるいは平地歩行、坂道昇
り、坂道降りの運動形態の判別が可能である。
【００６３】被験者Ａ及び被験者Ｂが歩行速度を変え、
平地歩行、階段上昇、階段下降した場合の、胸部で検出
した前後方向加速度と上下方向加速度の減算信号の期間
信号強度（前後・上下加速度の差の４秒あたりの平均
値）を図２２（被験者Ａ）、及び図２３（被験者Ｂ）に
示す。図中の記号が歩行中の平均値、上のバーは歩行中
の最大値、下のバーは歩行中の最小値を示す。前後方向
加速度と上下方向加速度の減算信号の強度（前後・上下
加速度の差の４秒あたりの平均値）は、階段下降時に小
さく、平地歩行、階段上昇時に大きい。
平地歩行、階段上昇、階段下降した場合の、胸部で検出
した前後方向加速度と上下方向加速度の減算信号の期間
信号強度（前後・上下加速度の差の４秒あたりの平均
値）を図２２（被験者Ａ）、及び図２３（被験者Ｂ）に
示す。図中の記号が歩行中の平均値、上のバーは歩行中
の最大値、下のバーは歩行中の最小値を示す。前後方向
加速度と上下方向加速度の減算信号の強度（前後・上下
加速度の差の４秒あたりの平均値）は、階段下降時に小
さく、平地歩行、階段上昇時に大きい。
【００６４】図２２（被験者Ａ）の場合は２００前後に
閾値を設定し、前後方向加速度と上下方向加速度の減算
信号の期間信号強度（前後・上下加速度の差の４秒あた
りの平均値）が小さければ階段下降と判断し、大きけれ
ば平地歩行、階段上昇と判断することで、階段下降と階
段下降以外（平地歩行・階段上昇）の運動形態判別が可
能である。
閾値を設定し、前後方向加速度と上下方向加速度の減算
信号の期間信号強度（前後・上下加速度の差の４秒あた
りの平均値）が小さければ階段下降と判断し、大きけれ
ば平地歩行、階段上昇と判断することで、階段下降と階
段下降以外（平地歩行・階段上昇）の運動形態判別が可
能である。
【００６５】図２３（被験者Ｂ）の場合は１５０前後に
閾値１を設定し、前後方向加速度と上下方向加速度の減
算信号の強度（前後・上下加速度の差の４秒あたりの平
均値）が小さければ階段下降と判断する。大きければ４
００前後に閾値２を設定し、前後方向加速度と上下方向
加速度の減算信号の強度（前後・上下加速度の差の４秒
あたりの平均値）が小さければ階段上昇と判断し、大き
ければ平地歩行と判断する。よって階段下降と階段上昇
と平地歩行の運動形態判別が可能である。
閾値１を設定し、前後方向加速度と上下方向加速度の減
算信号の強度（前後・上下加速度の差の４秒あたりの平
均値）が小さければ階段下降と判断する。大きければ４
００前後に閾値２を設定し、前後方向加速度と上下方向
加速度の減算信号の強度（前後・上下加速度の差の４秒
あたりの平均値）が小さければ階段上昇と判断し、大き
ければ平地歩行と判断する。よって階段下降と階段上昇
と平地歩行の運動形態判別が可能である。
【００６６】２例の被験者が歩行速度を変え、平地歩
行、階段上昇、階段下降した場合の胸部で検出した上下
方向加速度信号の期間信号強度（上下方向加速度平均
値）を図２４（被験者Ａ）、及び図２５（被験者Ｂ）に
示す。その時の被験者Ｂの心拍数を図２６に示す。
行、階段上昇、階段下降した場合の胸部で検出した上下
方向加速度信号の期間信号強度（上下方向加速度平均
値）を図２４（被験者Ａ）、及び図２５（被験者Ｂ）に
示す。その時の被験者Ｂの心拍数を図２６に示す。
【００６７】平地歩行、階段上昇では、歩行速度の上昇
に伴って、上下方向加速度信号の期間信号強度（上下加
速度平均値）、心拍数共に上昇し、平地歩行時より階段
上昇時の方が上下方向加速度信号の期間信号強度（上下
加速度平均値）、心拍数共に大きい。しかし階段下降時
の上下方向加速度信号の期間信号強度（上下加速度平均
値）は階段上昇時にほぼ等しく、階段下降時の心拍数は
平地歩行時にほぼ等しい。
に伴って、上下方向加速度信号の期間信号強度（上下加
速度平均値）、心拍数共に上昇し、平地歩行時より階段
上昇時の方が上下方向加速度信号の期間信号強度（上下
加速度平均値）、心拍数共に大きい。しかし階段下降時
の上下方向加速度信号の期間信号強度（上下加速度平均
値）は階段上昇時にほぼ等しく、階段下降時の心拍数は
平地歩行時にほぼ等しい。
【００６８】そこで図２４（被験者Ａ）の上下方向加速
度信号の期間信号強度（上下方向加速度平均値）に、図
１０の補正処理アルゴリズムによる補正を行う。（運動
形態が階段下降以外（平地歩行、階段上昇）であれば、
上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を補正
（Ｋother＝１．０を乗算）して代謝量、あるいは消費
カロリーを示す指標とし、運動形態が階段下降であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋdown＝０．４５を乗算）して代謝量、あるいは
消費カロリーを示す指標とする。） また図２５（被験者Ｂ）の上下方向加速度信号の強度
（上下方向加速度平均値）に、図１１の補正処理アルゴ
リズムによる補正を行う。（運動形態が平地歩行であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋwalk＝１．０を乗算）して代謝量、あるいは消
費カロリーを示す指標とし、運動形態が階段上昇であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋup＝１．６を乗算）して代謝量、あるいは消費
カロリーを示す指標とし、運動形態が階段下降であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋdown＝０．６を乗算）して代謝量、あるいは消
費カロリーを示す指標とする。） ２例の被験者において、補正した上下方向加速度信号の
強度（上下加速度平均値）と心拍数との関係を求めた結
果を図２７（被験者Ａ）、及び図２８（被験者Ｂ）に示
す。補正した上下方向加速度信号の強度（上下加速度平
均値）と心拍数は、平地歩行、階段上昇、階段下降の三
つの運動形態でほぼ直線で近似可能であった。
度信号の期間信号強度（上下方向加速度平均値）に、図
１０の補正処理アルゴリズムによる補正を行う。（運動
形態が階段下降以外（平地歩行、階段上昇）であれば、
上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を補正
（Ｋother＝１．０を乗算）して代謝量、あるいは消費
カロリーを示す指標とし、運動形態が階段下降であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋdown＝０．４５を乗算）して代謝量、あるいは
消費カロリーを示す指標とする。） また図２５（被験者Ｂ）の上下方向加速度信号の強度
