JPH08336509A - 呼吸検出方法 - Google Patents
呼吸検出方法Info
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- JPH08336509A JPH08336509A JP7167145A JP16714595A JPH08336509A JP H08336509 A JPH08336509 A JP H08336509A JP 7167145 A JP7167145 A JP 7167145A JP 16714595 A JP16714595 A JP 16714595A JP H08336509 A JPH08336509 A JP H08336509A
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B7/00—Instruments for auscultation
- A61B7/003—Detecting lung or respiration noise
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B7/00—Instruments for auscultation
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- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 通常のオフィス業務をしながら付加や束縛に
よる異様さを感じることなく、呼吸の周期を計測するも
ので特に、加速度心拍計の信号から呼吸信号をえられる
ような抽出方法を提供する。 【構成】 体上の１点以上の点において、心臓が発生す
る音または動きを検出する検出子１を装着し、呼吸計測
部３で、心臓の１周期以上に相当する該検出子からの出
力信号を調べ、心臓の周期的な動作で生ずる信号の中か
ら、２つ以上の極大値及びまたは極小値の関係を数値的
に処理し、器官中を伝達する音または動きの減衰に関す
る情報を取り出して、呼吸情報を得る。
よる異様さを感じることなく、呼吸の周期を計測するも
ので特に、加速度心拍計の信号から呼吸信号をえられる
ような抽出方法を提供する。 【構成】 体上の１点以上の点において、心臓が発生す
る音または動きを検出する検出子１を装着し、呼吸計測
部３で、心臓の１周期以上に相当する該検出子からの出
力信号を調べ、心臓の周期的な動作で生ずる信号の中か
ら、２つ以上の極大値及びまたは極小値の関係を数値的
に処理し、器官中を伝達する音または動きの減衰に関す
る情報を取り出して、呼吸情報を得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、加速度センサ−を用い
て呼吸の計測を行う検出方式に関するものである。
て呼吸の計測を行う検出方式に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】近年の業務の電子化や、操作の複雑化に
よって、人間にストレスがたまり、支障をきたすなど問
題が発生している。そこで、人間にたまるストレスを計
測し、環境にフィ−ドバックするための研究がされてお
り、計測の為のパラメ−タの一つとして、心拍や呼吸の
周期の変化が着目されている。従来、心拍の計測は心電
図を用いるのが一般的であって、安定したデ−タが得ら
れることから広く使われている。しかし、この方法は、
体表上に電極を付けねばならないこと、計測用のケ−ブ
ルが必要であることなどから、測定の為の姿勢、環境が
必要であり、通常の業務をしながら心拍を計測すること
には適していない。
よって、人間にストレスがたまり、支障をきたすなど問
題が発生している。そこで、人間にたまるストレスを計
測し、環境にフィ−ドバックするための研究がされてお
り、計測の為のパラメ−タの一つとして、心拍や呼吸の
周期の変化が着目されている。従来、心拍の計測は心電
図を用いるのが一般的であって、安定したデ−タが得ら
れることから広く使われている。しかし、この方法は、
体表上に電極を付けねばならないこと、計測用のケ−ブ
ルが必要であることなどから、測定の為の姿勢、環境が
必要であり、通常の業務をしながら心拍を計測すること
には適していない。
