JP7297190B2 - alarm system - Google Patents
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Description
特許法第３０条第２項適用 公益社団法人計測自動制御学会が２０１６年１１月２６日に発行した「第２５回計測自動制御学会中国支部学術講演会論文集」において発表
この発明は、被検者の脇の下にセットされる体導音センサを用いて、被検者の血流音、心音、呼吸音等を検出し、検出された音響信号に基づいて音響心拍数及び音響呼吸数を計測し、計測された音響心拍数及び音響呼吸数に基づいて、心拍数及び呼吸数のいずれかに異常があるか否か判定し、異常があると判定した場合に警報を発する警報発出システムに関するものである。
また、この発明は、被検者の胸部又は腹部にセットされる加速度センサを用いて、被検者の胸部又は腹部における加速度を検出し、検出された加速度信号に基づいて加速度心拍数及び加速度呼吸数を計測し、計測された加速度心拍数及び加速度呼吸数に基づいて、心拍数及び呼吸数のいずれかに異常があるか否か判定し、異常があると判定した場合に警報を発する警報発出システムに関するものである。
The present invention uses a body-conducted sound sensor set under the armpit of the subject to detect blood flow sound, heart sound, breathing sound, etc. of the subject, and based on the detected acoustic signals, the acoustic heart rate and Measure the acoustic respiration rate, determine whether there is an abnormality in either the heart rate or the respiration rate based on the measured acoustic heart rate and the acoustic respiration rate, and issue an alarm if it is determined that there is an abnormality It relates to an alarm issuing system .
In addition, the present invention uses an acceleration sensor set on the chest or abdomen of the subject to detect the acceleration in the chest or abdomen of the subject, and based on the detected acceleration signal, accelerated heart rate and accelerated respiration. Based on the measured accelerated heart rate and accelerated respiratory rate, it is determined whether there is an abnormality in either the heart rate or the respiratory rate, and if it is determined that there is an abnormality, an alarm is issued. It is about the system .
従来、呼吸器や循環器系疾患の早期発見を目的として、体導音（例えば、血流音、心音、呼吸音等）や加速度信号に基づく診断システムの研究・開発が進められている。
そして、血流音は手首の近く、心音は胸部又は腹部の近く、呼吸音は頬の近くで採取すれば明瞭な信号を取得し易い。
しかし、３箇所にマイクロホンを装着し、それぞれの体導音を採取することは、時間、コスト、手間がかかり、被検者の負担も大きい。
Conventionally, for the purpose of early detection of respiratory and circulatory system diseases, research and development of diagnostic systems based on body-conducted sounds (for example, blood flow sounds, heart sounds, breath sounds, etc.) and acceleration signals have been advanced.
Clear signals can be easily obtained by collecting blood flow sounds near the wrist, heart sounds near the chest or abdomen, and breathing sounds near the cheek.
However, it is time-consuming, costly, and troublesome to attach microphones to three locations and collect the body-conducted sound from each of them, and the burden on the subject is heavy.
そこで、特許文献１（特開２０１５－３１８８９号公報）に記載されるように、１箇所で採取された混合音響信号から特定の成分を高精度に分離することのできる音響信号分離装置が提案されている（特に、段落０００６～０００７を参照）。
また、特許文献２（特許第３８０９８４７号公報）に記載されるように、１つの加速度センサで被検者の生体情報を得て、呼吸数や心拍数を検出する睡眠診断装置も提案されている（特に、段落０００６～０００７を参照）。
Therefore, as described in Patent Document 1 (Japanese Patent Application Laid-Open No. 2015-31889), an acoustic signal separation device has been proposed that can separate a specific component from a mixed acoustic signal sampled at one location with high accuracy. (See in particular paragraphs 0006-0007).
In addition, as described in Patent Document 2 (Japanese Patent No. 3809847), a sleep diagnosis device has also been proposed that obtains biological information of a subject with a single acceleration sensor and detects the respiratory rate and heart rate. (See in particular paragraphs 0006-0007).