（上下方向加速度平均値）に、図１１の補正処理アルゴ
リズムによる補正を行う。（運動形態が平地歩行であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋwalk＝１．０を乗算）して代謝量、あるいは消
費カロリーを示す指標とし、運動形態が階段上昇であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋup＝１．６を乗算）して代謝量、あるいは消費
カロリーを示す指標とし、運動形態が階段下降であれ
ば、上下方向加速度信号の強度（上下加速度平均値）を
補正（Ｋdown＝０．６を乗算）して代謝量、あるいは消
費カロリーを示す指標とする。） ２例の被験者において、補正した上下方向加速度信号の
強度（上下加速度平均値）と心拍数との関係を求めた結
果を図２７（被験者Ａ）、及び図２８（被験者Ｂ）に示
す。補正した上下方向加速度信号の強度（上下加速度平
均値）と心拍数は、平地歩行、階段上昇、階段下降の三
つの運動形態でほぼ直線で近似可能であった。
【００６９】図２７（被験者Ａ）において、心拍数と補
正（補正処理手段でＫother＝１．０，Ｋdown＝０．４
５を乗算）した上下方向加速度信号の期間信号強度（平
均値）を、平地歩行、階段上昇、階段下降の三つの運動
形態で直線で近似すると、相関係数Ｒ２乗値は０．９７
５となり、高い相関性を示した。
正（補正処理手段でＫother＝１．０，Ｋdown＝０．４
５を乗算）した上下方向加速度信号の期間信号強度（平
均値）を、平地歩行、階段上昇、階段下降の三つの運動
形態で直線で近似すると、相関係数Ｒ２乗値は０．９７
５となり、高い相関性を示した。
【００７０】図２８（被験者Ｂ）において、心拍数と補
正（補正処理手段でＫwalk＝１．０，Ｋup＝１．６，Ｋ
down＝０．６を乗算）した上下方向加速度信号の強度
（平均値）を、平地歩行、階段上昇、階段下降の三つの
運動形態で直線で近似すると、相関係数Ｒ２乗値は０．
９９５となり、高い相関性を示した。
正（補正処理手段でＫwalk＝１．０，Ｋup＝１．６，Ｋ
down＝０．６を乗算）した上下方向加速度信号の強度
（平均値）を、平地歩行、階段上昇、階段下降の三つの
運動形態で直線で近似すると、相関係数Ｒ２乗値は０．
９９５となり、高い相関性を示した。
【００７１】
【発明の効果】本発明によれば、３０度上向きな前後方
向加速度信号と３０度後ろ向きな上下方向加速度信号の
連続的な減算を行い、その減算信号の所定期間における
期間信号強度（平均値）を算出し、閾値と比較してその
大小関係で階段下降と階段下降以外（平地歩行・階段上
昇）の運動形態を、又平地歩行と階段上昇と階段下降の
運動形態を判別した。その結果、全歩行期間で安定して
階段下降と階段下降以外（平地歩行・階段上昇）の運動
形態判別、及び平地歩行と階段上昇と階段下降の運動形
態判別が可能となった。
向加速度信号と３０度後ろ向きな上下方向加速度信号の
連続的な減算を行い、その減算信号の所定期間における
期間信号強度（平均値）を算出し、閾値と比較してその
大小関係で階段下降と階段下降以外（平地歩行・階段上
昇）の運動形態を、又平地歩行と階段上昇と階段下降の
運動形態を判別した。その結果、全歩行期間で安定して
階段下降と階段下降以外（平地歩行・階段上昇）の運動
形態判別、及び平地歩行と階段上昇と階段下降の運動形
態判別が可能となった。
【図１】 本発明の実施の形態１の体動検出装置の構成
を示す図である。
を示す図である。
【図２】 図１の体動検出装置を心臓ペースメーカに適
用した構成を示す図である。
用した構成を示す図である。
【図３】 実施の形態における各軸方向を説明するため
の図である。
の図である。
【図４】 実施の形態１における運動形態判別アルゴリ
ズムの一例を示す図である。
ズムの一例を示す図である。
【図５】 実施の形態１における運動形態判別アルゴリ
ズムの他の例を示す図である。
ズムの他の例を示す図である。
【図６】 実施の形態における補正処理アルゴリズムの
一例を示す図である。
一例を示す図である。
【図７】 実施の形態における補正処理アルゴリズムの
他の例を示す図である。
他の例を示す図である。
【図８】 本発明の実施の形態２の体動検出装置の構成
を示す図である。
を示す図である。
【図９】 図８の体動検出装置を心臓ペースメーカに適
用した構成を示す図である。
用した構成を示す図である。
【図１０】 実施の形態２における運動形態判別アルゴ
リズムの一例を示す図である。
リズムの一例を示す図である。
【図１１】 実施の形態２における運動形態判別アルゴ
リズムの他の例を示す図である。
リズムの他の例を示す図である。
【図１２】 平地歩行時の被験者Ｂの胸部の前後方向加
速度、上下方向加速度の波形を示した図である。
速度、上下方向加速度の波形を示した図である。
【図１３】 階段上昇時の被験者Ｂの胸部の前後方向加
速度、上下方向加速度の波形を示した図である。
速度、上下方向加速度の波形を示した図である。
【図１４】 階段下降時の被験者Ｂの胸部の前後方向加
速度、上下方向加速度の波形を示した図である。
速度、上下方向加速度の波形を示した図である。
【図１５】 平地歩行時の被験者Ｂの胸部の加速度変動
の一歩当たりの推移を示した図である。
の一歩当たりの推移を示した図である。
【図１６】 階段上昇時の被験者Ｂの胸部の加速度変動
の一歩当たりの推移を示した図である。
の一歩当たりの推移を示した図である。
【図１７】 階段下降時の被験者Ｂの胸部の加速度変動
の一歩当たりの推移を示した図である。
の一歩当たりの推移を示した図である。
【図１８】 被験者の加速度測定軸の方向を示した図で
ある。
ある。
【図１９】 平地歩行時の被験者Ｂの胸部の水平面から
３０度上向きの前後方向加速度、及び鉛直方向から３０
度後ろ向きの上下方向加速度の波形を示した図である。
３０度上向きの前後方向加速度、及び鉛直方向から３０
度後ろ向きの上下方向加速度の波形を示した図である。
【図２０】 階段上昇時の被験者Ｂの胸部の水平面から
３０度上向きの前後方向加速度、及び鉛直方向から３０
度後ろ向きの上下方向加速度の波形を示した図である。
３０度上向きの前後方向加速度、及び鉛直方向から３０
度後ろ向きの上下方向加速度の波形を示した図である。
【図２１】 階段下降時の被験者Ｂの胸部の水平面から
３０度上向きの前後方向加速度、及び鉛直方向から３０
度後ろ向きの上下方向加速度の波形を示した図である。
３０度上向きの前後方向加速度、及び鉛直方向から３０
度後ろ向きの上下方向加速度の波形を示した図である。
【図２２】 前後方向加速度と上下方向加速度の減算信
号の期間信号強度（前後・上下加速度差平均値）を示し
た図である。（被験者Ａ）
号の期間信号強度（前後・上下加速度差平均値）を示し