【０００３】そこで、先に本出願人は、加速度検出器を
使った心拍計の提案を行った。この心拍計は、１cmｘ２
cmｘ０．５cm程度の小さな加速度検出子を体上の一点
に、固定し、この部分の加速度を無線によって、測定機
へ飛ばすような利用が可能である。加速度を検出するこ
とは、心臓の弁の動き等によって生ずる体の振動を検出
することであり、人体の運動、発声などの影響が大きい
と言う欠点がある半面、検出子が小型であること、無線
であることからこれは非常に使いやすいというメリット
がある。
使った心拍計の提案を行った。この心拍計は、１cmｘ２
cmｘ０．５cm程度の小さな加速度検出子を体上の一点
に、固定し、この部分の加速度を無線によって、測定機
へ飛ばすような利用が可能である。加速度を検出するこ
とは、心臓の弁の動き等によって生ずる体の振動を検出
することであり、人体の運動、発声などの影響が大きい
と言う欠点がある半面、検出子が小型であること、無線
であることからこれは非常に使いやすいというメリット
がある。
【０００４】一方、呼吸の検出は呼吸ベルトを胸にまい
てその伸縮によって、呼吸曲線を得るもの、マスク状の
物を付けて呼吸から直接測定する物があるが（真島英信
「整理学」（文光堂））、これも、心電図と同様に、通
常の業務に付いていながら計測をすることができないと
言う問題がある。
てその伸縮によって、呼吸曲線を得るもの、マスク状の
物を付けて呼吸から直接測定する物があるが（真島英信
「整理学」（文光堂））、これも、心電図と同様に、通
常の業務に付いていながら計測をすることができないと
言う問題がある。
【０００５】加速度センサ−を使って呼吸の測定を試み
たものとして、例えば、特開平０２−１６３２８３に記
載されているものが知られている。これは、呼吸に関連
して往復動する生体の表面に加速度センサを装着し、加
速度センサから出力される信号に基づいて生体の呼吸を
検出することにより、センサ部分の装着状態によって影
響を受けず、正確に呼吸を検出する。上腹部の表面は呼
吸に関連して往復動し、その表面の往復動に伴って加速
度センサの板ばねが歪みを受けて、板ばねの歪みが半導
体歪みゲ−ジにより検出される。加速度センサからは、
被検者の上腹部の表面の往復動に対応する信号が出力さ
れる。加速度センサから供給された信号に基づいて呼吸
を検出し、単位時間当たりの呼吸数および呼吸波形をＣ
ＴＲディスプレイ装置等の表示器に表示させるというも
のである。しかし、体は呼吸によってのみ動くものでは
なく、それ以外の動きの方が圧倒的に多い。従って、そ
の検出器から出てくる信号は、体の動きであって、呼吸
による動きはその中にほんのわずかな信号として埋もれ
ていることになる。精度良く呼吸は取り出せないという
欠点がある。
たものとして、例えば、特開平０２−１６３２８３に記
載されているものが知られている。これは、呼吸に関連
して往復動する生体の表面に加速度センサを装着し、加
速度センサから出力される信号に基づいて生体の呼吸を
検出することにより、センサ部分の装着状態によって影
響を受けず、正確に呼吸を検出する。上腹部の表面は呼
吸に関連して往復動し、その表面の往復動に伴って加速
度センサの板ばねが歪みを受けて、板ばねの歪みが半導
体歪みゲ−ジにより検出される。加速度センサからは、
被検者の上腹部の表面の往復動に対応する信号が出力さ
れる。加速度センサから供給された信号に基づいて呼吸
を検出し、単位時間当たりの呼吸数および呼吸波形をＣ
ＴＲディスプレイ装置等の表示器に表示させるというも
のである。しかし、体は呼吸によってのみ動くものでは
なく、それ以外の動きの方が圧倒的に多い。従って、そ
の検出器から出てくる信号は、体の動きであって、呼吸
による動きはその中にほんのわずかな信号として埋もれ
ていることになる。精度良く呼吸は取り出せないという
欠点がある。
【０００６】また、心拍と呼吸の両方を測定するものも
ある（特開平０３−４８３４）。これは、入浴者の生体
機能音が浴槽の湯水を媒体として伝播する位置に、所要
数の測定用音センサを臨設し、センサに生体機能音を表
示する電気的出力装置を接続することにより、入浴しな
がら生体機能音を気軽に測定できるようにする。浴槽に
入浴者が入ることで、その生体機能音が、人体より浴槽
内の湯水を介して測定用音センサに達するので、測定用
