JP2628690B2 - Respiration rate monitoring device - Google Patents

Respiration rate monitoring device

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【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、外部からのノイズや干渉の影響を受けない呼吸数モニタ装置に関するものである。 BACKGROUND OF THE INVENTION Technical Field The present invention relates to breathing rate monitor device which is not influenced by the noise and external interference.

従来技術とその問題点 従来から、患者の呼吸数を比較的長い期間にわたって監視することが望まれている。 From the prior art and problems related art, it is desired to monitor for a relatively long period respiration rate of the patient. 特に、乳幼児の突然死症候群(SIDS;Sudden Infant Death Syndrome)に罹り易いと思われる患者の場合には、呼吸数を正確にモニタすることが肝要となる。 In particular, sudden death syndrome infant; if the patient appears to susceptible to (SIDS Sudden Infant Death Syndrome) is, it is important to accurately monitor the respiration. したがって、SIDSに罹る危険性が高いと思われる幼児に対しては、種々の呼吸数モニタ装置を用いることにより無呼吸状態あるいは呼吸の中止状態を検出することが行われている。 Thus, for infants that are considered to have a high risk of contracting the SIDS, detecting the stop state of apnea or breathing it has been performed by the use of a variety of respiratory rate monitor device.

上記のような無呼吸状態の検出器で最も一般的に量産されているものの一つとして、インピーダンスニューモグラフに基づくモニタ装置が挙げられる。 One of those most commonly mass production detector apnea as described above, include a monitor device based on the impedance pneumograph. このようなモニタ装置は、胸部に取り付けられた複数の電極間に交流信号を印加させることにより作動されるようになっており、電極が取り付けられた胸部が拡張する毎にそれら電極間のインピーダンスの変化を測定することにより、呼吸が検出されるのである。 Such monitoring device is adapted to be actuated by applying an AC signal between a plurality of electrodes attached to the chest, the impedance between the electrodes every time the chest electrodes are attached to extensions by measuring the change is the breathing is detected. 詳しくは、前記電極間で測定されたインピーダンスと静止する被測定者内の胸郭の容量変動との間の関係に基づいて作動されるものであり、 For details, which are operated on the basis of the relationship between the capacitance variation of the rib cage in the subject to be stationary and the measured impedance between said electrodes,
被測定者の測定部位における動作によって、検出された交流信号の振幅に影響が与えられる。 The operation in the measurement site of the subject, given the effect on the amplitude of the detected AC signal. しかしながら、かかる従来のモニタ装置においては、呼吸をしていない状態の被測定者がいくらか動いた場合には、呼吸波形に類似した波形の信号が発生させられて、検出結果の精度が充分に得られないという不都合があった。 However, such a conventional monitoring device, when the subject's state of not breathing is somewhat moving, the signal of similar waveform is caused to occur in the respiratory waveform, sufficiently obtained is detected result accuracy is there has been a disadvantage that.

また、被測定者の胸部と背部とにそれぞれ取り付けられた電極間の距離に関係して呼吸を検出する磁力計に基づいたモニタ装置も提供されている。 Moreover, it is also provided a monitor device based on magnetometer for detecting breathing in relation to the distance between the electrodes attached respectively to the chest and back of the subject. かかるモニタ装置を呼吸の検出に用いることは可能であるが、このモニタ装置は所謂モーションアーチファクトや誤った信号による誤った呼吸検出に対して非常に敏感に反応してしまう。 Although it is possible to use such a monitoring device for detection of respiratory, the monitoring device would be very sensitive to the respiratory false detection due to so-called motion artifact or incorrect signal.

さらに、上記2つの形式のモニタ装置においては、実際の空気の流れを妨げる妨害物があるにも拘わらず被測定者が呼吸しようとして胸郭を拡張させることによって、誤った呼吸の表示が行われてしまうという問題がある。 Furthermore, the monitor device of the above two forms, by expanding the thorax trying actual measured person despite the obstruction that prevents the flow of air breathing, it is performed the display of incorrect breathing there is a problem that put away.

