JP2628690B2 - Respiratory rate monitor - Google Patents
Respiratory rate monitorInfo
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Description
【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。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to a respiratory rate monitoring apparatus which is not affected by external noise or 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。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。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。2. Description of the Related Art Conventional techniques and problems It has been desired to monitor a patient's respiratory rate over a relatively long period. In particular, accurate monitoring of respiratory rate is important in patients who are likely to suffer from sudden infant death syndrome (SIDS) in infants. Therefore, for infants who are considered to be at high risk of suffering from SIDS, various types of respiratory rate monitoring devices are used to detect an apnea state or a respiratory cessation state.
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。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。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、
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。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。One of the most commonly mass-produced apnea detectors as described above is a monitoring device based on an impedance pneumograph. Such a monitoring device is operated by applying an AC signal between a plurality of electrodes attached to the chest, and each time the chest attached with the electrodes expands, the impedance between the electrodes is increased. By measuring the change, respiration is detected. Specifically, it is activated based on the relationship between the impedance measured between the electrodes and the capacitance variation of the rib cage in the subject at rest,
The movement of the subject at the measurement site affects the amplitude of the detected AC signal. However, in such a conventional monitoring device, when the subject who is not breathing moves to some extent, a signal having a waveform similar to the respiratory waveform is generated, and the accuracy of the detection result is sufficiently obtained. There was a disadvantage that it could not be done.
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。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。Further, there has been provided a monitoring device based on a magnetometer for detecting respiration in relation to a distance between electrodes attached to a chest and a back of a subject, respectively. Although it is possible to use such a monitoring device for respiration detection, this monitoring device is very sensitive to so-called motion artifacts or erroneous respiration detection due to erroneous signals.
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。In addition, in the above two types of monitoring devices, an erroneous respiration is displayed by expanding the rib cage by the subject trying to breathe despite obstructions obstructing the actual air flow. Problem.
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。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、
足音やドアを閉める音）によるものである。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。On the other hand, in recent years, a respiratory rate monitoring device that detects a respiratory rate based on a subject's respiratory sound has been considered. However, even with such a monitor device, a respiratory sound and a sound unrelated to respiration are generated. There was a problem in identifying. The other sounds that are not related to breathing include noise caused by the subject (for example, conversation, snoring, abdominal sound, muscle sound, and heart sound) or external noise (mechanical noise, other than the subject's noise). Conversations, TV and radio audio,
Footsteps and the sound of closing the door). The noise generated by the subject is mainly due to heart sounds, but it has been difficult to extract only respiratory sounds from such noise.
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
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、
（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、
を含むことにある。Means for Solving the Problems The present invention has been made in view of the above circumstances, and its gist is a monitor device for detecting a respiratory rate of a living body, wherein (a) And outputs a first output signal including a first component corresponding to a respiratory sound, a second component corresponding to a heart sound, and a third component corresponding to external noise in response to the acoustic energy. First output signal supply means for generating; and (b) filtering the second component and the third component from the first output signal by filtering a signal component in a predetermined frequency band.
A second output signal generating means for removing a component and generating a second output signal corresponding to only the breathing sound;
(C) energy signal generating means for generating an AC energy signal corresponding to the energy of the second output signal, including means for calculating a root mean square value of the second output signal; and (d) a predetermined energy signal. Zero-crossing identifying means for identifying zero-crossings in the energy signal within a bandwidth and relating the zero-crossings to the respiration rate of the living body;
Is to include.
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、
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。In this way, in the second output signal generating means,
By filtering a signal component in a predetermined frequency band, the first output signal corresponding to the acoustic energy of the living body generated from the first output signal generating means corresponds to the second component corresponding to the heart sound and the external noise. And the second output signal including only the first component corresponding to the respiratory sound is changed to an AC energy signal by calculating a root mean square value thereof by the energy signal generating means, The zero-crossing identification means identifies the zero-crossings in the energy signal and associates them with the respiration rate.