音センサの出力信号を処理することにより、心音、肺呼
吸音等を、労せずして自然に測定できる、というもので
ある。その方法では、何よりも、浴槽の中に入らないと
測定できない欠点があるので、ここで述べているような
オフィスでの作業中の計測はできない。
ある（特開平０３−４８３４）。これは、入浴者の生体
機能音が浴槽の湯水を媒体として伝播する位置に、所要
数の測定用音センサを臨設し、センサに生体機能音を表
示する電気的出力装置を接続することにより、入浴しな
がら生体機能音を気軽に測定できるようにする。浴槽に
入浴者が入ることで、その生体機能音が、人体より浴槽
内の湯水を介して測定用音センサに達するので、測定用
音センサの出力信号を処理することにより、心音、肺呼
吸音等を、労せずして自然に測定できる、というもので
ある。その方法では、何よりも、浴槽の中に入らないと
測定できない欠点があるので、ここで述べているような
オフィスでの作業中の計測はできない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明は以上の問題点
に鑑みなされたものであり、その目的とするところは、
通常のオフィス業務をしながら付加や束縛による異様さ
を感じることなく、呼吸の周期を計測する呼吸検出方法
を提供することである。
に鑑みなされたものであり、その目的とするところは、
通常のオフィス業務をしながら付加や束縛による異様さ
を感じることなく、呼吸の周期を計測する呼吸検出方法
を提供することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに、請求項１の発明は、体上の１点以上の点におい
て、心臓が発生する音または動きを電気信号として検出
し、心臓の周期的な動作で生ずる信号の中から、２つ以
上の極大値及びまたは極小値の関係を数値的に処理し、
器官中を伝達する音または動きの減衰に関する情報を取
り出して、呼吸情報を得るようにしたことを特徴とする
ものである。
めに、請求項１の発明は、体上の１点以上の点におい
て、心臓が発生する音または動きを電気信号として検出
し、心臓の周期的な動作で生ずる信号の中から、２つ以
上の極大値及びまたは極小値の関係を数値的に処理し、
器官中を伝達する音または動きの減衰に関する情報を取
り出して、呼吸情報を得るようにしたことを特徴とする
ものである。
【０００９】
【作用】本発明者らは、体上の１点以上の点に検出子を
装着し、心臓が発生する音または動きを検出した場合、
心臓から検出器までの器官の音、振動に対する減衰特性
が呼吸の影響で変化し、検出信号の減衰の状態に変化が
起こることを発見した。図３は、検出子としての加速度
心拍計の信号の一例を示し、図４は、その心拍を計測し
た時の呼吸の曲線の一例を示す。この呼吸曲線は、従来
の方法で、胸にベルトをまいて、その伸縮から求めたも
のである。心拍と呼吸曲線の両者を比較すると明らかな
ように、心拍信号の振幅が、呼吸曲線の逆相で変調され
ている。１つの心拍信号を取り出して、さらに観察して
みると、心臓の弁などが閉じたときに、ステップ状の動
きをするが、これは、ちょうど、その影響が体内を伝わ
り、検出子へ達したステップ応答のようなものと考えら
れる。ここで得られている、ステップ応答は、電位の極
性を持つものではなく、瞬時の動きに対する応答である
から、むしろインパルス応答が周期的に連なったものに
近い。図５に、心臓の弁閉鎖の際に起こる心拍のインパ
ルス応答状の波形例を時間的に拡大して示す。心臓の１
周期Ｔ中にはおおまかに２つの大きな振動があることが
知られている。厳密にはもっとあるが、振幅が小さくノ
イズが大きく、これを検出しにくい。一般的に、１周期
内で最も大きな波形は、心臓の三尖弁と僧帽弁の閉鎖に
よって生じる振動の波形（以下、ａ波という）ａで、次
に大きな波形は、半月弁の閉鎖で生じる振動の波形（以
下、ｂ波という）ｂである。隣合ったａ波同士、あるい
は、ｂ波同士は、同じ弁の閉鎖でありながら波形が違っ
ている。特にａ波あるいはｂ波を構成する１組の波形中
の最初のピークの高さと、第２のピークの高さとの関係
は隣り合う周期間で明らかに違ってくる。この原因が、
心臓から検出器までの器官の音、振動に対する減衰特性
が呼吸の影響で変化し、それによって減衰の状態に変化
