JP2001046347A - Simultaneous measurement device for respiration rate and heart rate - Google Patents
Simultaneous measurement device for respiration rate and heart rateInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、被検者身体からの
振動を検出して、呼吸数と心拍数を同時計測できる呼吸
数及び心拍数の同時計測装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a respiratory rate and heart rate simultaneous measuring device capable of detecting a vibration from a subject's body and simultaneously measuring a respiratory rate and a heart rate.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来より、心機能のモニターについて
は、心電図計測を行う方法が採られている。しかしなが
ら、電極を体に直接貼りつけなければならない煩わしさ
が伴い、被検者に心理的、肉体的苦痛を与える。かつ、
長期的な計測には適さない。一方、呼吸機能のモニター
に関しては、鼻の先に息の流れを検知するサーミスタ型
呼吸センサーを取付けたり、歪ゲージを感知部に有する
ワイヤ状の検出部を体に巻き付け、呼吸運動に伴う体の
振動を検出して、呼吸数を計測するワイヤ状呼吸センサ
ーが用いられ、すでに製品化されている。しかし、これ
らの呼吸センサーに関する方法はいずれも、被検者に対
しては拘束型の計測であり、正常な就寝を妨げるという
問題点を有するだけでなく、特に、後者の計測方法で
は、巻き方が正しい位置でない場合、あるいはワイヤの
張力が十分でない場合は、計測ができなくなるという問
題を有していた。このため、最近では、被検者が寝たと
きの掛け布団の動きを画像でとらえたり、圧電センサー
を敷きつめたシートをベッドの上に敷きこの上に被検者
を寝かせたりして、無拘束の状態で呼吸数を計測する方
法が検討されている。2. Description of the Related Art Conventionally, a method of measuring an electrocardiogram has been adopted for monitoring a cardiac function. However, there is an annoyance that the electrodes have to be directly attached to the body, which causes psychological and physical pain to the subject. And,
Not suitable for long-term measurements. On the other hand, with regard to respiratory function monitoring, a thermistor-type respiratory sensor that detects the flow of breath is attached to the tip of the nose, or a wire-shaped detecting unit that has a strain gauge on the sensing unit is wrapped around the body, so that the body is involved in respiratory movement. A wire-shaped respiratory sensor that detects vibration and measures the respiratory rate is used and has already been commercialized. However, all of these methods relating to the respiratory sensor are restraint-type measurements for the subject, and have the problem of preventing normal sleep. If the position is not correct, or if the wire tension is not sufficient, there is a problem that the measurement cannot be performed. For this reason, recently, the movement of the comforter when the subject lies asleep is captured in an image, or a sheet on which a piezoelectric sensor is laid is laid on a bed, and the subject is laid on the bed, and the A method of measuring the respiratory rate in a state is being studied.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、被検者
を寝かしたときの掛け布団の動きを画像でとらえる方法
では、掛け布団が呼吸と共に動く保証がないこと、周辺
機器が高コストにつくこと、カメラに監視されていると
いう心理的圧迫感がぬぐい難いこと等の問題がある。ま
た、圧電サンサーを敷きつめたシートをベッドの上に敷
き、この上に被検者を寝かせる方法では、計測システム
が大掛かりとなり、コストが高くなるという問題があ
る。さらに、従来の心機能と呼吸機能を同時にモニター
する場合、心機能計測、呼吸機能計測という異なった二
つの計測を同時に行う必要があり、多数のセンサーの感
知部を被検者に取付けねばならず、被検者に与える負担
も大きくなるという問題があった。本発明は、かかる事
情に鑑みなされたもので、信頼性及び精度が高く、被検
者を無拘束の状態で同時計測が可能な、呼吸数及び心拍
数の同時計測装置を提供することを目的とする。However, in the method of capturing the movement of the comforter when the subject lies asleep, there is no guarantee that the comforter will move with breathing, the cost of peripheral equipment will be high, and the camera will be difficult to use. There is a problem that it is difficult to remove the psychological pressure of being monitored. Further, in a method of laying a sheet on which a piezoelectric sensor is spread on a bed and placing the subject on the bed, there is a problem in that the measurement system becomes large and the cost increases. Furthermore, when monitoring the conventional cardiac function and respiratory function simultaneously, it is necessary to perform two different measurements simultaneously, that is, cardiac function measurement and respiratory function measurement, and it is necessary to attach many sensor sensing parts to the subject. However, there is a problem that the burden on the subject increases. The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a simultaneous measurement apparatus for respiratory rate and heart rate, which has high reliability and accuracy and can simultaneously measure a subject in an unrestricted state. And
【０００４】[0004]
【課題を解決するための手段】前記目的に沿う本発明に
係る呼吸数及び心拍数の同時計測装置は、身体に直接又
は間接的に当接して該身体からの振動を検出する振動検
出センサーと、前記振動検出センサーからの時系列出力
信号ｙi に、ローパスフィルタをかけ、得られた時系列
出力信号ｘi のピーク間隔から呼吸数を計測し、前記振
動検出センサーからの時系列出力信号ｙi に、ハイパス
フィルタをかけ、得られた時系列出力信号ｗi に対し、
自己相関関数の所定レベル以上の最初の極大値を与える
０以外の時間を求めて心拍数を計測する信号処理手段と
を有する。これによって、雑音を除去して、必要な信号
のみを取り出し、信号処理することができるので、一つ
の計測により、呼吸数と心拍数の同時計測が可能とな
る。According to the present invention, there is provided a simultaneous respiratory rate and heart rate measuring apparatus according to the present invention, which includes a vibration detecting sensor for directly or indirectly contacting a body to detect vibration from the body. A low-pass filter is applied to the time-series output signal y i from the vibration detection sensor to measure the respiratory rate from the peak interval of the obtained time-series output signal x i , and the time-series output signal y from the vibration detection sensor i is subjected to a high-pass filter, and the obtained time-series output signal w i
Signal processing means for measuring a heart rate by obtaining a time other than 0 at which the first maximum value of the autocorrelation function is equal to or higher than a predetermined level. Thus, noise can be removed, only necessary signals can be extracted, and signal processing can be performed. Therefore, simultaneous measurement of respiratory rate and heart rate can be performed by one measurement.
【０００５】また、本発明に係る呼吸数及び心拍数の同
時計測装置において、前記振動検出センサーは、水や空
気等の流体を封入した袋体の外表面又は内部に配置さ
れ、感知部に歪ゲージを有することができる。これによ
って、被検者に直接電極等の検出端子を固定することな
く、無拘束の状態で呼吸数と心拍数を計測することが可
能となる。更に、本発明に係る呼吸数及び心拍数の同時
計測装置において、前記自己相関関数は以下の式で求め
てもよい。これによって、雑音が混ざった複雑な繰り返
し振動波形から、正確な周期を検出することができ、信
頼性、精度の高い心拍数の計測が可能となる。In the apparatus for simultaneously measuring the respiratory rate and the heart rate according to the present invention, the vibration detecting sensor is disposed on the outer surface or inside a bag body in which a fluid such as water or air is sealed, and a distortion is applied to the sensing unit. Can have a gauge. This makes it possible to measure the respiratory rate and the heart rate in an unrestricted state without directly fixing a detection terminal such as an electrode to the subject. Further, in the simultaneous measurement apparatus for respiratory rate and heart rate according to the present invention, the autocorrelation function may be obtained by the following equation. As a result, an accurate cycle can be detected from a complicated repetitive vibration waveform mixed with noise, and heart rate measurement with high reliability and accuracy becomes possible.