た図である。（被験者Ａ）
【図２３】 前後方向加速度と上下方向加速度の減算信
号の期間信号強度（前後・上下加速度差平均値）を示し
た図である。（被験者Ｂ）
号の期間信号強度（前後・上下加速度差平均値）を示し
た図である。（被験者Ｂ）
【図２４】 上下方向加速度信号の期間信号強度（上下
加速度平均値）を示した図である。（被験者Ａ）
加速度平均値）を示した図である。（被験者Ａ）
【図２５】 上下方向加速度信号の期間信号強度（上下
加速度平均値）を示した図である。（被験者Ｂ）
加速度平均値）を示した図である。（被験者Ｂ）
【図２６】 被験者Ｂの心拍数を示した図である。
【図２７】 心拍数と補正処理した上下方向加速度信号
の期間信号強度との関係を示した図である。（被験者
Ａ）
の期間信号強度との関係を示した図である。（被験者
Ａ）
【図２８】 心拍数と補正処理した上下方向加速度信号
の期間信号強度との関係を示した図である。（被験者
Ｂ）
の期間信号強度との関係を示した図である。（被験者
Ｂ）
１ 加速度センシング手段 ２ 座標変換手段 ２ａ バンドパスフィルタ ２ｂ 角度補正係数（Ｋｘ１）記憶手段 ２ｃ 角度補正係数（Ｋｙ１）記憶手段 ２ｄ 角度補正係数（Ｋｚ１）記憶手段 ２ｅ 角度補正係数（Ｋｘ２）記憶手段 ２ｆ 角度補正係数（Ｋｙ２）記憶手段 ２ｇ 角度補正係数（Ｋｚ２）記憶手段 ２ｈ 乗算手段 ２ｉ 加算手段 ３ ２方向加速度減算手段 ４ 信号強度算出手段 ５ 運動形態判別手段 ６ 角度補正係数算出手段 ７ 期間信号強度算出手段 ８ 補正処理手段 ９ 体動検出装置 １０ 運動検出手段 １１ ペーシング制御手段 １２ ペーシング手段 １３ センシング手段 １４ 電極リード １５ 心臓
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 2F034 BA15 BA20 4C038 VA04 VB31 VC20 4C053 JJ01 JJ18 JJ23 KK02 KK07 4C077 AA04 EE01 HH10 HH15 HH18 HH19 HH21 JJ03 JJ08 JJ16 JJ19 JJ20 JJ24 KK01 KK25 KK27
Claims (12)
- 【請求項１】 人体に固定され、互いに直交する２軸も
しくは３軸の加速度を独立に検出可能な加速度センシン
グ手段と、 前記加速度センシング手段の出力を前記人体の前後方向
加速度信号、及び上下方向加速度信号に変換する変換手
段と、 前記変換手段から出力される前記前後方向加速度信号と
前記上下方向加速度信号とを連続的に演算し、演算結果
を連続的に出力する演算手段と、 前記演算手段の出力の所定期間毎の信号強度を算出する
期間信号強度算出手段と、 前記期間信号強度算出手段から出力される信号強度に基
づいて前記人体の運動形態を判別する運動形態判別手段
を具備することを特徴とする体動検出装置。 - 【請求項２】 前記変換手段から出力される前記上下方
向加速度信号の所定期間毎の信号強度を算出する第２の
期間信号強度算出手段と、 前記運動形態判別手段から出力される運動形態に基づい
て、前記第２の期間信号強度算出手段から出力される信
号強度に補正をかける補正処理手段を具備することを特
徴とする請求項１に記載の体動検出装置。 - 【請求項３】 前記運動形態判別手段では、前記人体の
運動が階段下降か階段下降以外かを判別すること、ある
いは前記人体の運動が平地歩行か階段上昇か階段下降か
を判別することを特徴とする請求項１又は２に記載の体
動検出装置。 - 【請求項４】 前記前後方向加速度信号は、水平面に平
行な人体の前方より１０度乃至４０度上向き方向を基準
とした加速度信号であること、及び前記上下方向加速度
信号は、鉛直方向に平行な人体の上下方向乃至４０度前
向き方向を基準とした加速度信号であること、あるいは
鉛直方向に平行な人体の上下方向乃至４０度後ろ向き方
向を基準とした加速度信号であることを特徴とする請求
項１又は２に記載の体動検出装置。 - 【請求項５】 前記演算手段は、数式関数Ａで前記前後
方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処理を
連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速度信
号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとすると、数
式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ であることを特徴とする請求項１又は２に記載の体動検
出装置。 - 【請求項６】 前記演算手段は、数式関数Ａで前記前後
方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処理を
連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速度信
号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとすると、数
式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） であることを特徴とする請求項１又は２に記載の体動検
出装置。 - 【請求項７】 前記演算手段は、数式関数Ａで前記前後
方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処理を
連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速度信
号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとすると、数
式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０） であることを特徴とする請求項１又は２に記載の体動検
出装置。 - 【請求項８】 前記演算手段は、数式関数Ａで前記前後
方向加速度信号と前記上下方向加速度信号の減算処理を
連続的に行う手段であり、ここで前記前後方向加速度信
号をＡｘ、前記上下方向加速度信号をＡｚとすると、数
式関数Ａが、 Ａ＝Ａｘ−Ａｚ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＜Ａｚ） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＜０，Ａｘ＞Ａｚ） Ａ＝Ａｘ （条件：Ａｘ＜０，Ａｚ＞０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＜０） Ａ＝０ （条件：Ａｘ＞０，Ａｚ＞０） であることを特徴とする請求項１又は２に記載の体動検