が起こったと考えられる。そこで、本発明においては、
体上の１点以上の点に検出子を装着し、心臓が発生する
音または動きを検出し、心臓が発する周期的な信号の１
組の波形の中の、２つの極大値の関係を数値的に処理
し、呼吸情報とする。
装着し、心臓が発生する音または動きを検出した場合、
心臓から検出器までの器官の音、振動に対する減衰特性
が呼吸の影響で変化し、検出信号の減衰の状態に変化が
起こることを発見した。図３は、検出子としての加速度
心拍計の信号の一例を示し、図４は、その心拍を計測し
た時の呼吸の曲線の一例を示す。この呼吸曲線は、従来
の方法で、胸にベルトをまいて、その伸縮から求めたも
のである。心拍と呼吸曲線の両者を比較すると明らかな
ように、心拍信号の振幅が、呼吸曲線の逆相で変調され
ている。１つの心拍信号を取り出して、さらに観察して
みると、心臓の弁などが閉じたときに、ステップ状の動
きをするが、これは、ちょうど、その影響が体内を伝わ
り、検出子へ達したステップ応答のようなものと考えら
れる。ここで得られている、ステップ応答は、電位の極
性を持つものではなく、瞬時の動きに対する応答である
から、むしろインパルス応答が周期的に連なったものに
近い。図５に、心臓の弁閉鎖の際に起こる心拍のインパ
ルス応答状の波形例を時間的に拡大して示す。心臓の１
周期Ｔ中にはおおまかに２つの大きな振動があることが
知られている。厳密にはもっとあるが、振幅が小さくノ
イズが大きく、これを検出しにくい。一般的に、１周期
内で最も大きな波形は、心臓の三尖弁と僧帽弁の閉鎖に
よって生じる振動の波形（以下、ａ波という）ａで、次
に大きな波形は、半月弁の閉鎖で生じる振動の波形（以
下、ｂ波という）ｂである。隣合ったａ波同士、あるい
は、ｂ波同士は、同じ弁の閉鎖でありながら波形が違っ
ている。特にａ波あるいはｂ波を構成する１組の波形中
の最初のピークの高さと、第２のピークの高さとの関係
は隣り合う周期間で明らかに違ってくる。この原因が、
心臓から検出器までの器官の音、振動に対する減衰特性
が呼吸の影響で変化し、それによって減衰の状態に変化
が起こったと考えられる。そこで、本発明においては、
体上の１点以上の点に検出子を装着し、心臓が発生する
音または動きを検出し、心臓が発する周期的な信号の１
組の波形の中の、２つの極大値の関係を数値的に処理
し、呼吸情報とする。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の一実施例について説明する。
図１は実施例に係る呼吸検出方法を実施できるシステム
のブロックダイヤグラムの概略構成図、図２は同システ
ムで初期化として実行される極大値算出処理のフローチ
ャート、図５は図３の部分拡大図、図６は同システムを
用いて求めた呼吸曲線のピークを強調した結果を示すグ
ラフである。図１において、本システムでは、心臓が発
生する音または動きを検出する加速度センサからなる検
出子１を備えている。この検出子１は、体上の１点以上
の点に装着する。この検出子１からの信号を２分し、一
方は心拍計測部２へ入力し、他方は呼吸計測部３へ入力
する。上記心拍計測部２は、従来公知の加速度センサか
らの信号を用いて心拍を計測する従来公知のものを採用
できる。例えば、「平成５年度人間感覚計測応用技術の
研究開発」依託研究成果報告書第２編生理的影響計測技
術の研究開発５２９ペ−ジ等に記載のものなどを採用で
きる。
図１は実施例に係る呼吸検出方法を実施できるシステム
のブロックダイヤグラムの概略構成図、図２は同システ
ムで初期化として実行される極大値算出処理のフローチ
ャート、図５は図３の部分拡大図、図６は同システムを
用いて求めた呼吸曲線のピークを強調した結果を示すグ
ラフである。図１において、本システムでは、心臓が発
生する音または動きを検出する加速度センサからなる検
出子１を備えている。この検出子１は、体上の１点以上
の点に装着する。この検出子１からの信号を２分し、一
方は心拍計測部２へ入力し、他方は呼吸計測部３へ入力
する。上記心拍計測部２は、従来公知の加速度センサか
らの信号を用いて心拍を計測する従来公知のものを採用
できる。例えば、「平成５年度人間感覚計測応用技術の
研究開発」依託研究成果報告書第２編生理的影響計測技
術の研究開発５２９ペ−ジ等に記載のものなどを採用で
きる。