しかし、特許文献１の音響信号分離装置においては、音響センサ１１（超低周波収録用のマイクロホン）が頸動脈上皮部に装着されているため、装着に手間がかかり、体導音以外の音を拾いやすいという欠点があった。
また、特許文献２の睡眠診断装置においては、寝姿変化、呼吸数及び心拍数以外の情報は導出できないという問題があった。
さらに、特許文献１の音響信号分離装置及び特許文献２の睡眠診断装置は、いずれも被検者の状態によっては、心拍数又は呼吸数の計測結果に誤差が生じるおそれがあった。
この発明は、体導音センサを被検者に容易に装着できるようにし、かつ、体導音センサが体導音以外の音を拾いにくくすることを第１の目的としてなされたものである。
そして、体導音センサと加速度センサを併用して、被検者の状態によらず、心拍数及び呼吸数の計測を高精度で行えるようにすることを第２の目的とし、１つの加速度センサで得た被検者の体動に関する情報に基づいて、呼気・吸気の識別及び呼吸の強弱も計測可能とすることを第３の目的としてなされたものである。
However, in the acoustic signal separation device of
Moreover, in the sleep diagnosis device of
Furthermore, both the acoustic signal separation device of
A first object of the present invention is to make it possible to easily attach a body-conducted sound sensor to a subject and to make it difficult for the body-conducted sound sensor to pick up sounds other than body-conducted sounds.
A second object of the present invention is to use both a body-conducted sound sensor and an acceleration sensor to measure the heart rate and respiration rate with high accuracy regardless of the subject's condition. The third purpose of the present invention is to make it possible to distinguish between exhalation and inhalation and to measure the intensity of respiration based on the information about the subject's body movement obtained in 1).
請求項１に係る発明の警報発出システムは、
血流音若しくは心音及び呼吸音を検知し音響信号を取得する体導音センサと、
被検者の脇の下に挿入可能な先端部を有し該先端部に前記体導音センサを設けてある棒状体と、
前記体導音センサにより取得された音響信号に基づいて音響心拍数を計測する音響心拍数計測部及び音響呼吸数を計測する音響呼吸数計測部を有する体導音信号処理手段と、
前記音響心拍数計測部で計測された音響心拍数のデータ及び前記音響呼吸数計測部で計測された音響呼吸数のデータを、所定のインターバルで送信するデータ送信手段と、
前記データ送信手段から送信された音響心拍数のデータ及び音響呼吸数のデータを受信するデータ収集手段と、
前記データ収集手段が受信した音響心拍数のデータ及び音響呼吸数のデータに基づいて、心拍数及び呼吸数のいずれかに異常があるか否か判定し、異常があると判定した場合に警報を発する警報手段を備える
ことを特徴とする警報発出システム。
The alarm issuing system of the invention according to
a body-conducted sound sensor that detects blood flow sounds or heart sounds and breathing sounds and acquires acoustic signals;
a rod-shaped body having a tip that can be inserted into the armpit of a subject and having the body-conducting sound sensor at the tip;
body-conducted sound signal processing means having an acoustic heart rate measuring unit for measuring an acoustic heart rate based on the acoustic signal acquired by the body-conducted sound sensor and an acoustic respiration rate measuring unit for measuring an acoustic respiration rate;
data transmission means for transmitting, at predetermined intervals, the acoustic heart rate data measured by the acoustic heart rate measuring unit and the acoustic respiration rate data measured by the acoustic respiration rate measuring unit;
data collection means for receiving acoustic heart rate data and acoustic respiration rate data transmitted from the data transmission means;
Based on the acoustic heart rate data and the acoustic respiration rate data received by the data collection means , it is determined whether there is an abnormality in either the heart rate or the respiration rate, and if it is determined that there is an abnormality, an alarm is issued. An alarm issuing system characterized by comprising means for issuing an alarm.