これに対して、近年、被測定者の呼吸音に基づいて呼吸数を検出する形式の呼吸数モニタ装置が考えられているが、かかるモニタ装置によっても、呼吸音と呼吸とは無関係の音とを識別する点において問題があった。 In contrast, in recent years, but have been considered format respiratory rate monitoring device for detecting the respiration based on the subject's breath sounds, even by such a monitoring device, unrelated sounds and breathing and respiratory sounds there is a problem in the point that identifies the. それら呼吸とは無関係の他の音とは、被測定者自身に起因するノイズ(たとえば会話、いびき、腹部音、筋肉音、および心音など)あるいは外部からのノイズ(機械ノイズ、被測定者以外の者の会話、テレビやラジオの音声、 The unrelated other sounds from their breathing, noise caused by the subject itself (e.g. conversation, snoring, abdominal tone, muscle tone, and heart sounds, etc.) or external noise (machines noise, other than the person to be measured in the conversation, TV and radio voice,
足音やドアを閉める音)によるものである。 It is due to sound) to close the footsteps and doors. 被測定者に起因して発生するノイズは主に心音によるものであるが、このようなノイズから呼吸音だけを取り出すことは困難であった。 Noise generated due to the measured person is mainly due to heart sounds, but it is difficult to take out only the breath sound from such noises.

問題点を解決するための手段 本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その要旨とするところは、生体の呼吸数を検出するモニタ装置であって、(a)前記生体から発生する音響エネルギーを検出するとともに、その音響エネルギーに応答して呼吸音に対応する第1成分と心音に対応する第2成分と外部ノイズに対応する第3成分とを含む第1出力信号を発生させる第1出力信号供給手段と、(b)予め設定された周波数帯域の信号成分を濾波することにより、前記第1出力信号から前記第2成分および前記第3 It means present invention for solving the problems, which has been completed with the above view in mind and has its gist, a monitoring device for detecting the respiration rate of a living body, (a) the biological It detects the acoustic energy generated from the first output signal and a third component corresponding to the second component and the external noise corresponding to the first component and the heart sound corresponding to breathing sounds in response to the acoustic energy a first output signal supply means for generating, (b) by filtering the signal component of predetermined frequency band, said second component from said first output signal and the third
成分を除去するとともに、前記呼吸音のみに対応する第2出力信号を発生させる第2出力信号発生手段と、 To remove the component, and a second output signal generating means for generating a second output signal corresponding only to the breath sounds,
(c)前記第2出力信号の二乗平均平方根値を算出する手段を含み、前記第2出力信号のエネルギーに対応する交流のエネルギー信号を発生させるエネルギー信号発生手段と、(d)予め定められた帯域幅内の前記エネルギー信号における零交差を識別するとともに、それら零交差を前記生体の呼吸数と関連させる零交差識別手段と、 (C) includes means for calculating the root mean square value of the second output signal, and the energy signal generating means for generating energy signal of the AC corresponding to the energy of the second output signal, a predetermined (d) with identifying zero crossings in said energy signal within the bandwidth, and their zero crossing zero crossing identifying means it is associated with respiratory rate of said living body,
を含むことにある。 It lies in including.

作用および発明の効果 このようにすれば、第2出力信号発生手段において、 If so this effect of action and the invention, in the second output signal generating means,
予め設定された周波数帯域の信号成分を濾波することにより、第1出力信号発生手段から発生された生体の音響エネルギーに対応する第1出力信号から、心音に対応する第2成分と外部ノイズに対応する第3成分とが除去されるとともに、呼吸音に対応する第1成分のみを含む第2出力信号がエネルギー信号発生手段によりその二乗平均平方根値を算出することにより交流のエネルギー信号に変更され、零交差識別手段によって、そのエネルギー信号内における零交差が識別されるとともに呼吸数と関連づけられるのである。 By filtering the signal component of predetermined frequency band, from the first output signal corresponding to the acoustic energy of a living body that is generated from the first output signal generating means, corresponding to the second component and the external noise that corresponds to the heart sound together with a third component is removed to is changed to the energy signal of the AC by the second output signal containing only the first component to calculate the root-mean-square value by the energy signal generating means corresponding to the breath sounds, the zero crossing identifying means is associated with respiratory rate with a zero crossing is identified within that energy signal.