【０００６】[0006]
【数２】 (Equation 2)
【０００７】[0007]
【発明の実施の形態】続いて、添付した図面を参照しつ
つ、本発明を具体化した実施の形態につき説明し、本発
明の理解に供する。ここに、図１は本発明の一実施の形
態に係る呼吸数及び心拍数の同時計測装置の概略図、図
２は同呼吸数及び心拍数の同時計測装置における信号処
理のブロック図、図３（ａ）、（ｂ）はそれぞれ同呼吸
数及び心拍数の同時計測装置と、従来法による計測で得
られた呼吸に係わる時系列出力信号を示すグラフ、図４
（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ同呼吸数及び心拍数
の同時計測装置による各部位からの呼吸に係わる時系列
出力信号を示すグラフ、図５（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は
それぞれ車のハンドル、シートベルト、椅子に振動検出
センサーを配置した場合の概念図、図６（ａ）、
（ｂ）、（ｃ）はそれぞれへその部位を計測位置とした
同呼吸数及び心拍数の同時計測装置による呼吸に係わる
時系列出力信号、従来法による計測で得られた呼吸に係
わる時系列出力信号及び両手法による呼吸周期長の時間
的変化を示すグラフ、図７（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそ
れぞれ首の部位を計測位置とした同呼吸数及び心拍数の
同時計測装置による呼吸に係わる時系列出力信号と、従
来法による計測で得られた呼吸に係わる時系列出力信号
及び両手法による呼吸周期長の時間的変化を示すグラ
フ、図８（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ首の部位を
計測位置とした同呼吸数及び心拍数の同時計測装置によ
る心拍に係わる時系列出力信号と、従来法による計測で
得られた心拍に係わる時系列出力信号つまり心電図のこ
と及び本発明の計測に対する規格化自己相関関数を示す
グラフ、図９（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ体動が
存在するときの胸の部位を計測位置とした同呼吸数及び
心拍数の同時計測装置による呼吸に係わる時系列出力信
号と、従来法による計測で得られた呼吸に係わる時系列
出力信号及び両手法による呼吸周期長の時間的変化を示
すグラフ。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Next, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings to provide an understanding of the present invention. Here, FIG. 1 is a schematic diagram of a respiratory rate and heart rate simultaneous measuring apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a block diagram of signal processing in the same respiratory rate and heart rate simultaneous measuring apparatus, and FIG. 4 (a) and 4 (b) are graphs showing a time-series output signal relating to respiration obtained by a simultaneous measurement device for the same respiration rate and heart rate, and measurement by a conventional method, respectively, and FIG.
(A), (b), and (c) are graphs showing time-series output signals related to respiration from each part by the simultaneous respiration rate and heart rate simultaneous measurement apparatus, respectively, and FIGS. 5 (a), (b), and (c). c) is a conceptual diagram in the case where a vibration detection sensor is arranged on a steering wheel, a seat belt, and a chair of a car, respectively, and FIG.
(B) and (c) are time-series output signals related to respiration by the same respiration rate and heart rate simultaneous measurement apparatus using the navel region as a measurement position, and time-series output related to respiration obtained by measurement using a conventional method. 7 (a), 7 (b), and 7 (c) are graphs showing a signal and a temporal change of a respiratory cycle length by both methods, and FIGS. 8A, 8B, and 8C are graphs showing time-series output signals related to respiration, time-series output signals related to respiration obtained by measurement using a conventional method, and temporal changes in respiratory cycle length according to both methods. c) is a time-series output signal relating to the heartbeat by the simultaneous measurement apparatus for the same respiration rate and the heart rate using the neck part as the measurement position, and a time-series output signal relating to the heartbeat obtained by the measurement according to the conventional method, that is, an electrocardiogram. And measurement of the present invention 9 (a), 9 (b) and 9 (c) are graphs showing the normalized autocorrelation function for the same, respectively. Simultaneous measurement apparatus for the same respiration rate and heart rate using the chest region as a measurement position when a body motion exists. 7 is a graph showing a time-series output signal relating to respiration according to the present invention, a time-series output signal relating to respiration obtained by measurement according to a conventional method, and a temporal change of a respiratory cycle length according to both methods.
【０００８】図１に示すように、本発明の一実施の形態
に係る呼吸数及び心拍数の同時計測装置（以下、同時計
測装置という）１０は、被検者２０が載せられるベッド
２１上の所定位置に敷かれた、水や空気等の流体を封入
した袋体の一例であるエアマット１１と、エアマット１
１の外表面又は内部に配置される、振動検出センサーの
一例であるワイヤ状呼吸センサー１２と、ワイヤ状呼吸
センサー１２の出力ケーブルと接続されて、ベッド２１
に取付けられた信号処理手段の一例である処理・伝送・
電源装置１３とを有している。以下、これらについて詳
しく説明する。As shown in FIG. 1, a simultaneous measurement apparatus (hereinafter, referred to as a simultaneous measurement apparatus) 10 for respiratory rate and heart rate according to an embodiment of the present invention is provided on a bed 21 on which a subject 20 is placed. An air mat 11, which is an example of a bag body filled with a fluid such as water or air, laid at a predetermined position;
1, a wire-shaped respiration sensor 12 which is an example of a vibration detection sensor and is connected to an output cable of the wire-shaped respiration sensor 12,
Processing / transmission / signal, which is an example of signal processing means attached to
And a power supply unit 13. Hereinafter, these will be described in detail.
【０００９】エアマット１１は、天然ゴム又は人造ゴム
と繊維から構成される通常市販されているエアマットで
あって、図示しないがバルブが設けられている内部には
所定の空気が充填されている。なお、エアマット１１の
代わりに内部に水等の液体を充填したウォーターマット
であってもよい。この場合は、人がその上に乗ると冷た
く感じるので、上に毛布をあてがうか、又は内部にヒー
ターを備え最適保温するようにしてもよい。また、エア
マットの形状は、計測部位の体形に応じて適宜変えるこ
とが好ましく、例えば、首の位置を計測部位とする場合
は、枕状の形状とすることができる。The air mat 11 is a commercially available air mat made of natural rubber or artificial rubber and fibers, and a predetermined air (not shown) is filled inside a valve provided therein. Instead of the air mat 11, a water mat filled with a liquid such as water may be used. In this case, since a person feels cold when riding on it, a blanket may be applied to the top, or a heater may be provided inside to keep the temperature optimal. Further, the shape of the air mat is preferably changed as appropriate according to the body shape of the measurement site. For example, when the position of the neck is used as the measurement site, the air mat can be shaped like a pillow.