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 respiratory rate monitoring device of the present invention, the respiratory rate is detected based on the second output signal corresponding to only the respiratory sound, so that the respiratory rate is not affected by heart sounds of the living body or external noise, The effect of improving the detection accuracy of the device is obtained.
なお、前記第２出力信号発生手段は、好適には、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。Preferably, the second output signal generating means is
It includes a band-pass filter having a permissible range of up to 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。Examples Hereinafter, examples of the present invention will be described in detail 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。なお、A/D変換器18から表示器4
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。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the respiratory rate monitoring device 10 of the present embodiment. The A / D converter 18 to the display 4
Some or all of the steps up to 4 can 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。なお、呼吸音センサ
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。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。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。この出力信号は、
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
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。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。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。The respiratory sound sensor 12 is composed of, for example, a microphone or the like, and has a frequency characteristic set so as to be sensitive to acoustic energy within a predetermined bandwidth (that is, the respiratory sound of the subject). In addition, breathing sound sensor
As 12, various types of sensors such as a microphone and a piezoelectric sensor can be used. The respiratory sound sensor 12 outputs waveforms including a component related to the subject's breathing sound, a component related to the subject's heart sound, and a component related to physiological noise and external noise from the subject. Is generated. Therefore, the respiratory sound sensor 12 functions as the first output signal supply unit of the present embodiment. This output signal is
A band-pass filter 1 that is amplified by the amplifier 14 and has a signal passing allowable range set to 0.1 Hz to 1000 Hz.
After being filtered by 6, it is digitized by an A / D converter 18. In the A / D converter 18, signal sampling is performed at a period corresponding to about 4000 Hz. As shown in FIG. 2, in a waveform 20 of a normal output signal output from the A / D converter 18, a first component 21 having a relatively high amplitude represents an acoustic signal generated from the heart of the subject. , A relatively low amplitude second component 22 represents the subject's breathing sound and a plurality of other signal components generated due to the subject's physiological and external factors.
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。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。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。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
対１の割合で第２成分22のデータ数が減少される。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。When obtaining the respiratory rate from the waveform 20, the second component 22 representing the respiratory sound of the subject and the other signal components is amplified, and the first component 21 and other signal components corresponding to heart sounds are amplified. Remove it. At this time, when the signal is in the digital state rather than in the analog state, the signal permissible range can be obtained more accurately. It is also desirable that the signal be sampled at a high frequency. From the above, the output signal from the A / D converter 18 is out of the permissible range by being filtered by the band-pass filter 24 whose signal permissible range is preset to 300 to 600 Hz. After the first component 21 representing the heart sound and the other signal components are removed, the data number reduction module 26
The number of data of the second component 22 is reduced at a ratio of one to one. 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, and the signal corresponding to the second component 22 representing the respiratory sound is amplified. Have been.
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。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。In order to identify a breathing sound in the waveform 27, a continuous large block of signal energy in the waveform 27 is detected by using a movable window 28 (shown in FIG. 1) having a predetermined time width. That is, the root-mean-square value of the waveform 27 within the time width of the movable window 28 is sequentially calculated by using the following equation (1) to obtain 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。 Here, n and j: the index of the signal In the equation (1), the time width of the movable window 28 is determined by the variable N, and in this embodiment, the time width 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。Next, in the smoothing filter 30, the average value of the energy signal y (n) is calculated from the following equation (2) for each predetermined time width of, for example, 0.5 seconds.