出装置。 - 【請求項９】 前記期間信号強度算出手段及び前記第２
の期間信号強度算出手段は、前記演算手段から出力され
る信号及び前記変換手段から出力される前記上下方向加
速度信号を検波、あるいは絶対値化、あるいは２乗する
処理手段と、その処理出力の一定時間の平均値、あるい
は積分値、あるいは加算値を算出する処理手段からなる
ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれかに記載の体
動検出装置。 - 【請求項１０】 前記変換手段は、前記前後方向加速度
信号及び前記上下方向加速度信号をそれぞれ独自の増幅
度で増幅処理して算出するものであり、前記人体の階段
下降動作時の前記前後方向加速度信号及び前記上下方向
加速度信号の最大振幅及び最小振幅を一致させるように
前記増幅度を調整することを特徴とする請求項３に記載
の体動検出装置。 - 【請求項１１】 請求項１乃至１０のいずれかに記載の
体動検出装置を備え、代謝量が計算可能な万歩計（登録
商標）、又は心臓刺激頻度の制御が可能な心臓ペースメ
ーカ若しくは心臓除細動器、又は血液拍出量の制御が可
能な人工心臓であることを特徴とする医療装置。 - 【請求項１２】 人体に固定された加速度センサによ
り、互いに直交する２軸もしくは３軸の加速度を独立に
検出し、 前記２軸もしくは３軸の加速度を前記人体の前後方向加
速度信号及び上下方向加速度信号に変換し、 前記人体の前後方向加速度信号、及び上下方向加速度信
号を連続的に演算し、演算結果を連続的に出力し、 前記演算結果の出力信号の所定期間毎の強度を算出し、
該所定期間毎の強度に基づいて前記人体の運動形態を判
別することを特徴とする体動検出方法。
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|---|---|
| JP (1) | JP2002200059A (ja) |
Cited By (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005021450A (ja) * | 2003-07-03 | 2005-01-27 | Toshiba Corp | 生体状態分析装置及び生体状態分析方法 |
| JP2006068300A (ja) * | 2004-09-02 | 2006-03-16 | Fukushima Prefecture | 身体状態監視装置 |
| JP2006081600A (ja) * | 2004-09-14 | 2006-03-30 | Tanita Corp | 体動測定装置 |
| WO2007052631A1 (ja) * | 2005-10-31 | 2007-05-10 | Bycen Inc. | 歩様バランス定量化方法および歩様バランス定量化装置 |
| JP2007160076A (ja) * | 2005-11-15 | 2007-06-28 | Univ Nihon | 人の姿勢動作判別装置およびエネルギー消費量算出装置 |
| JP2007244495A (ja) * | 2006-03-14 | 2007-09-27 | Sony Corp | 体動検出装置、体動検出方法および体動検出プログラム |
| JP2007278983A (ja) * | 2006-04-11 | 2007-10-25 | Mitsubishi Electric Corp | 移動検出装置及び移動検出方法 |
| WO2008120677A1 (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-09 | Panasonic Electric Works Co., Ltd. | 活動量計測システム |
| JP2008307382A (ja) * | 2007-06-13 | 2008-12-25 | Zoll Medical Corp | 動作／姿勢を検出する着用型治療装置 |
| JP2009515662A (ja) * | 2005-11-18 | 2009-04-16 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 体位検知器の較正及び使用 |
| JP2011055882A (ja) * | 2009-09-07 | 2011-03-24 | Nikkiso Co Ltd | 穿刺部の監視装置及びそれを備えた血液浄化装置 |
| JP2011125696A (ja) * | 2009-12-18 | 2011-06-30 | Korea Electronics Telecommun | 携帯型消費熱量測定装置 |
| JP2012178164A (ja) * | 2012-04-09 | 2012-09-13 | Aichi Micro Intelligent Corp | 歩数計 |
| WO2013008562A1 (ja) * | 2011-07-11 | 2013-01-17 | オムロンヘルスケア株式会社 | 体動検出装置、および、体動検出装置の制御方法 |
| US8897860B2 (en) | 2011-03-25 | 2014-11-25 | Zoll Medical Corporation | Selection of optimal channel for rate determination |
| US8965500B2 (en) | 2007-06-06 | 2015-02-24 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| US8983597B2 (en) | 2012-05-31 | 2015-03-17 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US9204813B2 (en) | 2011-03-25 | 2015-12-08 | Zoll Medical Corporation | Method of detecting signal clipping in a wearable ambulatory medical device |
| US9283399B2 (en) | 2007-06-13 | 2016-03-15 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device |
| US9579516B2 (en) | 2013-06-28 | 2017-02-28 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods of delivering therapy using an ambulatory medical device |
| US9814894B2 (en) | 2012-05-31 | 2017-11-14 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for detecting health disorders |
| US9827434B2 (en) | 2010-12-16 | 2017-11-28 | Zoll Medical Corporation | Water resistant wearable medical device |
| US9878171B2 (en) | 2012-03-02 | 2018-01-30 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for configuring a wearable medical monitoring and/or treatment device |
| US10201711B2 (en) | 2014-12-18 | 2019-02-12 | Zoll Medical Corporation | Pacing device with acoustic sensor |
| US10321877B2 (en) | 2015-03-18 | 2019-06-18 | Zoll Medical Corporation | Medical device with acoustic sensor |
| US10328266B2 (en) | 2012-05-31 | 2019-06-25 | Zoll Medical Corporation | External pacing device with discomfort management |
| US10729910B2 (en) | 2015-11-23 | 2020-08-04 | Zoll Medical Corporation | Garments for wearable medical devices |
| US11009870B2 (en) | 2017-06-06 | 2021-05-18 | Zoll Medical Corporation | Vehicle compatible ambulatory defibrillator |
| US11097107B2 (en) | 2012-05-31 | 2021-08-24 | Zoll Medical Corporation | External pacing device with discomfort management |
| CN113823378A (zh) * | 2020-06-19 | 2021-12-21 | 华为技术有限公司 | 运动次数的确定方法和终端 |
| US11568984B2 (en) | 2018-09-28 | 2023-01-31 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for device inventory management and tracking |
| US11590354B2 (en) | 2018-12-28 | 2023-02-28 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical device response mechanisms and methods of use |
| US11617538B2 (en) | 2016-03-14 | 2023-04-04 | Zoll Medical Corporation | Proximity based processing systems and methods |
| US11890461B2 (en) | 2018-09-28 | 2024-02-06 | Zoll Medical Corporation | Adhesively coupled wearable medical device |
-
2000
- 2000-12-28 JP JP2000399804A patent/JP2002200059A/ja active Pending
Cited By (84)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005021450A (ja) * | 2003-07-03 | 2005-01-27 | Toshiba Corp | 生体状態分析装置及び生体状態分析方法 |
| JP4592360B2 (ja) * | 2004-09-02 | 2010-12-01 | 公立大学法人会津大学 | 身体状態監視装置 |
| JP2006068300A (ja) * | 2004-09-02 | 2006-03-16 | Fukushima Prefecture | 身体状態監視装置 |
| JP2006081600A (ja) * | 2004-09-14 | 2006-03-30 | Tanita Corp | 体動測定装置 |
| WO2007052631A1 (ja) * | 2005-10-31 | 2007-05-10 | Bycen Inc. | 歩様バランス定量化方法および歩様バランス定量化装置 |
| JP2007160076A (ja) * | 2005-11-15 | 2007-06-28 | Univ Nihon | 人の姿勢動作判別装置およびエネルギー消費量算出装置 |
| US8366641B2 (en) | 2005-11-18 | 2013-02-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Posture detector calibration and use |
| JP2009515662A (ja) * | 2005-11-18 | 2009-04-16 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 体位検知器の較正及び使用 |
| JP2007244495A (ja) * | 2006-03-14 | 2007-09-27 | Sony Corp | 体動検出装置、体動検出方法および体動検出プログラム |
| JP2007278983A (ja) * | 2006-04-11 | 2007-10-25 | Mitsubishi Electric Corp | 移動検出装置及び移動検出方法 |
| JP4636206B2 (ja) * | 2007-03-30 | 2011-02-23 | パナソニック電工株式会社 | 活動量計測システム |
| JPWO2008120677A1 (ja) * | 2007-03-30 | 2010-07-15 | パナソニック電工株式会社 | 活動量計測システム |