【００１０】ワイヤ状呼吸センサー１２は、身体からの
振動を検出して機械振動を電気信号に変換する機能を有
し、その感知部には歪ゲージを有している。なお、振動
検出センサーとして、空気伝導を利用した集音マイク等
も使用でき、これは空気を封入したエアマットに取付け
て計測するのに適している。また、ワイヤ状呼吸センサ
ー１２は所定の広さの金属板や樹脂板を介在させてエア
マット１１に取付けることが好ましい。この場合には、
寝返り等の体動に対してワイヤ状呼吸センサー１２の位
置を安定的に維持させることができ、余分な雑音を拾う
ことなく、検出感度を高めることができる。The wire-shaped respiration sensor 12 has a function of detecting vibration from the body and converting mechanical vibration into an electric signal, and has a strain gauge at its sensing part. Note that a sound collection microphone using air conduction can be used as the vibration detection sensor, which is suitable for mounting on an air mat filled with air for measurement. Further, it is preferable that the wire-shaped respiration sensor 12 is attached to the air mat 11 with a metal plate or a resin plate having a predetermined size interposed therebetween. In this case,
The position of the wire-shaped respiration sensor 12 can be stably maintained against body movements such as turning over, and the detection sensitivity can be increased without picking up extra noise.
【００１１】処理・伝送・電源装置１３は、図２に示す
ように、呼吸数計測に関しては、ワイヤ状呼吸センサー
１２の感知部に設けられた歪ゲージからの時系列出力信
号ｙiに対して、高周波成分を除去するローパスフィル
タ１４と、ローパスフィルタ１４を通過した時系列出力
信号ｘi から呼吸数を計測するためのピーク間隔計測回
路１５を備え、心拍数計測に関しては、ワイヤ状呼吸セ
ンサー１２の歪ゲージからの時系列出力信号ｙi に対し
て、低周波成分を除去するハイパスフィルタ１６と、ハ
イパスフィルタ１６を通過した時系列出力信号ｗi から
心拍数を計測するための自己相関関数を求める自己相関
関数処理回路１７を備え、かつ計測された呼吸数、心拍
数等の諸データを表示する表示器１８、呼吸数、心拍数
等の諸データを有線又は無線で伝送するデータ伝送器１
９、及び図示していない前記各機器への電源供給装置を
有している。以下、呼吸数計測の部分、心拍数計測の部
分、表示器・データ伝送器・電源供給装置に分けて、更
に詳しく説明する。As shown in FIG. 2, the processing / transmission / power supply device 13 is adapted to measure the respiratory rate with respect to the time-series output signal y i from the strain gauge provided in the sensing section of the wire-shaped respiration sensor 12. , a low-pass filter 14 for removing high-frequency components, with a peak interval measuring circuit 15 for measuring the respiratory rate from the sequence output signal x i when passed through the low-pass filter 14, with respect to the heart rate measurement, wire-like breathing sensor 12 A high-pass filter 16 for removing a low-frequency component from a time-series output signal y i from the strain gauge of FIG. 1 and an autocorrelation function for measuring a heart rate from the time-series output signal w i passed through the high-pass filter 16 A display 18 for displaying an autocorrelation function processing circuit 17 for obtaining and displaying various data such as a measured respiratory rate and a heart rate; Data transmitter 1 for transmitting wirelessly
9 and a power supply device for each of the above-mentioned devices not shown. Hereinafter, the respiration rate measurement part, the heart rate measurement part, the display, the data transmitter, and the power supply device will be described in more detail.
【００１２】（１）呼吸数計測の部分 呼吸数の計測を行う場合、歪ゲージが内臓されているワ
イヤ状呼吸センサー１２が配置されたエアマット１１
を、被検者２０の計測部位にセットするが、セットする
部位によっては得られる時系列出力信号ｙi 中の呼吸の
データに心拍のデータが高周波リップル波形として、重
畳することがある。このため、得られた時系列出力信号
ｙi をローパスフィルタ１４に入力し、心拍データであ
る高周波成分が除去された時系列出力信号ｘi に変換
し、この時系列出力信号ｘi をピーク間隔計測回路１５
に入力する。ピーク間隔計測回路１５では、隣り合うピ
ーク間の時間を計測して、得られたピーク間隔を呼吸周
期として計測すると共に、これらを統合して、一定時間
当たりの呼吸数等のデータを出力する。ローパスフィル
タ１４としては種々のアナログ型、デジタル型のフィル
タが考えられるが、ここでは演算装置に以下の式（２）
で表現されるデジタルフィルタを２回使用したものを用
いた。これは、高周波成分をできるだけ多く除去し、出
力を滑らかにするためである。なお、αはフィルタ性能
を規定する数値定数で、０＜α＜１である。(1) Respiratory Rate Measurement Part When measuring the respiratory rate, an air mat 11 on which a wire-shaped respiratory sensor 12 having a built-in strain gauge is arranged.
Is set to the measurement site of the subject 20, and the heartbeat data may be superimposed as a high-frequency ripple waveform on the respiration data in the obtained time-series output signal yi depending on the setting site. Therefore, enter the sequence output signal y i when obtained to a low pass filter 14, and converted into sequence output signal x i when the high frequency components have been removed is the heartbeat data, the peak interval time series output signals x i Measurement circuit 15
To enter. The peak interval measurement circuit 15 measures the time between adjacent peaks, measures the obtained peak interval as a respiratory cycle, integrates these, and outputs data such as the respiratory rate per fixed time. Various analog and digital filters can be considered as the low-pass filter 14. Here, the following equation (2) is used in the arithmetic unit.
A digital filter expressed twice by using a digital filter was used. This is to remove as much high frequency components as possible and to smooth the output. Here, α is a numerical constant defining the filter performance, and 0 <α <1.
【００１３】[0013]
【数３】 (Equation 3)
【００１４】また、ピーク間隔計測回路１５では、ロー
パスフィルタ１４の出力である時系列出力信号ｘi のサ
ンプリング時間ごとの変化から、コンピュータを用いて
ピーク位置を検出し、検出したピーク位置からピーク間
隔時間を求めている。Further, the peak interval measuring circuit 15, the change in each sampling time of the time-series output signal x i is the output of the low pass filter 14 to detect the peak position by using a computer, the peak interval from the detected peak position Seeking time.
【００１５】（２）心拍数計測の部分 得られた時系列出力信号ｙi を、呼吸に関する低周波成
分を除去するために、ハイパスフィルタ１６に入力す
る。ハイパスフィルタ１６としても種々のアナログ型、
デジタル型のフィルタが考えられるが、ここでは演算装
置に以下の式（３）、（４）で表現されるデジタルフィ
ルタを２回使用したものを用いた。ここで、βはフィル
タ性能を規定する数値定数で、０＜β＜１である。(2) Heart Rate Measurement Part The obtained time-series output signal y i is input to a high-pass filter 16 in order to remove low-frequency components related to respiration. Various analog types as the high-pass filter 16,
A digital filter is conceivable. Here, a filter using a digital filter expressed by the following equations (3) and (4) twice is used for the arithmetic unit. Here, β is a numerical constant defining the filter performance, and 0 <β <1.