【００１１】上記呼吸計測部３では、まず最初に、図２
にフロ−を示すような簡単な最大値を見つけるル−チン
によって心拍の間隔を大ざっぱに調べておく。特別な環
境でない限り、通常心拍は１秒に１から２拍程度である
から、最初に１秒程度のデ−タをメモリに取り込み、最
大値のル−チンを通して、１秒近い間隔で存在する２つ
の最大値、すなわち、隣合うａ波それぞれにおける第１
のピークに相当する最大値を見つける。図３中に示すよ
うに、この隣合う１対のａ波それぞれにおける第１ピー
クのうち時間的に前にある方の属する心拍を先行心拍、
後にある方の属する心拍を最新心拍と呼ぶことにする。
この時間間隔を時間間隔計測部５で計測して時間間隔記
憶部６へ格納する。以降、最新心拍におけるａ波の第１
ピークが見つかった時点で次の周期の心拍におけるａ波
の第１ピークの探索を、時間間隔記憶部７に格納された
値より、予備時間記憶部８に記憶されている予備時間分
だけ少し前から行う。予備時間としては２５ms程度前か
らが適当である。最新心拍の第１ピークが見つかった時
に、その間隔を時間間隔計測部５で計測して時間間隔記
憶部６へ再度格納しておき次のピーク探索に使う。
にフロ−を示すような簡単な最大値を見つけるル−チン
によって心拍の間隔を大ざっぱに調べておく。特別な環
境でない限り、通常心拍は１秒に１から２拍程度である
から、最初に１秒程度のデ−タをメモリに取り込み、最
大値のル−チンを通して、１秒近い間隔で存在する２つ
の最大値、すなわち、隣合うａ波それぞれにおける第１
のピークに相当する最大値を見つける。図３中に示すよ
うに、この隣合う１対のａ波それぞれにおける第１ピー
クのうち時間的に前にある方の属する心拍を先行心拍、
後にある方の属する心拍を最新心拍と呼ぶことにする。
この時間間隔を時間間隔計測部５で計測して時間間隔記
憶部６へ格納する。以降、最新心拍におけるａ波の第１
ピークが見つかった時点で次の周期の心拍におけるａ波
の第１ピークの探索を、時間間隔記憶部７に格納された
値より、予備時間記憶部８に記憶されている予備時間分
だけ少し前から行う。予備時間としては２５ms程度前か
らが適当である。最新心拍の第１ピークが見つかった時
に、その間隔を時間間隔計測部５で計測して時間間隔記
憶部６へ再度格納しておき次のピーク探索に使う。
【００１２】次に、前述の図５に示すように、最新心拍
のａ波を構成する１組の波形の中から、上記第１ピーク
＋Ｐ１の高さｈ１と、この第１ピークの次に存在する第
２ピーク＋Ｐ２の高さｈ２とを求め、比の計算部８で、
両者の比（ｈ２／ｈ１）を求める。これらのピークは、
正側、負側それぞれで、第１、第２というように順番つ
けられるものであり、この例では、このうち正側の第１
及び第２のピークを使用する例である。そして、少なく
とも最初の１対の隣合うａ波について、上記比の計算結
果が得られたときに、先行心拍の例えば第１ピークの発
生が時刻ｘ１で、上記比の大きさｙ１が得られ、最新心
拍で同様に、ｘ２、ｙ２が求められたとすると、次のよ
うな式に当てはめ、直線補間をしてｘ１とｘ２間のデ−
タを作っておく。 ｙ＝（ｙ１−ｙ２）・ｘ／（ｘ１−ｘ２）＋ｙ１−（ｙ
１−ｙ２）・ｘ１／（ｘ１−ｘ２） 勿論、直線補間が必須のことではなく、どの様な補間で
もよいが、一番簡単に実施できることから、ここでは、
直線補間で説明している。図１中の比の計算部８及び直
線補間部９がこれらの計算に使用される。これ以降、引
き続く周期の心拍が最新心拍として検出され、上記比の
計算及び上記直線補完によるデータ作成が完了する都
度、先行心拍のデ−タｘ１、ｙ１を、最新心拍に関する
デ−タｘ２、ｙ２に置き換え、次の最新心拍のデ−タを
求める。これを繰り返して計測をする。こうして出力さ
れた信号は、呼吸の曲線を表している。出来上がった信
号は、図示を省略したロ−パスフィルタ部に加え、遮断
周波数０．５Ｈｚで滑らかにすると、さらに呼吸曲線に
近くなる。勿論０．５Ｈｚにこだわるものではない。
のａ波を構成する１組の波形の中から、上記第１ピーク
＋Ｐ１の高さｈ１と、この第１ピークの次に存在する第
２ピーク＋Ｐ２の高さｈ２とを求め、比の計算部８で、
両者の比（ｈ２／ｈ１）を求める。これらのピークは、
正側、負側それぞれで、第１、第２というように順番つ
けられるものであり、この例では、このうち正側の第１