（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。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。 In the equation (2), the time width is determined by the variable M. By obtaining and smoothing the average value of the energy signal y (n) as described above, the signal y '(n) is obtained, and 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, in the DC component removing module 34, the average value of the energy signal y '(n) is reduced as shown in the following equation (3) at every predetermined time width of, for example, 4 seconds, thereby obtaining the signal y. DC component is removed from '(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。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。 This DC component removing module 34 substantially operates as a high-pass filter whose cutoff frequency is the numerical value L of the equation (3). As a result, the energy signal y '(n) is changed to an AC signal y "(n) having a waveform 35 shown in Fig. 4. Therefore, in this embodiment, the movable window 28, the smoothing filter 30, The DC component removing 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。波形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。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。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。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。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。すなわち、波形
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。たとえば、第４図ａにおいては、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、
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。The waveform 35 includes a plurality of vertices and valleys, and these vertices represent an inhalation sound or an expiration sound. Waveform 35
Is processed by the in-band zero-crossing detector 38. This operation will be described below with reference to a waveform 40 shown in FIG. 4a. The waveform 40 includes a plurality of vertices and valleys, like the waveform 35. Each of the vertices 40a and 40a 'represents an inspiratory sound or an expiratory sound, respectively, and the valley 40b represents no breathing sound. In order to obtain a respiratory sound from such a waveform 40, it is necessary to determine a "large and positive" zero crossing in the waveform 40. This zero crossing is determined based on a band from + Z to -Z, which is set in advance around the zero axis, and in this embodiment, Z is set to 50. That is, the waveform
When 40 passes through the lower limit from within the band and returns to the band again and passes through the upper limit, when the point crossing the zero axis is one point, it is determined that the point is a zero crossing. is there. For example, in FIG. 4a, 40c, 40d,
None of the points at 40e are considered to be zero crossings,
Since the point 41 satisfies the above condition, 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。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。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。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。In the waveform 35 of FIG. 4, a series of marks representing the occurrence of inspiration and expiration are determined by the in-band zero-crossing detector 38 as shown in FIG. Then, the respiratory rate is calculated by the calculator 42 from the time of occurrence of the marks, and the respiratory rate is displayed on the display 44. Therefore, in the present embodiment, the in-band zero-crossing detector 38 and the computing unit 42 constitute a zero-crossing identifying means. The processing routine employed in the arithmetic unit 42 is constituted by various known arithmetic 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 the present embodiment, the respiratory rate can be efficiently determined from the breathing sound of the subject without being affected by external noise or interference.
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。The above is merely an example of the present invention, and the present invention can be variously modified without departing from the spirit thereof.
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。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。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。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。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。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。 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）FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a respiratory rate monitoring apparatus according to one embodiment of the present invention. FIG. 2 is a graph showing normal respiratory sound data obtained from a biological transducer. FIG. 3 is a graph showing a signal waveform remaining as a result of removing a heart sound from the signal shown in FIG. FIG. 4 is a graph showing the waveform of the energy signal after the signal waveform shown in FIG. 3 has been smoothed and filtered by a high-pass filter. FIG. 4a is a graph for explaining the operation of the band zero crossing detector. FIG. 5 is a graph showing respiratory rate data obtained by processing the waveform shown in FIG. 4 by a band zero crossing detector. 10: Respiratory rate monitoring device 12: Respiratory sound sensor (first output signal generating means) 24: Band pass filter 28: Movable window (energy signal generating means) 30: Smoothing filter (energy signal generating means) 34: DC component removal module (Energy signal generating means) 38: Zero crossing detector in band (Zero crossing discriminating means) 42: Arithmetic unit (Zero crossing discriminating means)
Claims (2)
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。1. A monitoring device for detecting a respiratory rate of a living body, wherein the monitoring device detects acoustic energy generated from the living body, and responds to the acoustic energy to correspond to a first component corresponding to a respiratory sound and a heart sound. First output signal supply means for generating a first output signal including a second component and a third component corresponding to external noise; and filtering the signal component in a predetermined frequency band to produce the first output signal. A second output signal generating unit that removes the second component and the third component from the signal and generates a second output signal corresponding to only the respiratory sound, and calculates a root mean square value of the second output signal. Means for generating an AC energy signal corresponding to the energy of the second output signal, and an energy signal generating means for generating an AC energy signal corresponding to the energy of the second output signal; A zero-crossing identifying means for identifying a zero-crossing in the living body and relating the zero-crossing to the respiratory rate of the living body.
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。2. The apparatus according to claim 2, wherein said second output signal generating means is 300 to 600.
The respiratory rate monitoring device according to claim 1, further comprising a band pass filter having a pass allowable band of Hz.
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