【００１６】[0016]
【数４】 (Equation 4)
【００１７】ハイパスフィルタ１６を通過した時系列出
力信号ｗi は、心拍に合わせて周期的な波形を示すが、
データ採取時の種々の雑音等が混入しているため、繰り
返し波形は時間的に複雑に変化している。このため、ハ
イパスフィルタ１６を通過した時系列出力信号ｗi を、
以下の式（１）で定義された自己相関関数を求めるコン
ピュータを含む自己相関関数処理回路１７に入力する。
ここで、Ｌは現時刻を表し、Ｍは心拍の周期長に相当す
るサンプリング数に対して十分に大きな数値であればよ
く、例えば、サンプリング周期を５ｍｓとすればＭとし
ては３００を考えれば十分である。自己相関関数処理回
路１７では、自己相関関数が大きな極大値をとる０以外
の最初の時間を求め、この時間を心拍の平均周期とし、
これから一定時間当たりの心拍数等のデータを出力す
る。なお、平均心拍周期、心拍数のみでなく、ハイパス
フィルタ１６を通過した時系列出力信号ｗi を全波整流
回路及び適切なローパスフィルタに通すことにより得ら
れる滑らかな出力波形のピーク間隔を、ピーク間隔計測
回路１５により求めるようにすれば、時間的に変化する
心拍周期も計測できる。The time-series output signal w i that has passed through the high-pass filter 16 shows a periodic waveform in accordance with the heartbeat.
Since various noises and the like at the time of data collection are mixed, the repetitive waveform changes in a complicated manner over time. Therefore, the time-series output signal w i that has passed through the high-pass filter 16 is
It is input to an autocorrelation function processing circuit 17 including a computer for obtaining an autocorrelation function defined by the following equation (1).
Here, L represents the current time, and M may be a numerical value that is sufficiently large with respect to the number of samples corresponding to the cycle length of the heartbeat. For example, if the sampling period is 5 ms, it is sufficient to consider 300 as M. It is. The autocorrelation function processing circuit 17 obtains the first non-zero time at which the autocorrelation function takes a large maximum value, and uses this time as the average period of the heartbeat.
From this, data such as the heart rate per fixed time is output. The average cardiac cycle, not only the heart rate, a peak interval of a smooth output waveform obtained by passing the sequence output signal w i when passing through the high pass filter 16 to a full-wave rectifier circuit and a suitable low-pass filter, peak If it is determined by the interval measurement circuit 15, a heart rate cycle that changes over time can also be measured.
【００１８】[0018]
【数５】 (Equation 5)
【００１９】（３）表示器・データ伝送器・電源供給装
置 表示器１８は、ピーク間隔計測回路１５、自己相関関数
処理回路１７で得られた呼吸数や心拍数等の必要データ
を表示するもので、ピーク間隔計測回路１５、自己相関
関数処理回路１７をコンピュータによりデジタル処理す
る場合では、コンピュータの表示装置を利用してもよ
い。また、表示器１８に、アラーム機能を付加しておく
と、異常時の警報出力が得られる。データ伝送器１９
は、ピーク間隔計測回路１５、自己相関関数処理回路１
７で得られた呼吸数や心拍数等の必要データを、有線又
は無線で伝送するものである。電源供給装置は、各機器
へ動作用の電力を供給するものであるが、呼吸数及び心
拍数の同時計測装置の可搬性を高めるために、乾電池等
のバッテリー方式による電力供給方式を採用することも
できる。(3) Display / Data Transmitter / Power Supply The display 18 displays necessary data such as the respiratory rate and the heart rate obtained by the peak interval measuring circuit 15 and the autocorrelation function processing circuit 17. When the peak interval measuring circuit 15 and the autocorrelation function processing circuit 17 are digitally processed by a computer, a display device of the computer may be used. If an alarm function is added to the display 18, an alarm output at the time of abnormality can be obtained. Data transmitter 19
Are the peak interval measuring circuit 15 and the autocorrelation function processing circuit 1
The necessary data such as the respiratory rate and heart rate obtained in step 7 are transmitted by wire or wirelessly. The power supply device supplies power for operation to each device.However, in order to improve the portability of the simultaneous measurement device for respiratory rate and heart rate, a power supply method using a battery such as a dry battery should be adopted. Can also.
【００２０】続いて、本発明の一実施の形態に係る呼吸
数及び心拍数の同時計測装置１０を用いた、呼吸数及び
心拍数の同時計測方法について述べる。ワイヤ状呼吸セ
ンサー１２を、若干の張力を与えて、エアマット１１に
貼りつけ、ベッド２１上の被検者２０の下に敷く。敷く
位置は、へそから首までのどの位置でもよい。被検者２
０の呼吸によるワイヤ状呼吸センサー１２への力学的作
用により、ワイヤ状呼吸センサー１２からは呼吸に応じ
た時系列出力信号ｙi が出力される。時系列出力信号ｙ
i をローパスフィルタ１４に入力して高周波成分を除去
し、出力された時系列出力信号ｘi をピーク間隔計測回
路１５に入力すると、時系列出力信号ｘi のピーク間隔
が得られ、このピーク間隔より呼吸周期、得られた呼吸
周期より一定時間当たりの呼吸数が計測される。また、
時系列出力信号ｙi をハイパスフィルタ１６に入力して
低周波成分を除去し、出力された時系列出力信号ｗi を
自己相関関数処理回路１７に入力すると、時系列出力信
号ｗi に対する自己相関関数が求まり、この自己相関関
数に現れる極大値の間隔、あるいは０以外の最初の極大
値の箇所までの時間より心拍周期が、得られた心拍周期
より一定時間当たりの心拍数が計測される。なお、ハイ
パスフィルタ１６を通過した時系列出力信号ｗi を全波
整流回路及び適切なローパスフィルタに入力して滑らか
な出力波形に変換し、得られた滑らかな出力波形をピー
ク間隔計測回路１５に入力すると、ピーク間隔より時間
的に変化する心拍周期も計測できる。計測された呼吸
数、心拍数等のデータを表示器１８によりリアルタイム
で表示することができる。また、呼吸数、心拍数等の諸
データを、必要に応じて有線又は無線で中央管理センタ
ーへ、データ伝送器１９を介して伝送することができ
る。Next, a method for simultaneously measuring the respiratory rate and the heart rate using the apparatus 10 for simultaneously measuring the respiratory rate and the heart rate according to the embodiment of the present invention will be described. The wire-shaped respiration sensor 12 is attached to the air mat 11 with a slight tension applied, and laid under the subject 20 on the bed 21. The laying position may be any position from the navel to the neck. Subject 2
Due to the mechanical action on the wire-shaped respiration sensor 12 due to the respiration of 0, the wire-shaped respiration sensor 12 outputs a time-series output signal y i according to the respiration. Time series output signal y
Enter the i to the low-pass filter 14 removes high frequency components, by entering the sequence output signal x i when output to the peak interval measuring circuit 15, the peak interval of the time-series output signal x i is obtained, the peak interval The respiratory cycle is measured, and the respiratory rate per fixed time is measured from the obtained respiratory cycle. Also,
When enter a sequence output signal y i in the high-pass filter 16 to remove low-frequency components, the series output signal w i when the output is inputted to the autocorrelation function processing circuit 17, when the auto-correlation for the sequence output signal w i A function is determined, and a heartbeat cycle is measured from the interval between local maxima appearing in the autocorrelation function or the time to the first maximum value other than 0, and the heart rate per fixed time is measured from the obtained heartbeat cycle. The time-series output signal w i passed through the high-pass filter 16 is input to a full-wave rectifier circuit and an appropriate low-pass filter to be converted into a smooth output waveform, and the obtained smooth output waveform is sent to the peak interval measurement circuit 15. When input, a heartbeat cycle that changes with time from the peak interval can also be measured. Data such as the measured respiratory rate and heart rate can be displayed on the display 18 in real time. Further, various data such as a respiratory rate and a heart rate can be transmitted to the central control center via a data transmitter 19 by wire or wireless as required.
【００２１】本発明の一実施の形態に係る呼吸数及び心
拍数の同時計測装置１０による計測が、安定的にかつ高
精度にできることを確認するため、被検者２０のへその
部位にエアマット１１を敷いたときのワイヤ状呼吸セン
サー１２による時系列出力信号ｙi の波形を、従来の計
測方法であるサーミスタ型呼吸センサー（ピックアッ
プ）により得られた時系列出力信号の波形と比較した。
その結果を図３（ａ）、（ｂ）に示す。いずれの計測方
法においても、１００秒当たり２０回の呼吸数が計測さ
れており、本発明の呼吸数及び心拍数の同時計測装置１
０を用いた計測方法により、被検者２０に対して無拘束
の状態で、呼吸数が正確に計測できることが確認でき
た。なお、本発明の方法であるワイヤ状呼吸センサー１
２による計測で、７５秒付近に出力信号が一時的に大き
くなっている部分が検出されたが、これは被検者２０が
体を動かしたことによるものである。In order to confirm that the simultaneous measurement of the respiratory rate and the heart rate by the simultaneous measuring device 10 according to one embodiment of the present invention can be performed stably and with high accuracy, the air mat 11 is placed on the navel of the subject 20. The waveform of the time-series output signal y i by the wire-shaped respiration sensor 12 when the air conditioner was laid was compared with the waveform of the time-series output signal obtained by a thermistor-type respiration sensor (pickup), which is a conventional measurement method.
The results are shown in FIGS. 3 (a) and 3 (b). In each measurement method, the respiration rate of 20 times per 100 seconds is measured, and the simultaneous respiration rate and heart rate measurement apparatus 1 of the present invention 1
By the measurement method using 0, it was confirmed that the respiratory rate can be accurately measured in a state where the subject 20 is not restrained. Note that the wire-shaped respiration sensor 1 according to the method of the present invention is used.
In the measurement by 2, a portion where the output signal temporarily increased near 75 seconds was detected, but this was due to the subject 20 moving his / her body.
【００２２】図４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に、本発明の
呼吸数及び心拍数の同時計測装置１０を用いた、被検者
２０の身体の胸、へそ、首の部位からの時系列出力信号
ｙi を示す。どの部位においても、略同じような振動波
形が得られ同一の呼吸数が計測されていることがわか
る。なお、首の部位において得られた波形には、高周波
リップル波形が大きく重畳しており、これは心拍に起因
するものである。したがって、呼吸数の計測では、エア
マット１１は、被検者２０の胸やへその部位に置いた方
が良く、呼吸数と心拍数を同時に計測する場合では、エ
アマット１１を被検者２０の首の部位に置くのがよい。4 (a), 4 (b) and 4 (c) show parts of the body, chest, navel and neck of a subject 20 using the apparatus for simultaneous measurement of respiratory rate and heart rate 10 of the present invention. 5 shows a time-series output signal y i of FIG. It can be seen that substantially the same vibration waveform was obtained and the same respiratory rate was measured at any part. It should be noted that a high-frequency ripple waveform is greatly superimposed on the waveform obtained at the neck, which is caused by a heartbeat. Therefore, in the measurement of the respiratory rate, it is better to place the air mat 11 on the chest or umbilicus of the subject 20, and when the respiratory rate and the heart rate are measured simultaneously, the air mat 11 is placed on the neck of the subject 20. It is good to put in the part.
【００２３】以上、本発明の呼吸数及び心拍数の同時計
測装置１０による呼吸数と心拍数の計測を、被検者２０
がベッド２１上に寝ている状態を想定して説明したが、
被検者２０は必ずしも計測中に寝ている必要はなく、被
検者２０の身体に対して、振動検出センサーを直接的又
は間接的に当接可能な状態であれば、作業中の状態であ
っても、呼吸数や心拍数の計測が可能となる。例えば、
図５（ａ）に示すように、振動検出センサー１２ａをハ
ンドル握り部に装着することで、運転者の指や掌から、
呼吸数や心拍数の計測が可能となる。また、図５（ｂ）
に示すように、着用者と間接的に当接するシートベルト
部分に振動検出センサー１２ｂあるいは振動検出センサ
ー１２ｂが配置された帯状のエアマット１１ａを取付け
ると、運転者、添乗者、乗務員、乗客等の自動車等輸送
機関に乗用中の人の呼吸数や心拍数の計測が可能とな
る。さらに、図５（ｃ）に示すように、椅子の背もたれ
部分や救急用等のベッドに振動検出センサー１２ｃが配
置されたエアマット１１ｂを埋め込むと、かなり広範囲
の種類の作業に従事している人や救急患者に対しても、
本発明の呼吸数及び心拍数の同時計測装置１０による呼
吸数と心拍数の計測が可能となる。As described above, the measurement of the respiratory rate and the heart rate by the simultaneous respiratory rate and heart rate measuring apparatus 10 of the present invention is performed by the subject 20
Has been described assuming that he is sleeping on the bed 21,
The subject 20 does not necessarily need to be sleeping during the measurement, and may be in a working state as long as the vibration detection sensor can be directly or indirectly contacted with the body of the subject 20. Even if there is, the measurement of the respiration rate and the heart rate becomes possible. For example,
As shown in FIG. 5A, by attaching the vibration detection sensor 12 a to the handle grip, the vibration detection sensor 12 a
Measurement of respiratory rate and heart rate becomes possible. FIG. 5 (b)
As shown in FIG. 7, when a vibration detection sensor 12b or a band-shaped air mat 11a on which the vibration detection sensor 12b is arranged is attached to a seat belt portion indirectly in contact with a wearer, a vehicle such as a driver, a passenger, a crew member, a passenger, etc. It becomes possible to measure the respiratory rate and heart rate of a person who is riding in such a transportation. Further, as shown in FIG. 5 (c), when the air mat 11b on which the vibration detection sensor 12c is arranged is embedded in a backrest portion of a chair or a bed for rescue use, a person engaged in a considerably wide variety of work can be obtained. For emergency patients,
The respiratory rate and heart rate can be measured by the respiratory rate and heart rate simultaneous measurement device 10 of the present invention.
【００２４】[0024]
【実施例】（１）呼吸数の計測 ワイヤ状呼吸センサー１２が配置されたエアマット１１
を、ベッド２１上の被検者２０のへその部位の下に敷
き、計測を開始した。ワイヤ状呼吸センサー１２から得
られる時系列出力信号ｙi を、式（２）で定義されるデ
ジタルフィルタにおいてα＝０．９９３とした一次フィ
ルタを２回使用したローパスフィルタ１４に入力した。
ローパスフィルタ１４を通過後の時系列出力信号ｘi
を、図６（ａ）に示す。また、図６（ｂ）には、同時に
採取したサーミスタ型呼吸センサーによる時系列出力信
号を示している。共に同一の呼吸数が計測されているこ
とが確認できた。また、図６（ａ）、（ｂ）の時系列出
力信号ｘi を、ピーク間隔計測回路１５に入力し、時系
列出力信号ｘi のピーク間隔、すなわち周期を出力し
た。この周期と呼吸ステップ（時系列のピーク間隔の順
序番号）との関係を呼吸周期長の時間的変化として、図
６（ｃ）に示す。ワイヤ状呼吸センサー１２による計測
結果と、従来法であるサーミスタ型呼吸センサーによる
計測結果は、非常によく一致していることがわかった。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS (1) Measurement of respiration rate Air mat 11 on which wire-shaped respiration sensor 12 is arranged
Was laid under the navel of the subject 20 on the bed 21 and the measurement was started. The time-series output signal y i obtained from the wire-shaped respiration sensor 12 was input to a low-pass filter 14 using a first-order filter in which α = 0.993 was used twice in a digital filter defined by Expression (2).
The time-series output signal x i after passing through the low-pass filter 14
Is shown in FIG. FIG. 6B shows a time-series output signal from the thermistor-type respiratory sensor collected at the same time. It was confirmed that the same respiratory rate was measured in both cases. Also, FIG. 6 (a), the time-series output signal x i of (b), and input to the peak interval measuring circuit 15, the peak interval of the time-series output signal x i, i.e. outputs a cycle. FIG. 6C shows the relationship between this cycle and the respiration step (order number of the time-series peak interval) as a temporal change in the respiration cycle length. It was found that the measurement result by the wire-shaped respiration sensor 12 and the measurement result by the conventional thermistor-type respiration sensor were in very good agreement.
【００２５】次に、ワイヤ状呼吸センサー１２が配置さ
れた枕状のエアマット１１を、ベッド２１上の被検者２
０の首の部位の下に敷き、計測を開始した。ワイヤ状呼
吸センサー１２から得られる時系列出力信号ｙi を、式
（２）で定義されるデジタルフィルタにおいてα＝０．
９９３とした一次フィルタを２回使用したローパスフィ
ルタ１４に入力したときの時系列出力信号ｘi をピーク
間隔計測回路１５に入力し、時系列出力信号ｘi の周期
を出力した。図７（ａ）にローパスフィルタ１４を通過
して出力された時系列出力信号ｘi を、図７（ｂ）に同
時に採取したサーミスタ型呼吸センサーによる時系列出
力信号を、図７（ｃ）に呼吸周期長の時間的変化を示
す。周期長の時間的変化においては、ワイヤ状呼吸セン
サー１２による計測結果と、サーミスタ型呼吸センサー
による計測結果では、若干の差が存在したが、呼吸数の
計測では、２１回／１１０秒と両者は完全に一致した。Next, the pillow-shaped air mat 11 on which the wire-shaped respiration sensor 12 is disposed is placed on the bed 21 on the subject 2.
The measurement was started by laying under the neck part of 0. The time-series output signal y i obtained from the wire-shaped respiration sensor 12 is converted into a digital filter defined by the equation (2) by α = 0.
993 and the primary filter to enter a time-series output signal x i when the input to the lowpass filter 14 used 2 times the peak interval measuring circuit 15, and outputs the period of the time-series output signal x i. The sequence output signal x i when the output through the low pass filter 14 in FIG. 7 (a), a series output signal when the thermistor breathing sensor taken simultaneously in FIG. 7 (b), FIG. 7 (c) 3 shows a temporal change of a respiratory cycle length. In the temporal change of the cycle length, there was a slight difference between the measurement result by the wire-shaped respiration sensor 12 and the measurement result by the thermistor-type respiration sensor, but the measurement of the respiration rate was 21 times / 110 seconds. Perfectly matched.
【００２６】（２）心拍数の計測 ワイヤ状呼吸センサー１２が配置されたエアマット１１
を、ベッド２１上の被検者２０の首の部位の下に敷き、
計測を開始した。ワイヤ状呼吸センサー１２から得られ
る時系列出力信号ｙi を、数（３）、（４）で定義され
るデジタルフィルタにおいてβ＝０．９６７とした一次
フィルタを２回使用したハイパスフィルタ１６に入力し
た。ハイパスフィルタ１６を通過させて出力された時系
列出力信号ｗi を、図８（ａ）に示す。また、図８
（ｂ）には、同時に採取した心電図の結果を示してい
る。図８（ａ）と（ｂ）では、ピークの数が共通で、共
に同一の心拍数が計測されていることが確認できた。ま
た、図８（ａ）の時系列出力信号を、式（１）で定義し
た自己相関関数においてＭ＝３００とした、自己相関関
数処理回路１７に入力し、自己相関関数を求めた。得ら
れた自己相関関数を、時間０秒の最大値で割って得られ
る規格化自己相関関数を図８（ｃ）に示す。図８（ｃ）
より、規格化自己相関関数を極大とする、０以外の最初
の時間は、０．７８０秒と求まり、この値は、心電図よ
り求めた周期長０．７８０秒と完全に一致する。したが
って、エアマット１１を適切な位置におけば、心拍数も
高精度で計測することが確認できた。(2) Measurement of heart rate Air mat 11 on which wire-shaped respiration sensor 12 is arranged
Is placed under the neck of the subject 20 on the bed 21,
Measurement was started. The time-series output signal y i obtained from the wire-shaped respiration sensor 12 is input to a high-pass filter 16 using a first-order filter with β = 0.967 twice in a digital filter defined by Expressions (3) and (4). did. The sequence output signal w i when the output is passed through a high-pass filter 16, shown in FIG. 8 (a). FIG.
(B) shows the result of the electrocardiogram collected at the same time. 8A and 8B, it was confirmed that the number of peaks was common and the same heart rate was measured. Further, the time-series output signal of FIG. 8A was input to an auto-correlation function processing circuit 17 where M = 300 in the auto-correlation function defined by the equation (1), and an auto-correlation function was obtained. FIG. 8C shows a normalized autocorrelation function obtained by dividing the obtained autocorrelation function by the maximum value at time 0 seconds. FIG. 8 (c)
Thus, the first time other than 0 at which the normalized autocorrelation function is maximized is obtained as 0.780 seconds, and this value completely matches the cycle length obtained from the electrocardiogram of 0.780 seconds. Therefore, it was confirmed that the heart rate could be measured with high accuracy if the air mat 11 was placed at an appropriate position.
【００２７】（３）体動の影響 ワイヤ状呼吸センサー１２が配置されたエアマット１１
を、ベッド２１上の被検者２０の胸の部位の下に敷き、
計測を開始した。ワイヤ状呼吸センサー１２から得られ
る時系列出力信号ｙi を、式（２）で定義されるデジタ
ルフィルタにおいてα＝０．９９３とした一次フィルタ
を２回使用したローパスフィルタ１４に入力し、その時
系列出力信号ｘi をピーク間隔計測回路１５に入力し、
時系列出力信号ｘi の周期を出力した。ワイヤ状呼吸セ
ンサー１２から得られる時系列出力信号ｙi を、このロ
ーパスフィルタ１４を通過させて出力された、***変更
前後の時系列出力信号ｘi を図９（ａ）に、また同時に
採取したサーミスタ型呼吸センサーによる時系列出力信
号を図９（ｂ）に示す。***変動により、ワイヤ状呼吸
センサー１２に大きな圧力変動が生じ、一時的に振幅の
大きな信号が得られるが、直ちに回復し、移動後の***
で、また落ちついた周期的信号が得られ、正確な呼吸数
が計測できることがわかった。また、ワイヤ状呼吸セン
サー１２とサーミスタ型呼吸センサーによる計測から求
めた呼吸周期長の変化を図９（ｃ）に示す。図９（ｃ）
より、***変更時の４５秒間を除き呼吸周期長が正確に
計測できることがわかった。(3) Influence of body movement Air mat 11 on which wire-shaped respiration sensor 12 is arranged
Is laid under the part of the chest of the subject 20 on the bed 21,
Measurement was started. A time-series output signal y i obtained from the wire-shaped respiration sensor 12 is input to a low-pass filter 14 using a first-order filter with α = 0.93 twice in a digital filter defined by the equation (2). the output signal x i to the peak interval measuring circuit 15,
And outputs the period of the time-series output signal x i. The time-series output signal y i obtained from the wire-shaped respiratory sensor 12 was passed through this low-pass filter 14 and the time-series output signal x i before and after the change of body position was collected in FIG. 9A and simultaneously. FIG. 9B shows a time-series output signal from the thermistor-type respiration sensor. Due to the position change, a large pressure change occurs in the wire-shaped respiratory sensor 12 and a signal having a large amplitude is temporarily obtained. However, the signal immediately recovers, and a stable periodic signal is obtained in the post-movement position. It turned out that the respiration rate can be measured. FIG. 9C shows the change in the respiratory cycle length obtained from the measurement by the wire-type respiratory sensor 12 and the thermistor-type respiratory sensor. FIG. 9 (c)
From this, it was found that the respiratory cycle length could be accurately measured except for 45 seconds when the body position was changed.
【００２８】[0028]
【発明の効果】請求項１〜３記載の呼吸数及び心拍数の
同時計測装置においては、身体に直接又は間接的に当接
して身体からの振動を検出する振動検出センサーと、振
動検出センサーからの時系列出力信号ｙi に、ローパス
フィルタをかけ、得られた時系列出力信号ｘi のピーク
間隔から呼吸数を計測し、振動検出センサーからの時系
列出力信号ｙi に、ハイパスフィルタをかけ、得られた
時系列出力信号ｗi に対し、自己相関関数の所定レベル
以上の最初の極大値を与える０以外の時間を求めて心拍
数を計測する信号処理手段とを有するので、雑音を除去
して、必要な信号のみを取り出し、信号処理することが
でき、一つの計測により、呼吸数、呼吸周期、心拍数の
同時計測が可能となる。また、請求項２記載の呼吸数及
び心拍数の同時計測装置においては、振動検出センサー
は、水や空気等の流体を封入した袋体の外表面又は内部
に配置され、感知部に歪ゲージを有しているので、被検
者に直接電極等の検出端子を固定することなく、無拘束
の状態で呼吸数、呼吸周期、心拍数を計測することが可
能となる。更に、請求項３記載の呼吸数及び心拍数の同
時計測装置においては、所定の式によって自己相関関数
を求めるようにしているので、雑音が混ざった複雑な繰
り返し振動波形に対して正確な周期を検出することがで
き、高信頼性、高精度の心拍数の計測が可能となる。な
お、ハイパスフィルタを通過した時系列出力信号ｗi を
全波整流回路及び適切なローパスフィルタに入力して滑
らかな出力波形に変換し、得られた滑らかな出力波形を
ピーク間隔計測回路に入力すると、ピーク間隔より時間
的に変化する心拍周期も計測できる。更に、振動検出セ
ンサーをハンドル握り部、着用者と間接的に当接するシ
ートベルト部分、着席者と間接的に当接する座席の背も
たれ部分、あるいは救急車両等におけるベッドに配置す
ると、運転者、添乗者、乗務員、乗客、救急患者等の呼
吸数、呼吸周期、心拍数、心拍周期の計測が可能とな
り、計測された呼吸数や心拍数等のデータに異常が検知
されれば、自動車のナビゲーターシステムと連動させ
て、その位置を確認し、最寄りの救急センターへ通報す
ることも可能となる。したがって、高齢化するドライバ
ーや長距離輸送機関の乗務員、乗客への救急対策が、本
発明の呼吸数及び心拍数の同時計測装置を用いて可能と
なる。According to the apparatus for simultaneously measuring the respiratory rate and the heart rate according to the first to third aspects of the present invention, the vibration detecting sensor detects the vibration from the body by directly or indirectly contacting the body. in time series output signals y i, and applying a low-pass filter, resulting when measured respiration from the peak interval of the sequence output signal x i, in time series output signals y i from the vibration detecting sensor, applying a high-pass filter , to sequence output signal w i when obtained, since a signal processing means for measuring the heart rate seeking first nonzero time giving the maximum value over a predetermined level of the autocorrelation function, the noise removal Then, only necessary signals can be extracted and signal processing can be performed, and simultaneous measurement of respiratory rate, respiratory cycle, and heart rate can be performed by one measurement. In the simultaneous measurement apparatus for respiratory rate and heart rate according to claim 2, the vibration detection sensor is disposed on the outer surface or inside of a bag body in which a fluid such as water or air is sealed, and a strain gauge is provided on the sensing unit. Because of this, it is possible to measure the respiratory rate, the respiratory cycle, and the heart rate in an unrestricted state without directly fixing a detection terminal such as an electrode to the subject. Furthermore, in the apparatus for simultaneously measuring the respiratory rate and the heart rate according to the third aspect, since the autocorrelation function is obtained by a predetermined equation, an accurate cycle can be set for a complex repetitive vibration waveform mixed with noise. The heart rate can be detected, and the heart rate can be measured with high reliability and high accuracy. When the time-series output signal w i that has passed through the high-pass filter is input to a full-wave rectifier circuit and an appropriate low-pass filter to be converted into a smooth output waveform, and the obtained smooth output waveform is input to a peak interval measurement circuit. Also, a heartbeat cycle that changes with time from the peak interval can be measured. Further, when the vibration detection sensor is disposed on a handle grip, a seat belt portion indirectly in contact with a wearer, a backrest portion of a seat indirectly in contact with a occupant, or a bed in an ambulance vehicle or the like, a driver, a passenger, It is possible to measure the respiratory rate, respiratory cycle, heart rate, heart rate cycle of crew, passengers, emergency patients, etc., and if an abnormality is detected in the measured respiratory rate, heart rate, etc. data, the car navigator system and In conjunction with this, it is possible to confirm the position and notify the nearest emergency center. Therefore, rescue measures for aging drivers, crew members of long-distance transportation, and passengers can be performed using the simultaneous respiration rate and heart rate measurement device of the present invention.
【図１】本発明の一実施の形態に係る呼吸数及び心拍数
の同時計測装置の概略図である。FIG. 1 is a schematic diagram of a respiratory rate and heart rate simultaneous measurement device according to an embodiment of the present invention.
【図２】同呼吸数及び心拍数の同時計測装置における、
信号処理のブロック図である。FIG. 2 shows a simultaneous respiratory rate and heart rate simultaneous measuring apparatus.
It is a block diagram of signal processing.
【図３】（ａ）、（ｂ）はそれぞれ同呼吸数及び心拍数
の同時計測装置と、従来法による計測で得られた呼吸に
係わる時系列出力信号を示すグラフである。FIGS. 3 (a) and 3 (b) are graphs showing a simultaneous measurement device for the same respiration rate and heart rate, respectively, and a time series output signal relating to respiration obtained by measurement by a conventional method.
【図４】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ同呼吸数及
び心拍数の同時計測装置による各部位からの呼吸に係わ
る時系列出力信号を示すグラフである。FIGS. 4 (a), (b), and (c) are graphs showing time-series output signals relating to respiration from each part by the simultaneous respiration rate and heart rate measurement apparatus.
【図５】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ車のハンド
ル、シートベルト、椅子に振動検出センサーを配置した
場合の概念図である。FIGS. 5 (a), (b), and (c) are conceptual diagrams when a vibration detection sensor is arranged on a steering wheel, a seatbelt, and a chair of a car, respectively.
【図６】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれへその部位
を計測位置とした同呼吸数及び心拍数の同時計測装置に
よる呼吸に係わる時系列出力信号、従来法による計測で
得られた呼吸に係わる時系列出力信号及び両手法による
呼吸周期長の時間的変化を示すグラフである。FIGS. 6 (a), (b) and (c) are time series output signals relating to respiration by the same respiration rate and heart rate simultaneous measurement apparatus using the umbilical region as a measurement position, obtained by measurement using a conventional method. 7 is a graph showing a time-series output signal relating to a given respiration and a temporal change of a respiration cycle length by both methods.
【図７】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ首の部位を
計測位置とした同呼吸数及び心拍数の同時計測装置によ
る呼吸に係わる時系列出力信号と、従来法による計測で
得られた呼吸に係わる時系列出力信号及び両手法による
呼吸周期長の時間的変化を示すグラフである。7 (a), (b), and (c) show time-series output signals related to respiration by a simultaneous respiration rate and heart rate measurement apparatus using a neck part as a measurement position and measurement by a conventional method. It is a graph which shows the time-series output signal concerning the obtained respiration and the temporal change of the respiratory cycle length by both methods.
【図８】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ首の部位を
計測位置とした同呼吸数及び心拍数の同時計測装置によ
る心拍に係わる時系列出力信号と、従来法による計測で
得られた心拍に係わる時系列出力信号つまり、心電図の
こと及び本発明の計測に対する規格化自己相関関数を示
すグラフである。8 (a), (b), and (c) show time-series output signals related to heartbeat by a simultaneous respiration rate and heart rate measurement device using a neck part as a measurement position and measurement by a conventional method. It is a graph which shows the obtained time-series output signal concerning the heartbeat, that is, an electrocardiogram and a normalized autocorrelation function for the measurement of the present invention.
【図９】（ａ）、（ｂ）、（ｃ）はそれぞれ体動が存在
するときの胸の部位を計測位置とした同呼吸数及び心拍
数の同時計測装置による呼吸に係わる時系列出力信号
と、従来法による計測で得られた呼吸に係わる時系列出
力信号及び両手法による呼吸周期長の時間的変化を示す
グラフである。9 (a), (b), and (c) are time-series output signals related to respiration by a simultaneous respiration rate and heart rate measurement apparatus in which a chest region is measured as a measurement position when a body motion is present. 7 is a graph showing time-series output signals related to respiration obtained by measurement according to a conventional method, and temporal changes in respiratory cycle length according to both methods.
１０：呼吸数及び心拍数の同時計測装置、１１、１１
ａ、１１ｂ：エアマット（流体を封入した袋体）、１
２：ワイヤ状呼吸センサー（振動検出センサー）、１２
ａ、１２ｂ、１２ｃ：振動検出センサー、１３：処理・
電送・電源装置（信号処理手段）、１４：ローパスフィ
ルタ、１５：ピーク間隔計測回路、１６：ハイパスフィ
ルタ、１７：自己相関関数処理回路、１８：表示器、１
９：データ伝送器、２０：被検者、２１：ベッド10: Simultaneous measurement device for respiratory rate and heart rate, 11, 11
a, 11b: air mat (bag filled with fluid), 1
2: Wire-shaped respiration sensor (vibration detection sensor), 12
a, 12b, 12c: vibration detection sensor, 13: processing
Transmission / power supply (signal processing means), 14: low-pass filter, 15: peak interval measurement circuit, 16: high-pass filter, 17: autocorrelation function processing circuit, 18: display, 1
9: data transmitter, 20: subject, 21: bed
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C017 AA02 AA14 AC05 AC20 BC07 BD02 4C038 SS08 SV01 VA16 VB33 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page F term (reference) 4C017 AA02 AA14 AC05 AC20 BC07 BD02 4C038 SS08 SV01 VA16 VB33
Claims (3)
からの振動を検出する振動検出センサーと、前記振動検
出センサーからの時系列出力信号ｙi に、ローパスフィ
ルタをかけ、得られた時系列出力信号ｘi のピーク間隔
から呼吸数を計測し、前記振動検出センサーからの時系
列出力信号ｙi に、ハイパスフィルタをかけ、得られた
時系列出力信号ｗi に対し、自己相関関数の所定レベル
以上の最初の極大値を与える０以外の時間を求めて心拍
数を計測する信号処理手段とを有することを特徴とする
呼吸数及び心拍数の同時計測装置。1. A low-pass filter is applied to a vibration detection sensor that directly or indirectly contacts a body to detect vibration from the body and a time-series output signal y i from the vibration detection sensor. The respiratory rate is measured from the peak interval of the time series output signal x i , the time series output signal y i from the vibration detection sensor is subjected to a high-pass filter, and the obtained time series output signal w i is subjected to an autocorrelation function. And a signal processing means for measuring a heart rate by obtaining a time other than 0 at which a first maximum value equal to or higher than a predetermined level is obtained.
計測装置において、前記振動検出センサーは、水や空気
等の流体を封入した袋体の外表面又は内部に配置され、
感知部に歪ゲージを有することを特徴とする呼吸数及び
心拍数の同時計測装置。2. The apparatus for simultaneous measurement of respiratory rate and heart rate according to claim 1, wherein the vibration detection sensor is disposed on an outer surface or inside a bag body in which a fluid such as water or air is sealed,
A simultaneous measurement apparatus for respiratory rate and heart rate, comprising a strain gauge in a sensing unit.
の同時計測装置において、前記自己相関関数は以下の式
で求めることを特徴とする呼吸数及び心拍数の同時計測
装置。 【数１】 3. The apparatus for simultaneous measurement of respiratory rate and heart rate according to claim 1, wherein said autocorrelation function is obtained by the following equation. (Equation 1)
Priority Applications (1)
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