及び第２のピークを使用する例である。そして、少なく
とも最初の１対の隣合うａ波について、上記比の計算結
果が得られたときに、先行心拍の例えば第１ピークの発
生が時刻ｘ１で、上記比の大きさｙ１が得られ、最新心
拍で同様に、ｘ２、ｙ２が求められたとすると、次のよ
うな式に当てはめ、直線補間をしてｘ１とｘ２間のデ−
タを作っておく。 ｙ＝（ｙ１−ｙ２）・ｘ／（ｘ１−ｘ２）＋ｙ１−（ｙ
１−ｙ２）・ｘ１／（ｘ１−ｘ２） 勿論、直線補間が必須のことではなく、どの様な補間で
もよいが、一番簡単に実施できることから、ここでは、
直線補間で説明している。図１中の比の計算部８及び直
線補間部９がこれらの計算に使用される。これ以降、引
き続く周期の心拍が最新心拍として検出され、上記比の
計算及び上記直線補完によるデータ作成が完了する都
度、先行心拍のデ−タｘ１、ｙ１を、最新心拍に関する
デ−タｘ２、ｙ２に置き換え、次の最新心拍のデ−タを
求める。これを繰り返して計測をする。こうして出力さ
れた信号は、呼吸の曲線を表している。出来上がった信
号は、図示を省略したロ−パスフィルタ部に加え、遮断
周波数０．５Ｈｚで滑らかにすると、さらに呼吸曲線に
近くなる。勿論０．５Ｈｚにこだわるものではない。
【００１３】このようにして、第１ピークと第２ピーク
の高さの比が減衰係数を表すと考えて、実施例にしたが
って、一つ一つ計算して上記比と時間との関係をグラフ
に表すと図６のようになり、図４の呼吸曲線のピークを
強調したものとなる。
の高さの比が減衰係数を表すと考えて、実施例にしたが
って、一つ一つ計算して上記比と時間との関係をグラフ
に表すと図６のようになり、図４の呼吸曲線のピークを
強調したものとなる。
【００１４】なお、この図６は、図５に示すように負側
の第１ピーク−Ｐ１と第２ピーク−Ｐ２の比で曲線を求
ている。このように、正側、負側いずれのピークを用い
てもよく、また、ａ波における、第１と第３のピーク、
あるいは、第２と第３のピークといように比をとるピー
クの順番の選択も自由に設定できる。更に、正側か負側
かと、順番とを組み合わせて自由に設定することもでき
る。更に、ａ波に代えて、ｂ波について、同様のことを
行ってもよい。いずれにおいても呼吸曲線を求めること
ができる。
の第１ピーク−Ｐ１と第２ピーク−Ｐ２の比で曲線を求
ている。このように、正側、負側いずれのピークを用い
てもよく、また、ａ波における、第１と第３のピーク、
あるいは、第２と第３のピークといように比をとるピー
クの順番の選択も自由に設定できる。更に、正側か負側
かと、順番とを組み合わせて自由に設定することもでき
る。更に、ａ波に代えて、ｂ波について、同様のことを
行ってもよい。いずれにおいても呼吸曲線を求めること
ができる。
【００１５】
【発明の効果】請求項１の発明によれば、心臓が発生す
る音または動きを検出する検出子を装着し、心臓の１周
期以上に相当する該検出子からの出力信号を調べ、呼吸
によって心臓から検出器までの器官の減衰特性が呼吸の
影響で変化して心拍信号の振幅が呼吸曲線の逆相で変調
されるのを利用し、心臓の周期的な動作で生ずる信号の
中から、２つ以上の極大値及びまたは極小値の関係を数
値的に処理し、器官中を伝達する音または動きの減衰に
関する情報を取り出して、呼吸情報を得るので、上記検
出子からの信号を用いて呼吸の情報を検出することがで
きる。しかも、体上には検出子を装着するだけで計測が
行えるので、通常のオフィス業務をしながら付加や束縛
による異様さを感じることなく、呼吸の周期を計測する
ことができる。また、加速度心拍計の信号から、心拍の
みならず、呼吸信号も抽出できるようになる。
る音または動きを検出する検出子を装着し、心臓の１周
期以上に相当する該検出子からの出力信号を調べ、呼吸
によって心臓から検出器までの器官の減衰特性が呼吸の
影響で変化して心拍信号の振幅が呼吸曲線の逆相で変調
されるのを利用し、心臓の周期的な動作で生ずる信号の
中から、２つ以上の極大値及びまたは極小値の関係を数
値的に処理し、器官中を伝達する音または動きの減衰に
関する情報を取り出して、呼吸情報を得るので、上記検
出子からの信号を用いて呼吸の情報を検出することがで
きる。しかも、体上には検出子を装着するだけで計測が
行えるので、通常のオフィス業務をしながら付加や束縛