| WO2008120677A1 (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-09 | Panasonic Electric Works Co., Ltd. | 活動量計測システム |
| US11083886B2 (en) | 2007-06-06 | 2021-08-10 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| US10029110B2 (en) | 2007-06-06 | 2018-07-24 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| US9492676B2 (en) | 2007-06-06 | 2016-11-15 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| US10004893B2 (en) | 2007-06-06 | 2018-06-26 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| US10426946B2 (en) | 2007-06-06 | 2019-10-01 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| US8965500B2 (en) | 2007-06-06 | 2015-02-24 | Zoll Medical Corporation | Wearable defibrillator with audio input/output |
| JP2008307382A (ja) * | 2007-06-13 | 2008-12-25 | Zoll Medical Corp | 動作／姿勢を検出する着用型治療装置 |
| US10582858B2 (en) | 2007-06-13 | 2020-03-10 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device with motion/position detection |
| JP2014121629A (ja) * | 2007-06-13 | 2014-07-03 | Zoll Medical Corp | 動作／姿勢を検出する着用型治療装置 |
| US9737262B2 (en) | 2007-06-13 | 2017-08-22 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical monitoring device |
| US8676313B2 (en) | 2007-06-13 | 2014-03-18 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device with motion/position detection |
| US11395619B2 (en) | 2007-06-13 | 2022-07-26 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device with motion/position detection |
| US11013419B2 (en) | 2007-06-13 | 2021-05-25 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical monitoring device |
| US11122983B2 (en) | 2007-06-13 | 2021-09-21 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical monitoring device |
| US9283399B2 (en) | 2007-06-13 | 2016-03-15 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device |
| US11832918B2 (en) | 2007-06-13 | 2023-12-05 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical monitoring device |
| US9398859B2 (en) | 2007-06-13 | 2016-07-26 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device with motion/position detection |
| US10271791B2 (en) | 2007-06-13 | 2019-04-30 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical monitoring device |
| US11877854B2 (en) | 2007-06-13 | 2024-01-23 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical treatment device with motion/position detection |
| JP2011055882A (ja) * | 2009-09-07 | 2011-03-24 | Nikkiso Co Ltd | 穿刺部の監視装置及びそれを備えた血液浄化装置 |
| JP2011125696A (ja) * | 2009-12-18 | 2011-06-30 | Korea Electronics Telecommun | 携帯型消費熱量測定装置 |
| US8790271B2 (en) | 2009-12-18 | 2014-07-29 | Electronics And Telecommunications Research Institute | Portable device for calculating consumed calories |
| US10130823B2 (en) | 2010-12-16 | 2018-11-20 | Zoll Medical Corporation | Water resistant wearable medical device |
| US11141600B2 (en) | 2010-12-16 | 2021-10-12 | Zoll Medical Corporation | Water resistant wearable medical device |
| US9827434B2 (en) | 2010-12-16 | 2017-11-28 | Zoll Medical Corporation | Water resistant wearable medical device |
| US10463867B2 (en) | 2010-12-16 | 2019-11-05 | Zoll Medical Corporation | Water resistant wearable medical device |
| US11883678B2 (en) | 2010-12-16 | 2024-01-30 | Zoll Medical Corporation | Water resistant wearable medical device |
| US10219717B2 (en) | 2011-03-25 | 2019-03-05 | Zoll Medical Corporation | Selection of optimal channel for rate determination |
| US11291396B2 (en) | 2011-03-25 | 2022-04-05 | Zoll Medical Corporation | Selection of optimal channel for rate determination |
| US9456778B2 (en) | 2011-03-25 | 2016-10-04 | Zoll Medical Corporation | Method of detecting signal clipping in a wearable ambulatory medical device |
| US8897860B2 (en) | 2011-03-25 | 2014-11-25 | Zoll Medical Corporation | Selection of optimal channel for rate determination |
| US10813566B2 (en) | 2011-03-25 | 2020-10-27 | Zoll Medical Corporation | Selection of optimal channel for rate determination |
| US9408548B2 (en) | 2011-03-25 | 2016-08-09 | Zoll Medical Corporation | Selection of optimal channel for rate determination |
| US9204813B2 (en) | 2011-03-25 | 2015-12-08 | Zoll Medical Corporation | Method of detecting signal clipping in a wearable ambulatory medical device |
| CN103648380A (zh) * | 2011-07-11 | 2014-03-19 | 欧姆龙健康医疗事业株式会社 | 体动检测装置及体动检测装置的控制方法 |
| JP2013017615A (ja) * | 2011-07-11 | 2013-01-31 | Omron Healthcare Co Ltd | 体動検出装置、および、体動検出装置の制御方法 |
| WO2013008562A1 (ja) * | 2011-07-11 | 2013-01-17 | オムロンヘルスケア株式会社 | 体動検出装置、および、体動検出装置の制御方法 |
| US11850437B2 (en) | 2012-03-02 | 2023-12-26 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for configuring a wearable medical monitoring and/or treatment device |
| US11110288B2 (en) | 2012-03-02 | 2021-09-07 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for configuring a wearable medical monitoring and/or treatment device |
| US9878171B2 (en) | 2012-03-02 | 2018-01-30 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for configuring a wearable medical monitoring and/or treatment device |
| JP2012178164A (ja) * | 2012-04-09 | 2012-09-13 | Aichi Micro Intelligent Corp | 歩数計 |
| US11097107B2 (en) | 2012-05-31 | 2021-08-24 | Zoll Medical Corporation | External pacing device with discomfort management |
| US11857327B2 (en) | 2012-05-31 | 2024-01-02 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US10898095B2 (en) | 2012-05-31 | 2021-01-26 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US11992693B2 (en) | 2012-05-31 | 2024-05-28 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for detecting health disorders |
| US8983597B2 (en) | 2012-05-31 | 2015-03-17 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US9675804B2 (en) | 2012-05-31 | 2017-06-13 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US9814894B2 (en) | 2012-05-31 | 2017-11-14 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for detecting health disorders |
| US10441804B2 (en) | 2012-05-31 | 2019-10-15 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for detecting health disorders |
| US9320904B2 (en) | 2012-05-31 | 2016-04-26 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US10384066B2 (en) | 2012-05-31 | 2019-08-20 | Zoll Medical Corporation | Medical monitoring and treatment device with external pacing |
| US10328266B2 (en) | 2012-05-31 | 2019-06-25 | Zoll Medical Corporation | External pacing device with discomfort management |
| US11266846B2 (en) | 2012-05-31 | 2022-03-08 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for detecting health disorders |
| US10806940B2 (en) | 2013-06-28 | 2020-10-20 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods of delivering therapy using an ambulatory medical device |
| US9987497B2 (en) | 2013-06-28 | 2018-06-05 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods of delivering therapy using an ambulatory medical device |
| US11872406B2 (en) | 2013-06-28 | 2024-01-16 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods of delivering therapy using an ambulatory medical device |
| US9579516B2 (en) | 2013-06-28 | 2017-02-28 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods of delivering therapy using an ambulatory medical device |
| US11179570B2 (en) | 2014-12-18 | 2021-11-23 | Zoll Medical Corporation | Pacing device with acoustic sensor |
| US11766569B2 (en) | 2014-12-18 | 2023-09-26 | Zoll Medical Corporation | Pacing device with acoustic sensor |
| US10201711B2 (en) | 2014-12-18 | 2019-02-12 | Zoll Medical Corporation | Pacing device with acoustic sensor |
| US11160511B2 (en) | 2015-03-18 | 2021-11-02 | Zoll Medical Corporation | Medical device with acoustic sensor |
| US10321877B2 (en) | 2015-03-18 | 2019-06-18 | Zoll Medical Corporation | Medical device with acoustic sensor |
| US11937950B2 (en) | 2015-03-18 | 2024-03-26 | Zoll Medical Corporation | Medical device with acoustic sensor |
| US10729910B2 (en) | 2015-11-23 | 2020-08-04 | Zoll Medical Corporation | Garments for wearable medical devices |
| US11617538B2 (en) | 2016-03-14 | 2023-04-04 | Zoll Medical Corporation | Proximity based processing systems and methods |
| US11009870B2 (en) | 2017-06-06 | 2021-05-18 | Zoll Medical Corporation | Vehicle compatible ambulatory defibrillator |
| US11894132B2 (en) | 2018-09-28 | 2024-02-06 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for device inventory management and tracking |
| US11890461B2 (en) | 2018-09-28 | 2024-02-06 | Zoll Medical Corporation | Adhesively coupled wearable medical device |
| US11568984B2 (en) | 2018-09-28 | 2023-01-31 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for device inventory management and tracking |
| US11590354B2 (en) | 2018-12-28 | 2023-02-28 | Zoll Medical Corporation | Wearable medical device response mechanisms and methods of use |
| CN113823378A (zh) * | 2020-06-19 | 2021-12-21 | 华为技术有限公司 | 运动次数的确定方法和终端 |
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