したがって、本発明の呼吸数モニタ装置によれば、呼吸音のみに対応する第2出力信号に基づいて呼吸数が検出されるので、生体の心音や外部からのノイズによる影響を受けることがなく、装置の検出精度が向上されるという効果が得られる。 Therefore, according to the respiration rate monitor device of the present invention, since the respiratory rate based on the second output signal corresponding only to the breathing sound is detected, without being influenced by the biological heart sound or noise from the outside, effect that the detection accuracy of the device is improved is obtained.

なお、前記第2出力信号発生手段は、好適には、300 Incidentally, the second output signal generating means, preferably, 300
乃至600Hzの通過許容範囲を備えたバンドパスフィルタを含むものである。 Or those comprising a bandpass filter having a pass tolerance of 600 Hz.

実施例 以下に、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。 The following examples will be described in detail with reference to embodiments of the present invention with reference to the drawings.

第1図は、本実施例の呼吸数モニタ装置10の構成を示すブロック線図である。 Figure 1 is a block diagram showing the configuration of a breathing rate monitor device 10 of the present embodiment. なお、A/D変換器18から表示器4 The display device 4 from the A / D converter 18
4までの間の一部若しくは全部は所謂マイクロコンピュータによって構成され得る。 Some or all of until 4 may be constituted by a so-called microcomputer.

呼吸音センサ12は、たとえばマイクロフォンなどから構成されており、予め定められた帯域幅内の音響エネルギー(すなわち被測定者の呼吸音)に対して感応するように周波数特性が設定されている。 Breath sound sensor 12, for example, consists of a microphone, the frequency characteristic to be sensitive is set to the acoustic energy within the bandwidth a predetermined (i.e. subject's breathing sound). なお、呼吸音センサ It should be noted, breathing sound sensor
12としては、マイクロフォンや圧電センサなどの、種々の形式のセンサが用いられ得る。 The 12, such as a microphone or a piezoelectric sensor, a sensor of various types may be used. 呼吸音センサ12からは、被測定者の呼吸音に関連した成分,被測定者の心音に関連した成分,および被測定者による生理的なノイズおよび外部からのノイズに関連した成分をそれぞれ含む波形に対応する電気的な出力信号が発生されるようになっている。 From breath sound sensor 12, waveform including each component associated with the subject's breathing sounds, of the subject heart sounds related with components, and the person to be measured by physiological noise and noise in the associated component from the outside electrical output signal corresponding is adapted to be generated in. したがって、呼吸音センサ12が本実施例の第1出力信号供給手段として機能する。 Therefore, breath sound sensor 12 functions as a first output signal supplying means of the present embodiment. この出力信号は、 This output signal,
増幅器14において増幅されるとともに、信号の通過許容範囲が0.1Hz〜1000Hzに設定されたバンドパスフィルタ1 While being amplified in an amplifier 14, a band-pass filter 1 passes allowable range of signal is set to 0.1Hz~1000Hz
6により濾波された後、A/D変換器18によりデジタル化される。 After being filtered by 6, it is digitized by the A / D converter 18. なお、A/D変換器18においては、信号のサンプリングは約4000Hzに対応した周期にて行われる。 In the A / D converter 18, signal sampling is performed in a period corresponding to approximately 4000 Hz. 第2図に示すように、A/D変換器18から出力された正常な出力信号の波形20においては、比較的高い振幅の第1成分21が被測定者の心臓から発生する音響信号を表し、比較的低い振幅の第2成分22が、被測定者の呼吸音と被測定者の生理的要因および外的要因に起因して発生される複数の他の信号成分とを表している。 As shown in FIG. 2, the waveform 20 of a normal output signal outputted from the A / D converter 18 represents the acoustic signal first component 21 of relatively high amplitude is generated from the heart of the subject the second component 22 of relatively low amplitude, represents a plurality of other signal component generated due to physiological factors and external factors of breath sounds and the subject of the measurement subject.