による異様さを感じることなく、呼吸の周期を計測する
ことができる。また、加速度心拍計の信号から、心拍の
みならず、呼吸信号も抽出できるようになる。
【図１】実施例に係る呼吸検出方法を実施できるシステ
ムのブロックダイヤグラムの概略構成図。
ムのブロックダイヤグラムの概略構成図。
【図２】同システムで初期化として実行される極大値算
出処理のフローチャート。
出処理のフローチャート。
【図３】同システムで検出された検出子信号を示すグラ
フ。
フ。
【図４】従来の方法で求めた呼吸曲線を示すグラフ。
【図５】図３の部分拡大図。
【図６】同システムを用いて求めた呼吸曲線を示すグラ
フ。
フ。
１ 検出子 ２ 心拍計測部 ３ 呼吸計測部 ４ ピーク検出部 ５ 時間間隔計測部 ６ 時間間隔記憶部 ７ 予備時間記憶部 ８ 比の計算部 ９ 直線補間部
Claims (1)
- 【請求項１】体上の１点以上の点において、心臓が発生
する音または動きを電気信号として検出し、心臓の周期
的な動作で生ずる信号の中から、２つ以上の極大値及び
または極小値の関係を数値的に処理し、器官中を伝達す
る音または動きの減衰に関する情報を取り出して、呼吸
情報を得るようにしたことを特徴とする呼吸検出方式。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7167145A JP2799428B2 (ja) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | 呼吸検出装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7167145A JP2799428B2 (ja) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | 呼吸検出装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08336509A true JPH08336509A (ja) | 1996-12-24 |
| JP2799428B2 JP2799428B2 (ja) | 1998-09-17 |
Family
ID=15844262
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7167145A Expired - Lifetime JP2799428B2 (ja) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | 呼吸検出装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2799428B2 (ja) |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6222627A (ja) * | 1985-07-19 | 1987-01-30 | 株式会社日本自動車部品総合研究所 | 呼吸数測定装置 |
| JPS6437933A (en) * | 1987-08-04 | 1989-02-08 | Colin Electronics | Method and apparatus for monitoring respiration rate |
-
1995
- 1995-06-09 JP JP7167145A patent/JP2799428B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6222627A (ja) * | 1985-07-19 | 1987-01-30 | 株式会社日本自動車部品総合研究所 | 呼吸数測定装置 |
| JPS6437933A (en) * | 1987-08-04 | 1989-02-08 | Colin Electronics | Method and apparatus for monitoring respiration rate |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2799428B2 (ja) | 1998-09-17 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |