JP2019013479A - 心拍・呼吸計測システム及び心拍・呼吸計測方法 - Google Patents

Abstract

【課題】心拍及び呼吸の非接触での計測が、簡単且つ低消費電力な構成でほぼリアルタイムに行えるようにする【解決手段】ドップラーレーダーの受信信号から、心拍成分が含まれる周波数帯域と呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出する第１フィルタと、第１フィルタで抽出された心拍成分及び呼吸成分から、呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出し、心拍成分が含まれる周波数帯域を除去する第２フィルタと、第１フィルタで抽出された心拍成分及び呼吸成分から、第２フィルタで抽出された周波数成分を減算して、心拍成分を抽出する減算器とを備える。そして、第２フィルタで抽出された呼吸成分が含まれる信号と、減算器で抽出された心拍成分が含まれる信号とを解析して、被験者の心拍及び呼吸の計測結果を得る。【選択図】図１

Description

本発明は、非接触で被験者の心拍及び呼吸を計測する心拍・呼吸計測システム、及び心拍・呼吸計測方法に関する。

従来、レーダーを使って、被験者と非接触な状態で、心拍や呼吸を計測する装置が提案されている。
例えば特許文献１には、マイクロ波を被験者に照射し、その反射波を使って呼吸数や心拍数を計測する計測装置が記載されている。
特許文献１に記載の技術は、被験者に触れない状態で呼吸数や心拍数を計測することで、被験者への負担を極めて少なくして、被験者の状態を診断することができる。つまり、被験者にとっては、無意識で呼吸数や心拍数を計測することができるので、被験者を診断する用途を拡張することが可能になる。例えば、高齢者が居住する施設において、ベッドで寝ている被験者の呼吸数や心拍数を、非接触で常時計測することができれば、睡眠障害や心臓の異常などを適切に検知できるようになる。

特開２００９−１７２１７６号公報

従来のレーダーを使った呼吸数や心拍数の計測装置は、被験者から反射した信号を、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を行って周波数成分ごとに分離し、呼吸に相当する周波数成分と心拍に相当する周波数成分を取得していた。つまり、それぞれの周波数成分から呼吸数や心拍数を得るようにしていた。ＦＦＴを使うと、目的とする周波数成分を的確に抽出することができるので、計測精度の向上からは好ましいが、ＦＦＴの演算を実行する回路は構成が複雑になるという問題があった。そのため、計測装置が複雑化かつ大型化し、消費電力が増大するという問題を抱えていた。

ＦＦＴを使って演算処理を行う従来型の計測装置では、小型化や低消費電力化には限界があった。また、ＦＦＴの演算を行うためには、それぞれの周波数成分について複数の波長の成分が必要であるため、計測される呼吸数や心拍数は、被験者のリアルタイムの状態を即座に示した値とは言えない。
具体的には、呼吸数の正常値は毎分十数回前後であり、例えば毎分１０回の呼吸であると仮定すると、１呼吸が６秒であり、その１呼吸６秒の信号をＦＦＴの演算を行うために複数波長分取得するためには数十秒の計測信号を取得する必要があった。

したがって、ＦＦＴの演算を行う計測装置では、例えば１回の呼吸に相当する短時間の計測信号から、呼吸の周期を即座に検出することは困難であった。
これに対し、非接触で呼吸数や心拍数を計測する装置とすることで、装置の小型化と低消費電力化を図ることができれば、一般家庭で心拍や呼吸を日常的に計測できるようになる点で、計測装置の用途が広がる可能性がある。

本発明は、心拍及び呼吸の非接触での計測を、簡単かつ低消費電力な構成でほぼリアルタイムに行うことができるようにすることを目的とする。

本発明の心拍・呼吸計測システムは、被験者に照射した電波の反射波を受信するドップラーレーダーと、ドップラーレーダーの受信信号から、心拍成分が含まれる周波数帯域と呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出する第１フィルタと、第１フィルタで抽出された心拍成分及び呼吸成分から、呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出し、心拍成分が含まれる周波数帯域を除去する第２フィルタと、第１フィルタで抽出された心拍成分及び呼吸成分から、第２フィルタで抽出された周波数成分を減算して、心拍成分を抽出する減算器と、第２フィルタで抽出された呼吸成分が含まれる信号をデジタル変換すると共に、減算器で抽出された心拍成分が含まれる信号をデジタル変換するデジタル変換器と、デジタル変換器により変換された信号を解析して、被験者の心拍及び呼吸の計測結果を得るデータ処理部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明の心拍・呼吸計測方法は、被験者に照射した電波の反射波をドップラーレーダーで得、得られた受信信号から、心拍成分が含まれる周波数帯域と呼吸成分が含まれる周波数帯域とを抽出する第１のフィルタ処理と、第１のフィルタ処理で抽出された心拍成分及び呼吸成分から、呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出し、心拍成分が含まれる周波数帯域を除去する第２のフィルタ処理と、第１のフィルタ処理で抽出された心拍成分及び呼吸成分から、第２のフィルタ処理で抽出された周波数成分を減算して、心拍成分を抽出する減算処理と、第２のフィルタ処理で抽出された信号をデジタル変換すると共に、減算処理で抽出された信号をデジタル変換するデジタル変換処理と、デジタル変換処理により変換された信号を解析して、前記被験者の心拍及び呼吸の計測結果を得るデータ処理と、を含むことを特徴とする。