上記波形20から呼吸数を求めるに際しては、前記被測定者の呼吸音と前記他の信号成分とを表す第2成分22を増幅するとともに、心音に対応する第1成分21や他の信号成分を除去するのである。 In determining the respiration from the waveform 20, the amplifies a second component 22 which represents the the subject's breathing sounds the other signal component, the first component 21 and the other signal component corresponding to the heart sound than is removed. このとき、信号はアナログ状態よりもデジタル状態である方が、信号の通過許容範囲がより正確に得られる。 At this time, the signal is better is a digital state than the analog state, pass allowable range of signal can be obtained more accurately. また、信号は高い周波数においてサンプリングされることが望ましい。 Further, the signal it is desirable that the sampling at high frequencies. 以上のようなことから、A/D変換器18からの出力信号は、信号の通過許容範囲が300〜600Hzに予め設定されたバンドパスフィルタ24において濾波されることにより、その通過許容範囲を外れる心音を表す第1成分21と前記他の信号成分とが除去された後、データ数減少モジュール26において2 For the reasons described above, the output signal from the A / D converter 18, by passing allowable range of signal is filtered in a bandpass filter 24 which is previously set to 300~600Hz, deviates the pass tolerance after the first component 21 representing the heart sound and the other signal components are eliminated, 2 in the number of data reduction module 26
対1の割合で第2成分22のデータ数が減少される。 The number of data of the second component 22 is reduced at a ratio of: 1. この状態における出力信号の波形27においては、第3図に示すように、第1成分21および前記他の信号成分は除去されているとともに、呼吸音を表す第2成分22に対応する信号は増幅されている。 In the waveform 27 of the output signal in this state, as shown in FIG. 3, the first component 21 and the other signal components are removed, a signal corresponding to the second component 22 which represents a breathing sound is amplified It is.

波形27において呼吸音を識別するためには、予め定められた時間幅の可動ウィンドウ28(第1図に示す)を用いて、波形27中の連続する大きな信号エネルギーの塊を検出するのである。 To identify the breath sounds in the waveform 27, by using the movable window 28 of a predetermined time width (shown in FIG. 1), it is to detect the mass of large signal energy continuously in waveform 27. すなわち、可動ウィンドウ28の時間幅内における波形27の二乗平均平方根値を次式(1)を用いて順次算出して、エネルギー信号y(n)を求めるのである。 That is, by sequentially calculating the root mean square value of the waveform 27 at the time width of the moving window 28 using the following equation (1) is to determine the energy signal y (n).

但し、 nおよびj:信号のインデックス (1)式において、可動ウィンドウ28の時間幅は変数Nによって決定されるものであり、本実施例においてはその時間幅は0.125秒である。 However, n and j: the signal of the index (1), the time width of the moving window 28 is to be determined by the variable N, the time width in this embodiment is 0.125 seconds.

次に、平滑フィルタ30において、次式(2)からエネルギー信号y(n)の平均値がたとえば0.5秒の予め定められた時間幅毎に算出される。 Then, the smoothing filter 30 is calculated from the following equation (2) to an average value, for example, every predetermined time width of 0.5 second energy signal y (n).

(2)式においては、上記時間幅は変数Mによって決定される。 In (2), the time width is determined by the variable M. 以上のようにエネルギー信号y(n)の平均値を求めて平滑化することにより信号y′(n)が得られて、実質的にはローパスフィルタを用いたのと同じ効果が得られる。 The signal y '(n) is obtained by smoothing the average value of the energy signal y (n) as described above, substantially the same effect as using a low-pass filter is obtained.

続いて、直流成分除去モジュール34において、たとえば4秒の予め定められた時間幅毎に前記エネルギー信号y′(n)の平均値が次式(3)に示すように減じられることにより、信号y′(n)から直流成分が除去される。 Subsequently, the DC component removal module 34, for example by the average value of the energy signal y for each predetermined time width of 4 seconds' (n) is reduced as shown in the following equation (3), the signal y 'DC component is removed from the (n).

この直流成分除去モジュール34は、実質的には、遮断周波数が(3)式の数値Lであるハイパスフィルタとして作動する。 The DC component removal module 34 is essentially cut-off frequency (3) operates as a high pass filter is a type of numerical L. この結果、エネルギー信号y′(n)は、第4図に示す波形35を有する交流の信号y″(n)に変化させられる。したがって、本実施例においては、可動ウィンドウ28,平滑フィルタ30,および直流成分除去モジュール34が、エネルギー信号発生手段を構成する。 As a result, the energy signal y '(n) is varied to the AC signal y having a waveform 35 shown in FIG. 4 "(n). Accordingly, in this embodiment, the movable window 28, a smoothing filter 30, and the DC component removal module 34 constitutes an energy signal generating means.

波形35には、複数の頂点と谷部とが含まれており、それら頂点は吸気音あるいは呼気音を表している。 The waveform 35, are included and valleys plurality of vertices, which vertices represent the intake sound or breath sound. 波形35 Waveform 35
は、帯域内零交差検出器38により処理されるのであるが、以下にこの作動を第4図aに示す波形40を用いて説明する。 Is is being processed by the in-band zero-crossing detector 38 will be described with reference to a waveform 40 indicating the operation in FIG. 4 a below. 波形40には、波形35と同様に複数の頂点および谷部が含まれている。 The waveform 40 includes a plurality of vertices and valleys like the waveform 35. 各頂点40aおよび40a′は、それぞれ吸気音或いは呼気音を表しており、また谷部40bは呼吸音の無いことを表す。 Each vertex 40a and 40a 'represent the respective intake sound or breath sound, also valleys 40b represents that no breathing sounds. このような波形40から呼吸音を求めるためには、波形40内において「大きく且つ正方向に向かう」零交差を決定しなければならない。 Such in order to determine from waveform 40 respiratory sounds must determine the "larger and toward the positive direction" zero crossing in the waveform 40. この零交差は、零軸を中心として予め設定された+Zから−Zまでの帯域を基準として決定されるものであり、本実施例においては、Zは50に設定されている。 This zero crossing is intended to be determined relative to the band from preset + Z around the zero axis to -Z, in this embodiment, Z is set to 50. すなわち、波形 In other words, the waveform
40が前記帯域内から下限を通過した後に再び帯域内に戻ってその上限を通過したときにおいて零軸と交差する点が1点であるときに、その点が零交差であると決定されるのである。 When 40 is one point is a point which intersects the zero axis at the time which has passed through the upper limit again returns to the band after passing through the lower limit from the said zone, since the point is determined to be zero crossing is there. たとえば、第4図aにおいては、40c,40d, For example, in Figure 4 a, 40c, 40d,
40eのいずれの点も零交差であるとは認められないが、 Although not admitted to be zero crossing any of the terms of the 40e,
点41は上記の条件を充たしているので、零交差として決定される。 Since point 41 that meet the above conditions it is determined as a zero crossing.

第4図の波形35においては、帯域内零交差検出器38によって、第5図に示すように吸気および呼気の発生を表す一連のマークが決定される。 In the waveform 35 of FIG. 4, the in-band zero-crossing detector 38, a series of marks that represent the intake and generation of exhalation as shown in Figure 5 is determined. そして、それらマークの発生時間から演算器42において呼吸数が算出されて、その呼吸数が表示器44において表示されるのである。 The respiration rate is calculated in the computing unit 42 from the time of occurrence of their marks, it is of the respiratory rate is displayed on the display 44. したがって、本実施例においては、帯域内零交差検出器38および演算器42が零交差識別手段を構成する。 Accordingly, in this embodiment, in-band zero-crossing detector 38 and the arithmetic unit 42 constitute the zero crossing identifying means. なお、演算器42において採用されている処理ルーチンは、周知の種々の演算技術から構成されている。 The processing routine is employed in the calculator 42 is composed of a variety of well known computing techniques.

以上のように、本実施例においては、外部からのノイズや干渉からの影響を受けることなく、被測定者の呼吸音から効率良く呼吸数を決定することができるのである。 As described above, in this embodiment, without being influenced from the noise and interference from the outside, it is possible to determine the efficiency respiration from the subject breath sounds.