本発明によれば、被験者の呼吸と心拍に伴う微細な動きを捉え、非接触で心拍数と呼吸数を迅速且つ的確に計測することができる、小型かつ安価なシステムを提供することができる。

本発明の一実施の形態例による心拍・呼吸計測システムの全体構成を示すブロック図である。 本発明の一実施の形態例によるドップラーレーダーの構成図である。 本発明の一実施の形態例による心拍・呼吸計測装置のアナログ信号処理部の回路図である。 本発明の一実施の形態例による各フィルタの通過帯域の例を示す特性図である。 本発明の一実施の形態例による第１バンドパスフィルタの出力波形Ｖ_Ｉと、第２バンドパスフィルタの出力波形（呼吸成分の信号）Ｖ_ＲＲＩの例を示す波形図である。 本発明の一実施の形態例による呼吸成分の信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱの波形と、吸気及び呼気の判別状態の例を示す波形図である。 本発明の一実施の形態例による第１バンドパスフィルタの出力波形Ｖ_Ｉに含まれる心拍成分の例を示す波形図である。 本発明の一実施の形態例による減算器の出力波形（心拍成分の信号）Ｖ_ＨＲＩの例を示す波形図である。 本発明の一実施の形態例による心拍及び呼吸の検出処理例を示すフローチャートである。 本発明の一実施の形態例による呼気期間及び吸気期間と各期間での心拍の検出状態の例を示す波形図である。 本発明の他の実施の形態例による心拍・呼吸計測システムの全体構成を示すブロック図である。 図１１の例による各フィルタの通過帯域の例を示す特性図である。

以下、本発明の一実施の形態例（以下、「本例」と称する。）を、図１〜図１０を参照して説明する。
［１．心拍・呼吸計測システムの全体構成］
図１は、本例の心拍・呼吸計測システムの全体構成を示すブロック図である。
本例のシステムは、心拍・呼吸計測装置１００と、表示装置２００と、記録装置３００で構成される。心拍・呼吸計測装置１００には、ドップラーレーダー１０が接続され、ドップラーレーダー１０で得た受信信号から、心拍・呼吸計測装置１００によって被験者の心拍数及び呼吸数が計測される。

ドップラーレーダー１０は、被験者に対して所定の周波数帯の送信信号Ｔｘを送信し、被験者で反射した信号を受信信号Ｒｘとして取得する。受信信号Ｒｘは、心拍・呼吸計測装置１００に供給される。この場合、受信信号Ｒｘは、実数成分（Ｉ信号）と虚数成分（Ｑ信号）とを含む。ドップラーレーダー１０の構成例については後述する（図２）。

心拍・呼吸計測装置１００は、ドップラーレーダー１０から得られたＩ信号とＱ信号とを、それぞれ別にアナログ信号処理して、呼吸成分が含まれた呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱと、心拍成分が含まれた心拍信号Ｖ_ＨＲＩ，Ｖ_ＨＲＱとを得る。なお、正常な成人の１分間の呼吸数の基準値は１２〜１６回前後であり、１分間の心拍数の基準値は５０〜９０回である。本明細書で述べる呼吸成分や心拍成分としては、これらの基準となる範囲からある程度の幅を持たせた周波数範囲として、異常がある場合の呼吸数や心拍数を検出するようにしている。
Ｉ信号の処理系とＱ信号の処理系は同一の構成であり、図１において、Ｉ信号を処理する処理部については、符号の末尾に「Ｉ」を付加し、Ｑ信号を処理する処理部については、符号の末尾に「Ｑ」を付加して示す。ここではＩ信号を処理する構成を説明するが、Ｑ信号も同様に処理される。

ドップラーレーダー１０から供給されたＩ信号は、増幅器１０１Ｉにより増幅された後、第１フィルタ１０２Ｉに供給される。第１フィルタ１０２Ｉは、Ｉ信号から呼吸成分と心拍成分が含まれる周波数帯域を抽出する第２フィルタ処理を行うバンドパスフィルタである。この第１フィルタ１０２Ｉにおいて、呼吸成分と心拍成分が含まれる周波数帯域よりも低域の帯域と高域の帯域が除去される。第１フィルタ１０２Ｉの具体例としては、例えば０．１５９Ｈｚから３．１８Ｈｚまでの帯域を抽出するバンドパスフィルタとする。

第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉは、第２フィルタ１０３Ｉに供給される。第２フィルタ１０３Ｉは、出力信号Ｖ_Ｉから呼吸成分が含まれる帯域を抽出する第２フィルタ処理を行うバンドパスフィルタである。この第２フィルタ１０３Ｉにより、呼吸成分が含まれる周波数帯域よりも低域の帯域と高域の帯域が除去される。第２フィルタ１０３Ｉの具体例としては、例えば０．１５９Ｈｚから０．２２１Ｈｚまでの帯域を抽出するバンドパスフィルタとする。
この第２フィルタ１０３Ｉにより、呼吸成分を含む信号である呼吸信号Ｖ_ＲＲＩが得られる。第２フィルタ１０３Ｉが出力する呼吸信号Ｖ_ＲＲＩは、アナログ／デジタル変換器１１１Ｉに供給され、デジタル変換処理が行われる。そして、デジタル変換されたデータがデータ処理部１１３に供給される。

また、第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉは、減算器１０５Ｉに供給される。そして、この減算器１０５Ｉで、出力信号Ｖ_Ｉから呼吸信号Ｖ_ＲＲＩが減算される減算処理が行われ、心拍成分が含まれる信号である心拍信号Ｖ_ＨＲＩが得られる。この場合、第２フィルタ１０３Ｉが出力する呼吸信号Ｖ_ＲＲＩは、位相補正器１０４Ｉにより第２フィルタ１０３Ｉによる位相変化が補正された上で、減算器１０５Ｉに供給される。
減算器１０５Ｉで得られた心拍信号Ｖ_ＨＲＩは、アナログ／デジタル変換器１１２Ｉでデジタルデータに変換され、データ処理部１１３に供給される。説明は省略するが、Ｑ信号についてもＩ信号と同様な処理が行われる。

このようにして得られた呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱ及び心拍信号Ｖ_ＨＲＩ，Ｖ_ＨＲＱは、それぞれ別のアナログ／デジタル変換器１１１Ｉ，１１１Ｑ，１１２Ｉ，１１２Ｑによりデジタルデータに変換され、データ処理部１１３に供給される。なお、図１では４つのアナログ／デジタル変換器１１１Ｉ，１１１Ｑ，１１２Ｉ，１１２Ｑをそれぞれ別の変換器として構成したが、例えば１つのアナログ／デジタル変換器を使って、４つの信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱ，Ｖ_ＨＲＩ，Ｖ_ＨＲＱをデジタルデータに変換するようにしてもよい。

データ処理部１１３は、デジタルデータに変換された呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱ及び心拍信号Ｖ_ＨＲＩ，Ｖ_ＨＲＱの解析処理を行い、呼吸数及び心拍数を計測する。データ処理部１１３で行われる解析処理の詳細については後述する。
データ処理部１１３における解析結果として得られた呼吸数及び心拍数は、心拍・呼吸計測装置１００に接続された表示装置２００に表示される。また、心拍・呼吸計測装置１００には記録装置３００が接続され、この記録装置３００に解析結果としての呼吸数及び心拍数が記録される。
なお、図１では表示装置２００や記録装置３００は、心拍・呼吸計測装置１００に直接接続するようにしたが、例えば心拍・呼吸計測装置１００が無線伝送部を備えて、その無線伝送部から無線伝送された呼吸数や心拍数の情報を、外部の装置が表示又は記録するようにしてもよい。

［２．ドップラーレーダーの構成］
図２は、ドップラーレーダー１０の構成例を示す。
ドップラーレーダー１０は、発振器１１を備える。発振器１１は、例えば２４ＧＨｚの信号を発振する。この発振器１１が出力する発振信号は、分波器１２を介して送信アンテナ１３に供給され、被験者に対して送信信号Ｔｘが送信される。そして、被験者の体表面で反射した反射波としての受信信号Ｒｘが受信アンテナ１４によって受信される。

受信アンテナ１４で得た受信信号Ｒｘは、第１ミキサ１５に直接供給されると共に、π／２移相器１７によりπ／２（９０°）シフトした信号が第２ミキサ１８に供給される。そして、発振器１１からの発振信号が、分波器１２及び１６を介して第１ミキサ１５及び第２ミキサ１８に供給され、それぞれのミキサ１５，１８でドップラー出力が得られる。第１ミキサ１５で得られるドップラー出力が、Ｉ信号になり、第２ミキサ１８で得られるドップラー出力が、Ｑ信号になる。

発明者らが実験した結果では、呼吸による体動の変位は４〜１２ｍｍであり、心拍による体動の変位は０．２〜０．５ｍｍであった。ドップラーレーダー１０は、非接触でこれらの呼吸及び心拍による体動の変位を検出する装置である。すなわち、ドップラーレーダー１０から被験者の体表面までの距離をｄ_０としたとき、呼吸や心拍による体動の変位での距離ｄ_０が変動し、その距離ｄ_０の変動を受信信号から検出する処理が行われる。
なお、ドップラーレーダー１０として２４ＧＨｚ帯を使用するのは一例であり、その他の周波数帯の信号を送信するドップラーレーダーとしてもよい。例えば、１０ＧＨｚ帯を使用したドップラーレーダーとすることもできる。

［３．心拍・呼吸計測装置のフィルタ構成及び特性］
図３は、心拍・呼吸計測装置のＩ信号を処理する第１フィルタ（バンドパスフィルタ）１０２Ｉ及び第２フィルタ（バンドパスフィルタ）１０３Ｉの構成を示す回路図である。Ｑ信号を処理する第１フィルタ１０２Ｑ及び第２フィルタ１０３Ｑについても、図３に示す第１フィルタ１０２Ｉ及び第２フィルタ１０３Ｉと同じ構成である。

バンドパスフィルタである第１フィルタ１０２Ｉの入力端子１０２ａには、コンデンサＣ１と抵抗器Ｒ１の直列回路を介して、演算増幅器１２１の−側入力端が接続される。また、演算増幅器１２１の−側入力端は、抵抗器Ｒ２とコンデンサＣ３の並列回路を介して接地電位部に接続される。
また、演算増幅器１２１の＋側入力端と出力端との間に、抵抗器Ｒ４が接続され、演算増幅器１２１の＋側入力端と接地電位部との間に、抵抗器Ｒ３が接続されている。演算増幅器１２１の出力端に得られる信号は、端子１０２ｂから第１フィルタ１０２Ｉの出力信号として取り出されると共に、第２フィルタ１０３Ｉに供給される。

バンドパスフィルタである第２フィルタ１０３Ｉは、第１フィルタ１０２Ｉと接続された入力部に、コンデンサＣ４と抵抗器Ｒ５の直列回路を介して演算増幅器１２２の−側入力端が接続される。また、演算増幅器１２２の−側入力端は、抵抗器Ｒ６とコンデンサＣ５の並列回路を介して接地電位部に接続される。
また、演算増幅器１２２の＋側入力端と出力端との間に、抵抗器Ｒ８が接続され、演算増幅器１２２の＋側入力端と接地電位部との間に、抵抗器Ｒ７が接続される。そして、演算増幅器１２２の出力端に得られる信号が、端子１０３ａから第２フィルタ１０３Ｉの出力信号として取り出される。

図４は、第１フィルタ１０２Ｉ及び第２フィルタ１０３Ｉの通過特性を示す図である。図４において、横軸は周波数［Ｈｚ］、縦軸は減衰量［ｄＢ］を示す。
ここでは、バンドパスフィルタである第１フィルタ１０２Ｉは、通過帯域Ｆａの下限周波数ｆ_Ｌ１を０．１５９Ｈｚとし、通過帯域の上限周波数ｆ_Ｈ１を３．１８Ｈｚとしている。第１フィルタ１０２Ｉの下限周波数ｆ_Ｌ１は、コンデンサＣ１と抵抗器Ｒ１との定数により決まり、上限周波数ｆ_Ｈ１は、コンデンサＣ３と抵抗器Ｒ２との定数により決まる。

また、バンドパスフィルタである第２フィルタ１０３Ｉは、通過帯域Ｆｂの下限周波数ｆ_Ｌ２を０．１５９Ｈｚとし、通過帯域の上限周波数ｆ_Ｈ２を０．２２１Ｈｚとしている。第２フィルタ１０３Ｉの下限周波数ｆ_Ｌ２は、コンデンサＣ４と抵抗器Ｒ５との定数により決まり、上限周波数ｆ_Ｈ２は、コンデンサＣ５と抵抗器Ｒ６との定数により決まる。
図４に示す特性Ｆｃは、２つのフィルタ１０２Ｉ及び１０３Ｉを通過した総合特性である。この２つのフィルタ１０２Ｉ及び１０３Ｉを通過した信号として、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱを得る。なお、図４に示す帯域Ｄｒは、呼吸成分が含まれる帯域であり、帯域Ｄｈは、心拍成分が含まれる帯域である。

［４．検出される信号の例］
図５は、第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉと、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩの例を示す。図５の横軸は時間（秒）、縦軸は電圧（Ｖ）を示す。
図５に示すように、第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉには、呼吸成分と心拍成分とが含まれている。そして、第２フィルタ１０３Ｉを通過した呼吸信号Ｖ_ＲＲＩには、心拍成分が除去され、呼吸に連動した振幅の変動が明確に現れるようになる。

図６は、Ｉ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩと、Ｑ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＱと、被験者の人体に装着した計測器から得た呼吸信号Ｖ_ｘの例を示す。被験者の人体に装着した計測器は、ベルトを使って肌の上に直接取り付けて、呼吸を計測するタイプのものであり、本例の心拍・呼吸計測装置で得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱと比較のために従来の計測器で得た呼吸信号Ｖ_ｘを示す。

図６に示すように、本例の心拍・呼吸計測装置で得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱは、いずれも従来の計測器で得た呼吸信号Ｖ_ｘと同様に被験者の呼吸状態を示した信号であり、本例の心拍・呼吸計測装置によって、呼吸数の計測が良好に行えることが分かる。
本例の心拍・呼吸計測装置のデータ処理部１１３は、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩの電圧波形の谷（図６で最もレベルが低い位置）となるタイミングｔ_ａ，ｔ_ｂ，ｔ_ｃ，ｔ_ｄ，・・・を検出し、その検出した谷で区切られる区間を１呼吸として判定する。具体的には、データ処理部１１３は、例えばタイミングｔ_ａとタイミングｔ_ｂとの間を１呼吸、タイミングｔ_ｂとタイミングｔ_ｃとの間が次の１呼吸、というように１つ１つの呼吸期間を順に判定する。

そして、データ処理部１１３は、電圧波形の谷に基づいて検出したそれぞれの呼吸期間の内で、前半の電圧が谷から高くなっている期間を吸気期間（肺に息を吸い込んでいる期間）とし、後半の電圧が谷に向かって低くなっている期間を呼気期間（肺から息を吐き出している期間）と判定する。なお、図６の例では、２つの呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱの内で、Ｉ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩから呼吸期間を検出する例を示したが、Ｑ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＱから呼吸期間を検出するようにしてもよい。

図７及び図８は、第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉ（図７）と、心拍信号Ｖ_ＨＲＩ（図８）の例を示す。これら図７及び図８において、横軸は時間（秒）、縦軸は電圧（Ｖ）を示す。
図７に示すように、第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉは、被験者の呼吸の周期に連動して電圧が上下するが、微少に電圧が上下する心拍成分についても含まれている。すなわち、１呼吸期間内に、心拍に連動して電圧が上下して、その上下する成分の最も高い位置であるピークｔ_１，ｔ_２，ｔ_３，・・・が現れている。
そして、図８に示すように、減算器１０５Ｉで得られる心拍信号Ｖ_ＨＲＩは、呼吸に対応した周波数成分が除去されて、心拍のピークｔ_１，ｔ_２，ｔ_３，・・・が明確化した信号になっている。データ処理部１１３は、このピークｔ_１，ｔ_２，ｔ_３，・・・から心拍を判定する処理を行う。すなわち、データ処理部１１３は、心拍信号Ｖ_ＨＲＩから検出したピークｔ_１，ｔ_２，ｔ_３，・・・を、心拍のタイミングとする処理を行う。

［５．呼吸及び心拍の判定処理］
図９は、データ処理部１１３が行う呼吸及び心拍の判定処理例を示すフローチャートである。ここでは、Ｉ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩと心拍信号Ｖ_ＨＲＩを使って、呼吸及び心拍を判定するものとする。
まず、データ処理部１１３は、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩと心拍信号Ｖ_ＨＲＩを取得し、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩのピーク検出（図８に示すｔ_１，ｔ_２，ｔ_３，・・・の検出）に基づいて心拍を検出すると共に、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩの谷から呼吸を検出する処理を行う（ステップＳ１１）。
そして、データ処理部１１３は、１呼吸期間分の呼吸信号Ｖ_ＲＲＩが入力されたか否かを判断する（ステップＳ１２）。すなわち、データ処理部１１３は、例えば図６に示す例の場合には、２つの谷ｔ_ａ，ｔ_ｂの検出により、１呼吸期間分の呼吸信号Ｖ_ＲＲＩが入力されたと判断する。ステップＳ１２の判断で、１呼吸期間分の呼吸信号Ｖ_ＲＲＩが入力されていないと判断すると（ステップＳ１２のＮＯ）、データ処理部１１３は、ステップＳ１１の検出処理に戻る。

そして、ステップＳ１２の判断で、１呼吸期間分の呼吸信号Ｖ_ＲＲＩが入力されたと判断すると（ステップＳ１２のＹＥＳ）、データ処理部１１３は、２つの谷（例えば図６に示すｔ_ａ，ｔ_ｂ）の間で、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩのレベルが高くなっている区間である吸気期間と、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩのレベルが低くなっている区間である呼気期間とを判別する。そして、データ処理部１１３は、吸気期間内に検出した１心拍の平均の長さと、呼気期間に検出した１心拍の平均の長さの比率を判断する（ステップＳ１３）。
すなわち、データ処理部１１３は、吸気期間内に検出した１心拍の平均の長さと、呼気期間に検出した１心拍の平均の長さを算出して、それぞれの平均の長さを比較し、吸気期間の１心拍の平均の長さと、呼気期間の１心拍の平均の長さとの比率を判断する。

次に、データ処理部１１３は、吸気期間の１心拍の平均の長さの方が、呼気期間の１心拍の平均の長さよりも短いか否かを判定する（ステップＳ１４）。この判定で、吸気期間の１心拍の平均の長さが、呼気期間の１心拍の平均の長さよりも短い場合（ステップＳ１４のＹＥＳ）、データ処理部１１３は、心拍の検出が適正であると判定して、１呼吸期間内の心拍の計測データを取り込む。そして、その心拍の計測データから、心拍数の計測データを得る処理を行う（ステップＳ１５）。この吸気期間の１心拍の平均の長さが、呼気期間の１心拍の平均の長さよりも短い状態は、呼吸性不整脈と称される現象である。
心拍数の計測データは、例えば１分間の心拍数に換算して、表示装置２００に表示されると共に、記録装置３００に記録される。

また、ステップＳ１４での判定で、吸気期間の１心拍の平均の長さが、呼気期間の１心拍の平均の長さと等しいか、あるいは吸気期間の１心拍の平均の長さの方が、呼気期間の１心拍の平均の長さよりも長い場合（ステップＳ１４のＮＯ）、データ処理部１１３は、正しく心拍を検出していないと判定して、該当する１呼吸期間での計測データを計測値としないエラー処理を行う（ステップＳ１６）。ステップＳ１５及びＳ１６の処理の後、ステップＳ１１の処理に戻る。

図１０は、吸気期間と呼気期間の検出と、それぞれの期間で検出される心拍のタイミングの例を示す。図１０Ａは、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩの例を示し、図１０Ｂは、心拍成分が含まれる信号Ｖ_Ｉの例を示す。なお、心拍の検出はこの信号Ｖ_Ｉから心拍成分を取り出した心拍信号Ｖ_ＨＲＩにより行われる。
図１０Ｂに示す例では、データ処理部１１３は、例えばタイミングｔ_１，ｔ_２，ｔ_３に検出した心拍が、吸気期間に検出した心拍であると判定する。また、タイミングｔ_４，ｔ_５，ｔ_６，ｔ_７，ｔ_８に検出した心拍が、呼気期間に検出した心拍であると判定する。そして、この判定に基づいて、データ処理部１１３は、ステップＳ１４〜Ｓ１６の処理を実行する。

なお、図９のフローチャートの説明では、データ処理部１１３は、Ｉ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ及び心拍信号Ｖ_ＨＲＩから呼吸数及び心拍数を得るようにしたが、Ｑ信号から得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＱ及び心拍信号Ｖ_ＨＲＱについても、同様の処理で呼吸数と心拍数を得るようにしてもよい。この場合には、例えばデータ処理部１１３は、Ｉ信号から得た計測値とＱ信号から得た計測値とを比較して、適正と思われる計測値を、表示装置２００及び記録装置３００に出力する呼吸数及び心拍数とする。例えば、Ｉ信号を使った判断処理でステップＳ１６でのエラー処理が行われた場合でも、Ｑ信号を使った判断処理でステップＳ１５の心拍数の計測データを得る処理ができた場合には、Ｑ信号での計測結果を採用する。
また、心拍信号Ｖ_ＨＲＩ，Ｖ_ＨＲＱについては、心拍に基づいた電圧の変動が比較的小さいため、Ｉ信号から得た心拍信号Ｖ_ＨＲＩとＱ信号から得た心拍信号Ｖ_ＨＲＱのいずれからもデータ処理部１１３で心拍を検出できない期間が一時的に生じる可能性もある。このような場合には、その検出できない期間の前後の検出状態から補間などを行って、適正な心拍数を得る処理を行う。この補間を行う際には、データ処理部１１３は、該当する一時的に心拍を検出できない期間が、吸気期間であるのか、呼気期間であるのかを判別して、それぞれの期間に適した補間処理を行うことで、より適切な心拍数の判定ができるようになる。

以上説明したように、本例の心拍・呼吸計測システムによると、被験者（患者）の呼吸と心拍を非接触で良好に計測することができるようになる。すなわち、本例の場合には、少なくとも１呼吸期間の信号が取得できれば、１呼吸期間と１心拍の期間が分かり、呼吸数及び心拍数が得られる。これは、従来ＦＦＴの演算を行う場合に、少なくとも複数の呼吸期間の信号が必要であったものに比べて、非常に短時間で呼吸数及び心拍数が得られるようになり、ほぼリアルタイムで呼吸数や心拍数を計測できる効果を有する。
しかも、本例の場合には、心拍と呼吸を同時に計測できるため、呼吸性不整脈と称される現象、つまり息を吸い込むときに心拍が早くなり、息を吐き出すときに心拍が遅くなる現象を確かめて、その呼吸性不整脈の現象が現れているとき、呼吸数と心拍数が正しく計測できていると扱うようにしたことで、正確な計測データが得られる効果を有する。

また、本例の心拍・呼吸計測システムは、ＦＦＴのような複雑な演算処理を必要としない簡単な構成であるため、心拍・呼吸計測システムの小型化や低価格化を図ることができる。さらに、複雑な演算処理を必要としない簡単な構成であるため、心拍・呼吸計測システムの低消費電力化が図れ、例えば電池で長時間連続駆動が可能な心拍・呼吸計測システムとすることができる。

［６．他の実施の形態例（ローパスフィルタを使った例）］
図１１は、心拍・呼吸計測システムの他の実施の形態例を示す。
この図１１に示す例は、心拍・呼吸計測装置１００が備える第２フィルタ１０３Ｉ′，１０３Ｑ′として、バンドパスフィルタの代わりに、ローパスフィルタを使用したものである。
すなわち、図１１に示すように、Ｉ信号の処理系として、第１フィルタ１０２Ｉの出力信号Ｖ_Ｉを、ローパスフィルタである第２フィルタ１０３Ｉ′に供給し、第２フィルタ１０３Ｉ′で心拍成分が含まれる高域を除去し、呼吸成分が含まれる低域を通過させ、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩを得る。そして、第２フィルタ１０３Ｉ′で得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩをアナログ／デジタル変換器１１１Ｉに供給して、デジタルデータに変換し、変換されたデジタルデータをデータ処理部１１３に供給する。また、第２フィルタ１０３Ｉ′で得た呼吸信号Ｖ_ＲＲＩを、位相補正器１０４Ｉを介して減算器１０５Ｉに供給する。そして、出力信号Ｖ_Ｉから呼吸信号Ｖ_ＲＲＩを減算することにより、心拍信号Ｖ_ＨＲＩを得、心拍信号Ｖ_ＨＲＩをアナログ／デジタル変換器１１２Ｉに供給して、デジタルデータに変換し、変換されたデジタルデータをデータ処理部１１３に供給する。

Ｑ信号の処理系についても同様に、第１フィルタ１０２Ｑの出力信号Ｖ_Ｑを、ローパスフィルタである第２フィルタ１０３Ｑ′に供給し、第２フィルタ１０３Ｑ′で心拍成分が含まれる高域を除去し、呼吸成分が含まれる低域を通過させて、呼吸信号Ｖ_ＲＲＱを得ると共に、減算器１０５Ｑで心拍信号Ｖ_ＨＲＱを得る処理を行う。
なお、図１の例の場合には、位相補正器１０４Ｉ，１０４Ｑが、第２フィルタ（バンドパスフィルタ）１０３Ｉ，１０３Ｑによる位相遅れを補正するのに対して、図１１の例の場合、位相補正器１０４Ｉ，１０４Ｑは、第２フィルタ（ローパスフィルタ）１０３Ｉ′，１０３Ｑ′での位相遅れを補正する。

図１２は、第１フィルタ１０２Ｉ及び第２フィルタ１０３Ｉ′の通過特性を示す図である。図１２において、横軸は周波数［Ｈｚ］、縦軸は減衰量［ｄＢ］を示す。
ここでは、第１フィルタ１０２Ｉは、通過帯域Ｆａの下限周波数ｆ_Ｌ１を０．１５９Ｈｚとし、通過帯域の上限周波数ｆ_Ｈ１を３．１８Ｈｚとする。この第１フィルタ１０２Ｉの特性は、図４に示す特性と同じである。
また、第２フィルタ１０３Ｉ′は、通過帯域Ｆｂ′の上限周波数（カットオフ周波数）ｆ_Ｈ２を０．２２１Ｈｚとし、それより下の周波数を通過させる。
図１２に示す特性Ｆｃ′は、第１フィルタ１０２Ｉ及び第２フィルタ１０３Ｉ′を通過した総合特性である。この第１フィルタ１０２Ｉ及び第２フィルタ１０３Ｉ′を通過した信号として、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱを得る。

図１２に示す特性から分かるように、バンドパスフィルタとローパスフィルタとの組み合わせによって、呼吸信号Ｖ_ＲＲＩ，Ｖ_ＲＲＱを及び心拍信号Ｖ_ＨＲＩ，Ｖ_ＨＲＱを得ることもできる。ローパスフィルタである第２フィルタ１０３Ｉ′，１０３Ｑ′は、呼吸成分が含まれる帯域Ｄｒよりも低域の成分についても通過させる特性であるが、この帯域Ｄｒよりも低域の成分については、第１フィルタ１０２Ｉ，１０２Ｑで既に除去されているため、図１の例とほぼ同等の性能が得られる。

［７．変形例］
なお、上述した実施の形態では、ドップラーレーダー１０として、２４ＧＨｚの周波数信号を送信するものとした。この送信周波数は一例であり、例えば１０ＧＨｚなどのその他の周波数信号を送信するドップラーレーダーを使用してもよい。

また、図４や図１２に示す第１フィルタ（バンドパスフィルタ）や第２フィルタ（バンドパスフィルタ又はローパスフィルタ）の通過帯域についても一例であり、通過帯域の上限周波数や下限周波数として、その他の周波数としてもよい。但し、呼吸成分が含まれる周波数帯域や心拍成分が含まれる周波数帯域そのものは決まった帯域であり、上限周波数や下限周波数を変化させるとしても、上述した実施の形態例で説明した周波数の近傍の値とするのが好ましい。
また、図３に示した各フィルタの具体的な回路についても好適な一例を示したものであり、その他の回路構成のフィルタとしてもよい。

また、上述した実施の形態例では、ドップラーレーダー１０で得られたＩ信号（実数成分）とＱ信号（虚数成分）の双方をフィルタ処理して、Ｉ信号の呼吸成分及び心拍成分と、Ｑ信号の呼吸成分及び心拍成分の双方を得るようにした。計測精度を向上させる点からは、このように双方の信号から呼吸成分及び心拍成分を得るのが好ましいが、いずれか一方（例えばＩ信号）の呼吸成分及び心拍成分のみを得るようにして、より回路構成を簡易化するようにしてもよい。

また、上述した実施の形態例では、心拍・呼吸計測装置１００が、ドップラーレーダー１０から得た信号のフィルタ処理と、そのフィルタ処理した信号（心拍成分の信号及び呼吸成分の信号）をデジタル変換したデータから心拍及び呼吸を解析する処理を行うデータ処理とを行う構成とした。これに対して、例えば、データ処理部１１３での心拍及び呼吸の解析処理を行うソフトウェア（プログラム）が実装されたコンピュータ装置を用意して、そのコンピュータ装置のデータ入力部に、フィルタ処理などを行うアナログ回路系を備えた装置又は回路基板を接続して、上述した実施の形態例の心拍・呼吸計測システムと同様の計測処理が行えるようにしてもよい。この場合、表示装置２００や記録装置３００に相当する機能を、コンピュータ装置に内蔵させるようにしてもよい。
また、上述した実施の形態では、心拍や呼吸の解析結果として、１分間の心拍数や呼吸数を得るようにしたが、１分間の心拍数や呼吸数を得るのは一例であり、その他の形態で心拍や呼吸の解析結果を得て、それらの解析結果の表示や記録を行うようにしてもよい。

１０…ドップラーレーダー、１１…発振器、１２…分波器、１３…送信アンテナ、１４…受信アンテナ、１５…第１ミキサ、１７…π／２移相器、１８…第２ミキサ、１００…心拍・呼吸計測装置、１０１Ｉ，１０１Ｑ…増幅器、１０２Ｉ，１０２Ｑ…第１フィルタ（バンドパスフィルタ）、１０３Ｉ，１０３Ｑ…第２フィルタ（バンドパスフィルタ）、１０３Ｉ′，１０３Ｑ′…第２フィルタ（ローパスフィルタ）、１０４Ｉ，１０４Ｑ…位相補正器、１０５Ｉ，１０５Ｑ…減算器、１１１Ｉ，１１１Ｑ，１１２Ｉ，１１２Ｑ…アナログ／デジタル変換器、１１３…データ処理部、１２１，１２２…演算増幅器、２００…表示装置、３００…記録装置

Claims (5)

1. 被験者に照射した電波の反射波を受信するドップラーレーダーと、
   前記ドップラーレーダーの受信信号から、心拍成分が含まれる周波数帯域と呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出する第１フィルタと、
   前記第１フィルタで抽出された心拍成分及び呼吸成分から、呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出し、心拍成分が含まれる周波数帯域を除去する第２フィルタと、
   前記第１フィルタで抽出された心拍成分及び呼吸成分から、前記第２フィルタで抽出された周波数成分を減算して、心拍成分を抽出する減算器と、
   前記第２フィルタで抽出された呼吸成分が含まれる信号をデジタル変換すると共に、前記減算器で抽出された心拍成分が含まれる信号をデジタル変換するデジタル変換器と、
   前記デジタル変換器により変換された信号を解析して、前記被験者の心拍及び呼吸の計測結果を得るデータ処理部と、を備える
   心拍・呼吸計測システム。
2. 前記データ処理部は、呼吸に対応して変動する電圧波形の谷を検出して１呼吸期間を検出し、さらに１呼吸期間の吸気期間と呼気期間を検出し、
   前記吸気期間に検出された１心拍の平均期間と、前記呼気期間に検出された１心拍の平均期間とを比較して、前記吸気期間に検出された１心拍の平均期間が、前記呼気期間に検出された１心拍の平均期間よりも短いとき、該当する１呼吸期間に検出された心拍が、適正な計測結果と判断する
   請求項１に記載の心拍・呼吸計測システム。
3. 前記第１フィルタは、心拍成分と呼吸成分が含まれる周波数帯域よりも低域と高域を除去するバンドパスフィルタであり、
   前記第２フィルタは、呼吸成分が含まれる周波数帯域よりも高域を除去するローパスフィルタ、又は呼吸成分が含まれる周波数帯域よりも低域と高域を除去するバンドパスフィルタである
   請求項１に記載の心拍・呼吸計測システム。
4. 前記第１フィルタは、約０．１Ｈｚから約３．１Ｈｚの帯域を抽出するフィルタであり、
   前記第２フィルタは、約０．４Ｈｚよりも下の帯域を通過させるフィルタである
   請求項３に記載の心拍・呼吸計測システム。
5. 被験者に照射した電波の反射波をドップラーレーダーで得、得られた受信信号から、心拍成分が含まれる周波数帯域と呼吸成分が含まれる周波数帯域とを抽出する第１のフィルタ処理と、
   前記第１のフィルタ処理で抽出された心拍成分及び呼吸成分から、呼吸成分が含まれる周波数帯域を抽出し、心拍成分が含まれる周波数帯域を除去する第２のフィルタ処理と、
   前記第１のフィルタ処理で抽出された心拍成分及び呼吸成分から、前記第２のフィルタ処理で抽出された周波数成分を減算して、心拍成分を抽出する減算処理と、
   前記第２のフィルタ処理で抽出された信号をデジタル変換すると共に、前記減算処理で抽出された信号をデジタル変換するデジタル変換処理と、
   前記デジタル変換処理により変換された信号を解析して、前記被験者の心拍及び呼吸の計測結果を得るデータ処理と、を含む
   心拍・呼吸計測方法。
   

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