なお、上述したのはあくまでも本発明の一実施例であり、本発明はその精神を逸脱しない範囲において種々変更が加えられ得るものである。 Incidentally, an example of the last present invention was described above, the present invention may variously changes are made without departing from the scope and spirit.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

第1図は本発明の一実施例である呼吸数モニタ装置の構成を示すブロック線図である。 FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a breathing rate monitor apparatus according to an embodiment of the present invention. 第2図は生物学用トランスジューサから得られた正常な呼吸音データを表すグラフである。 Figure 2 is a graph showing a normal respiratory sounds data obtained from biological for transducer. 第3図は、第2図に示す信号から心音が除去された結果残った信号波形を示すグラフである。 3 is a graph showing the remaining signal waveform results heart is removed from the signal shown in Figure 2. 第4図は、第3図に示す信号波形が平滑化され且つハイパスフィルタにより濾波された後のエネルギー信号の波形を表すグラフである。 Figure 4 is a graph showing the waveform of the energy signal after the signal waveform shown in Figure 3 is filtered by the smoothed and a high-pass filter. 第4図aは、帯域零交差検出器の作動を説明するためのグラフである。 Figure 4 a is a graph for explaining the operation of the band zero-crossing detector. 第5図は、第4図に示す波形が帯域零交差検出器により処理されたことにより得られた呼吸数データを表すグラフである。 Figure 5 is a graph showing a respiratory rate data obtained by the waveform shown in FIG. 4 has been processed by the band zero-crossing detector. 10:呼吸数モニタ装置 12:呼吸音センサ(第1出力信号発生手段) 24:バンドパスフィルタ 28:可動ウィンドウ(エネルギー信号発生手段) 30:平滑フィルタ(エネルギー信号発生手段) 34:直流成分除去モジュール(エネルギー信号発生手段) 38:帯域内零交差検出器(零交差識別手段) 42:演算器(零交差識別手段) 10: respiration rate monitor device 12: breath sound sensor (first output signal generating means) 24: bandpass filter 28: the movable window (energy signal generating means) 30: smoothing filter (energy signal generating means) 34: DC component removing module (energy signal generating means) 38: band zero-crossing detector (zero crossing identification means) 42: computing unit (zero crossing identifying means)

Claims (2)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】生体の呼吸数を検出するモニタ装置であって、 前記生体から発生する音響エネルギーを検出するとともに、その音響エネルギーに応答して呼吸音に対応する第1成分と心音に対応する第2成分と外部ノイズに対応する第3成分とを含む第1出力信号を発生させる第1出力信号供給手段と、 予め設定された周波数帯域の信号成分を濾波することにより、前記第1出力信号から前記第2成分および前記第3成分を除去するとともに、前記呼吸音のみに対応する第2出力信号を発生させる第2出力信号発生手段と、 前記第2出力信号の二乗平均平方根値を算出する手段を含み、前記第2出力信号のエネルギーに対応する交流のエネルギー信号を発生させるエネルギー信号発生手段と、 予め定められた帯域幅内の前記エネルギー信号に 1. A monitoring device for detecting the respiration rate of a living body, and detects the acoustic energy generated from the living body, corresponding to the first component and the heart sound corresponding to breathing sounds in response to the acoustic energy by filtering the first output signal providing means for generating a first output signal and a third component corresponding to the second component and the external noise, the signal component of the predetermined frequency band, said first output signal to remove the second component and the third component from, and calculates a second output signal generating means for generating a second output signal corresponding only to the breath sounds, the root mean square value of the second output signal includes means, and energy signal generating means for generating energy signal of the AC corresponding to the energy of the second output signal, the energy signal within the bandwidth a predetermined おける零交差を識別するとともに、その零交差を前記生体の呼吸数と関連させる零交差識別手段と、 を含むことを特徴とする呼吸数モニタ装置。 With identifying definitive zero crossing, respiratory rate monitor apparatus characterized by comprising a zero crossing identifying means for associating the zero crossing and respiratory rate of said living body, the.
  2. 【請求項2】前記第2出力信号発生手段は、300乃至600 Wherein said second output signal generating means, 300 to 600
    Hzの通過許容帯域を備えたバンドパスフィルタを含むものである第1請求項に記載の呼吸数モニタ装置。 Hz breathing rate monitor according to the first claim is intended to include a band pass filter having a pass tolerance band of.
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