請求項２に係る発明は、請求項１に記載の警報発出システムにおいて、
前記警報発出システムは、少なくともＺ軸方向における被検者の体動の加速度を検知し加速度信号を取得する加速度センサと、該加速度センサにより取得された加速度信号に基づいて加速度心拍数を計測する加速度心拍数計測部及び加速度呼吸数を計測する加速度呼吸数計測部を有する加速度信号処理手段と、前記音響心拍数計測部で計測された音響心拍数及び前記加速度心拍数計測部で計測された加速度心拍数に基づいて、修正心拍数を演算する修正心拍数演算部と、前記音響呼吸数計測部で計測された音響呼吸数及び前記加速度呼吸数計測部で計測された加速度呼吸数に基づいて、修正呼吸数を演算する修正呼吸数演算部を有し、
前記警報手段は、修正心拍数のデータ及び修正呼吸数のデータに基づいて、心拍数及び呼吸数のいずれかに異常があるか否か判定し、異常があると判定した場合に警報を発することを特徴とする。
The invention according to
The alarm issuing system includes an acceleration sensor that detects acceleration of body movement of the subject at least in the Z-axis direction and acquires an acceleration signal, and an acceleration sensor that measures an acceleration heart rate based on the acceleration signal acquired by the acceleration sensor. Acceleration signal processing means having a heart rate measurement unit and an acceleration respiration rate measurement unit for measuring an acceleration respiration rate; an acoustic heart rate measured by the acoustic heart rate measurement unit and an acceleration heart rate measured by the acceleration heart rate measurement unit; a corrected heart rate calculation unit that calculates a corrected heart rate based on the number of breaths; Having a modified respiratory rate calculator that calculates the respiratory rate,
The alarm means determines whether or not there is an abnormality in either the heart rate or the respiratory rate based on the corrected heart rate data and the corrected respiratory rate data, and issues an alarm when it is determined that there is an abnormality . characterized by
請求項３に係る発明は、請求項２に記載の警報発出システムにおいて、
前記加速度信号処理手段は、前記加速度センサにより取得された加速度信号をフーリエ変換する加速度信号変換部を有し、
前記加速度心拍数計測部は、前記加速度信号変換部で得られた加速度変換信号から低周波成分を除去する第２の低周波除去部と、該第２の低周波除去部で得られた第２の低周波除去信号に基づいて加速度心拍数を演算する加速度心拍数演算部を有し、
前記加速度呼吸数計測部は、前記加速度信号変換部で得られた加速度変換信号から高周波成分を除去する第２の高周波除去部と、該第２の高周波除去部で得られた第２の高周波除去信号に基づいて加速度呼吸数を演算する加速度呼吸数演算部を有していることを特徴とする。
The invention according to
The acceleration signal processing means has an acceleration signal conversion unit that Fourier-transforms the acceleration signal acquired by the acceleration sensor,
The acceleration heart rate measurement unit includes a second low frequency removal unit that removes low frequency components from the acceleration conversion signal obtained by the acceleration signal conversion unit, and a second low frequency removal unit obtained by the second low frequency removal unit. has an acceleration heart rate calculator that calculates an acceleration heart rate based on the low-frequency removed signal of
The acceleration respiration rate measurement unit includes a second high frequency removal unit for removing high frequency components from the acceleration conversion signal obtained by the acceleration signal conversion unit, and a second high frequency removal unit obtained by the second high frequency removal unit. It is characterized by having an accelerated respiration rate calculator for calculating an accelerated respiration rate based on the signal.
請求項１に係る発明の警報発出システムによれば、体導音センサが、被検者の脇の下に挿入可能な先端部を有する棒状体の先端部に設けてあるので、棒状体の先端部を脇の下に差し込むだけで体導音センサを被検者に装着することができ、しかも体導音センサが体導音以外の音を拾いにくい。
そのため、手軽に被検者の心拍数及び呼吸数を計測することができ、しかも比較的高い精度で心拍数及び呼吸数を同時に計測することができる。
また、在宅患者の遠隔診断システムを実現したり、心拍数や呼吸数に異常のある被災者を的確に把握して警報を発したり、居眠り運転を検知して運転者や同乗者に対して警報を発したりすることができる。
According to the warning issuing system of the first aspect of the invention, the body-conducted sound sensor is provided at the tip of the rod-shaped body having the tip that can be inserted into the armpit of the subject. The body-conducted sound sensor can be attached to the subject only by inserting it under the armpit, and the body-conducted sound sensor hardly picks up sounds other than the body-conducted sound.
Therefore, the heart rate and respiration rate of the subject can be easily measured, and the heart rate and respiration rate can be measured simultaneously with relatively high accuracy.
In addition, we will realize a remote diagnosis system for patients at home, accurately identify victims with abnormal heart and breathing rates and issue warnings, and detect drowsy driving and warn drivers and passengers. can be emitted.
請求項２に係る発明の警報発出システムによれば、請求項１に係る発明の効果に加え、体導音センサと加速度センサを併用して被検者の心拍数及び呼吸数の計測を行うので、被検者の状態によらず、その計測精度を高めることができる。
According to the alarm issuing system of the invention according to
請求項３に係る発明の警報発出システムによれば、請求項２に係る発明の効果に加え、加速度センサにより取得された加速度信号をフーリエ変換して加速度変換信号を得た上で、加速度変換信号から低周波成分を除去した第２の低周波除去信号に基づいて加速度心拍数を演算するとともに、加速度変換信号から高周波成分を除去した第２の高周波除去信号に基づいて加速度呼吸数を演算することができるので、被検者の心拍数及び呼吸数を簡素な構成によって精度良く計測できる。
According to the alarm issuing system of the invention according to
以下、実施例によって本発明の実施形態を説明する。 The embodiments of the present invention will now be described with reference to examples.
図１は実施例１に係る心拍数及び呼吸数計測装置の概念図である。
棒状体１は、被検者の脇の下に挿入可能な先端部を有し、その先端部に体導音センサ２が設けてある。
体導音センサ２を用いて被検者の心拍数及び呼吸数を計測する場合には、棒状体１の先端部を被検者の脇の下に挿入し、体導音センサ２の上面を被検者の胸側に向けて腕で挟むか棒状体１の中央部等をテープやベルトで固定する。
そして、被検者が落ち着いてから体導音センサ２によって取得された音響信号を体導音信号処理手段３で受信し、音響心拍数計測部４及び音響呼吸数計測部５で処理して、被検者の音響心拍数及び音響呼吸数を演算して求める。
報知手段６は、音響心拍数計測部４及び音響呼吸数計測部５から音響心拍数及び音響呼吸数に関する情報を受信し、表示部７に音響心拍数及び音響呼吸数を表示して、検査者又は被検者に知らせる。
FIG. 1 is a conceptual diagram of a heart rate and respiration rate measuring device according to the first embodiment.
The rod-
When the body-conducted
Then, after the subject has calmed down, the acoustic signal acquired by the body-conducted
The notification means 6 receives information about the acoustic heart rate and the acoustic respiration rate from the acoustic heart rate measurement unit 4 and the acoustic respiration
図２（ａ）は実施例１に係る棒状体１の側面図であり、図２（ｂ）は棒状体１の先端部に設けてある体導音センサ２の拡大断面図及び平面図である。
体導音センサ２は、図２（ｂ）に示すように全体の形状は円柱状であり、中央部に段差のある凹部８を有する円柱状のアクリル製ケース９と、凹部８の中心部に嵌め込まれているエレクトレットコンデンサマイクロホン（ＥＣＭ）１０と、凹部８の開口側を閉塞するウレタンゲル充填材１１とからなっている。
2(a) is a side view of the rod-shaped
As shown in FIG. 2(b), the body-conducting
図３は実施例１に係る体導音信号処理手段３のブロック図である。
体導音信号処理手段３は、体導音センサ２からの音響信号を受けると、所定時間（例えば３０秒間）における音響信号を音響信号変換部１２によりフーリエ変換し音響変換信号を得て、音響心拍数計測部４及び音響呼吸数計測部５に送信する。
そして、音響心拍数計測部４においては、低周波除去部１３（具体的にはハイパスフィルタ）によって、受信した音響変換信号から周波数０．８Ｈｚ未満の信号を除去し、音響心拍数演算部１４では低周波除去部１３から送られた低周波除去信号がピークとなる周波数を判定して音響心拍数を演算する。
また、音響呼吸数計測部５においては、高周波除去部１５（具体的にはローパスフィルタ）によって、受信した音響変換信号から周波数０．５Ｈｚ以上の信号を除去し、音響呼吸数演算部１６では高周波除去部１５から送られた高周波除去信号がピークとなる周波数を判定して音響呼吸数を演算する。
FIG. 3 is a block diagram of the body-conducted sound signal processing means 3 according to the first embodiment.
When the body-conducted sound signal processing means 3 receives the acoustic signal from the body-conducted
Then, in the acoustic heart rate measurement unit 4, the low frequency elimination unit 13 (specifically, a high-pass filter) eliminates signals with a frequency of less than 0.8 Hz from the received acoustic conversion signal, and the acoustic heart
In the acoustic respiration
図４は体導音センサ２を用いて、被検者の左脇の下において３０秒間にわたって計測された音響信号の一例であり、図５は図４の音響信号をフーリエ変換して得られた音響変換信号のグラフである。
この例によれば、周波数が０．８Ｈｚ以上の信号は、周波数１．１Ｈｚにおいてピークとなっているので、音響心拍数は６６［ｂｐｍ］となり、周波数が０．５Ｈｚ未満の信号は、周波数０．３３Ｈｚにおいてピークとなっているので、音響呼吸数は２０［回／分］となっていることが分かる。
FIG. 4 shows an example of an acoustic signal measured for 30 seconds under the left armpit of the subject using the body-conducted
According to this example, the signal with a frequency of 0.8 Hz or higher has a peak at a frequency of 1.1 Hz, so the acoustic heart rate is 66 [bpm], and the signal with a frequency of less than 0.5 Hz has a frequency of 0. Since it peaks at 0.33 Hz, it can be seen that the acoustic respiration rate is 20 [times/minute].
図６は実施例２に係る第２の体導音信号処理手段１７のブロック図である。
また、実施例２に係る心拍数及び呼吸数計測装置の概念図は実施例１（図１）と同様であり、実施例１に係る心拍数及び呼吸数計測装置と相違しているのは、音響心拍数計測部４に低周波除去信号逆変換部２０が追加されて第２の音響心拍数計測部１８となっている点及び音響呼吸数計測部５に高周波除去信号逆変換部２１が追加されて第２の音響呼吸数計測部１９となっている点である。
そして、棒状体１、体導音センサ２、報知手段６、表示部７、音響信号変換部１２、低周波除去部１３及び高周波除去部１５については、実施例１と同じなので説明は省略する。
FIG. 6 is a block diagram of the second body-conducted sound signal processing means 17 according to the second embodiment.
Further, the conceptual diagram of the heart rate and respiration rate measuring device according to the second embodiment is the same as that of the first embodiment (FIG. 1), and the difference from the heart rate and respiration rate measuring device according to the first embodiment is that A low-frequency-removed signal
The rod-shaped
実施例２に係る第２の体導音信号処理手段１７においては、図７の処理フロー図に示すように、体導音センサ２で取得した生体音を音響信号変換部１２によりフーリエ変換し、低周波除去部１３によって低周波除去信号（心音に近い信号）を抽出するとともに、高周波除去部１５によって高周波除去信号（呼吸音に近い信号）を抽出する。
その後、低周波除去信号が、低周波除去信号逆変換部２０によって逆フーリエ変換され、得られた逆変換信号に対して音響心拍数演算部１４で自己相関関数処理して周期を導出し、導出した周期に基づいて音響心拍数を演算する。
また、高周波除去信号が、高周波除去信号逆変換部２１によって逆フーリエ変換され、得られた逆変換信号について音響呼吸数演算部１６で周期を導出し、導出した周期に基づいて音響呼吸数を演算する。
In the second body-conducted sound signal processing means 17 according to the second embodiment, as shown in the processing flow diagram of FIG. The low-
After that, the low-frequency removed signal is subjected to inverse Fourier transform by the low-frequency removed signal
In addition, the high-frequency removed signal is subjected to inverse Fourier transform by the high-frequency removed signal
図８は体導音センサ２を用いて、被検者の左脇の下において３０秒間にわたって計測された音響信号の他の例であり、図９は図８の音響信号をフーリエ変換して得られた音響変換信号のグラフである。
そして、図１０は図９に示す音響変換信号から心音及び呼吸音に近い周波数成分を抽出した信号のグラフであり、心音については０．９～２Ｈｚ、呼吸音については０．５Ｈｚ未満の信号を抽出している。
また、図１１は図１０に示す信号を、それぞれ逆フーリエ変換して得られた逆変換信号のグラフであり、この例によれば、心音の周期は０．７９秒、呼吸音の周期は２．５５秒となっているので、音響心拍数は７５．９［ｂｐｍ］、音響呼吸数は２３．５［回／分］と演算される。
FIG. 8 shows another example of the acoustic signal measured for 30 seconds under the left armpit of the subject using the body-conducted
FIG. 10 is a graph of signals obtained by extracting frequency components close to heart sounds and breath sounds from the acoustic conversion signal shown in FIG. are extracting.
FIG. 11 is a graph of inverse-transformed signals obtained by inverse Fourier transforming the signals shown in FIG. Since it is 0.55 seconds, the acoustic heart rate is calculated as 75.9 [bpm] and the acoustic respiratory rate is calculated as 23.5 [times/minute].
図１２は実施例３に係る心拍数及び呼吸数計測装置の概念図である。
棒状体１、体導音センサ２、体導音信号処理手段３、音響心拍数計測部４及び音響呼吸数計測部５については、実施例１と同じなので説明は省略する。
実施例３では、体導音センサ２に加えて加速度センサ２２を用いて被検者の加速度心拍数及び加速度呼吸数を計測し、両センサによる心拍数及び呼吸数の演算結果を総合することにより、精度の高い心拍数及び呼吸数を求めている。
なお、加速度センサ２２にはスマートフォンに内蔵されている３軸方向の加速度を検知できる加速度計（ＬＩＳ２ＤＨ）を利用し、図１３に示すように、スマートフォンの短辺に平行な軸をＸ軸、長辺に平行な軸をＹ軸、Ｘ軸及びＹ軸に直交する軸をＺ軸とし、下向きをＺ軸の正方向としている。
FIG. 12 is a conceptual diagram of a heart rate and respiration rate measuring device according to the third embodiment.
The rod-shaped
In Example 3, the
As the
加速度センサ２２を用いて被検者の加速度心拍数及び加速度呼吸数を計測する場合には、スマートフォンの背面を仰向けに寝ている被検者の胸又は腹部に載せ、両面テープ等の適宜の手段により固定する。
そして、被検者が落ち着いてから加速度センサ２２によって取得された加速度信号を加速度信号処理手段２３で受信し、加速度心拍数計測部２４及び加速度呼吸数計測部２５で処理して、加速度心拍数及び加速度呼吸数を演算して求める。
なお、加速度センサ２２から加速度信号処理手段２３に加速度信号を送信するには、スマートフォンに搭載されている有線又は無線通信手段を適宜利用すれば良い。
When measuring the accelerated heart rate and accelerated respiratory rate of the subject using the
Then, after the subject calms down, the acceleration signal acquired by the
In order to transmit the acceleration signal from the
修正心拍数演算部２６は、音響心拍数計測部４及び加速度心拍数計測部２４で演算された音響心拍数及び加速度心拍数に基づいて、精度の高い修正心拍数を演算する。
また、修正呼吸数演算部２７は、音響呼吸数計測部５及び加速度呼吸数計測部２５で演算された音響呼吸数及び加速度呼吸数に基づいて、精度の高い修正呼吸数を演算する。
一例としては、音響心拍数と加速度心拍数の単純平均又は加重平均を演算するとともに、音響呼吸数と加速度呼吸数の単純平均又は加重平均を演算する。
報知手段６は、修正心拍数演算部２６及び修正呼吸数演算部２７から修正心拍数及び修正呼吸数に関する情報を受信し、表示部７に修正心拍数及び修正呼吸数を表示して、検査者又は被検者に知らせる。
The corrected heart
Further, the corrected respiration
For example, a simple average or weighted average of the acoustic heart rate and the acceleration heart rate is calculated, and a simple average or weighted average of the acoustic respiration rate and the acceleration respiration rate is calculated.
The notification means 6 receives information about the corrected heart rate and the corrected respiratory rate from the corrected
図１４は実施例３に係る加速度信号処理手段２３のブロック図である。
加速度信号処理手段２３は、加速度センサ２２からの加速度信号を受けると、所定時間（例えば４０秒間）における加速度信号を、加速度信号変換部２８によりフーリエ変換し加速度変換信号を得て、加速度心拍数計測部２４及び加速度呼吸数計測部２５に送信する。
そして、加速度心拍数計測部２４においては、第２の低周波除去部２９（具体的にはバンドパスフィルタ）によって受信した加速度変換信号から周波数０．８Ｈｚ未満及び２Ｈｚ以上の信号を除去し、第２の低周波除去信号逆変換部３０によって得られた低周波除去信号を逆フーリエ変換し、得られた逆変換信号について加速度心拍数演算部３１で周期を導出し、導出した周期に基づいて加速度心拍数を演算する。
また、加速度呼吸数計測部２５においては、第２の高周波除去部３２（具体的にはローパスフィルタ）によって受信した加速度変換信号から周波数０．５Ｈｚ以上の信号を除去し、第２の高周波除去部３２によって得られた高周波除去信号を逆フーリエ変換し、得られた逆変換信号について加速度呼吸数演算部３４で周期を導出し、導出した周期に基づいて加速度呼吸数を演算する。
FIG. 14 is a block diagram of the acceleration signal processing means 23 according to the third embodiment.
Upon receiving the acceleration signal from the
Then, in the acceleration heart rate measurement unit 24, signals with a frequency of less than 0.8 Hz and 2 Hz or more are removed from the received acceleration conversion signal by a second low-frequency removal unit 29 (specifically, a band-pass filter). The low frequency removed signal obtained by the low frequency removed signal
Further, in the acceleration respiration
図１５は加速度センサ２２を用いて、被検者の腹部の上において４０秒間にわたって計測されたＺ軸方向における加速度信号の一例である。
また、図１６は図１５の加速度信号をフーリエ変換して得られた加速度変換信号のグラフである。
さらに、図１７は図１６に示す加速度変換信号から高周波成分を除去した信号のグラフであり、図１８は図１７に示す信号を逆フーリエ変換して得られた逆変換信号のグラフである。
そして、図１８のグラフからは、４０秒間のうち前半の２０秒間に９回（２７［回／分］）の呼吸が行われ、後半の２０秒間に６回の呼吸が行われていたことが分かる。
なお、低周波除去信号を逆フーリエ変換して得られた逆変換信号についてのグラフは示していないが、図１５の例では、前半２０秒間における加速度心拍数は８４［ｂｐｍ］、後半２０秒間における加速度心拍数は５４［ｂｐｍ］であった。
すなわち、逆変換信号を解析すれば、心拍数や呼吸数が途中で変化した場合においても、それぞれの期間における心拍数や呼吸数を演算し報知することができる。
FIG. 15 shows an example of an acceleration signal in the Z-axis direction measured over 40 seconds on the subject's abdomen using the
FIG. 16 is a graph of an acceleration conversion signal obtained by Fourier transforming the acceleration signal of FIG.
Further, FIG. 17 is a graph of a signal obtained by removing high frequency components from the acceleration transform signal shown in FIG. 16, and FIG. 18 is a graph of an inverse transform signal obtained by inverse Fourier transforming the signal shown in FIG.
Further, from the graph in FIG. 18, it can be seen that 9 breaths (27 [breaths/minute]) were performed in the first 20 seconds of the 40 seconds, and 6 breaths were performed in the latter 20 seconds. I understand.
Although the graph of the inverse transform signal obtained by inverse Fourier transforming the low frequency removed signal is not shown, in the example of FIG. The acceleration heart rate was 54 [bpm].
That is, by analyzing the inversely-transformed signal, even if the heart rate or the respiration rate changes in the middle, the heart rate or the respiration rate in each period can be calculated and reported.
図１８の逆変換信号からは、呼気と吸気を判別することもできる。
この例では、逆変換信号のグラフが右上がりの期間（加速度が増加する期間）は呼気（息を吐いている期間）であり、右下がりの期間（加速度が減少する期間）は吸気（息をすっている期間）であると判別することができる。
また、図１８の逆変換信号から呼吸の強弱も判定できる。
図１９は、強呼吸、弱呼吸、無呼吸の状態における逆変換信号のグラフであるが、加速度の振幅幅が概ね０．０６［ｍ／ｓ2］以上であれば強呼吸の状態、０．０３～０．０６［ｍ／ｓ2］の範囲であれば弱呼吸の状態、０．０３［ｍ／ｓ2］以下であれば無呼吸の状態であると判定することができる。
このように、高周波除去信号を逆フーリエ変換することにより、呼吸数変化の解析、呼気と吸気の判別及び呼吸の強弱の判定を行えることが分かる。
From the inversely transformed signal of FIG. 18, it is also possible to discriminate between expiration and inspiration.
In this example, the period during which the graph of the inverse transform signal rises to the right (the period during which the acceleration increases) is the expiration period (the period during which the acceleration decreases), and the period during which the graph falls to the right (the period during which the acceleration decreases) is the inhalation period (the period during which the acceleration decreases). It can be determined that it is a period of rubbing).
Also, the intensity of respiration can be determined from the inversely transformed signal of FIG.
FIG. 19 is a graph of inversely transformed signals in the states of strong breathing, weak breathing, and apnea. If it is in the range of 0.3 to 0.06 [m/s 2 ], it can be determined that it is in a weak respiratory state, and if it is 0.03 [m/s 2 ] or less, it can be determined that it is in an apnea state.
Thus, it can be seen that by performing the inverse Fourier transform on the high-frequency removed signal, it is possible to analyze changes in respiration rate, distinguish between exhalation and inhalation, and determine the intensity of respiration.
図２０は実施例４に係る第２の加速度信号処理手段３５のブロック図である。
また、実施例４に係る心拍数及び呼吸数計測装置の概念図は実施例３（図１２）と同様であり、実施例３に係る心拍数及び呼吸数計測装置と相違しているのは、加速度信号変換部２８がＹ軸方向加速度信号変換部３６とＺ軸方向加速度信号抽出部３７に分けてある点、加速度呼吸数計測部２５が第２の加速度呼吸数演算部４０、第２の高周波除去部３２及び第２の高周波除去信号逆変換部３３からなる第２の加速度呼吸数計測部３８となっている点並びに加速度心拍数計測部２４が差分演算部４２及び第２の加速度心拍数演算部４３からなる第２の加速度心拍数計測部３８となっている点である。
そして、棒状体１、体導音センサ２、体導音信号処理手段３、音響心拍数計測部４、音響呼吸数計測部５、報知手段６、表示部７、加速度センサ２２、修正心拍数演算部２６及び修正呼吸数演算部２７については、実施例１又は３と同じなので説明は省略する。
FIG. 20 is a block diagram of the second acceleration signal processing means 35 according to the fourth embodiment.
Further, the conceptual diagram of the heart rate and respiration rate measuring device according to Example 4 is the same as that of Example 3 (FIG. 12), and the difference from the heart rate and respiration rate measuring device according to Example 3 is that The acceleration
Rod-shaped
実施例４に係る第２の加速度信号処理手段３５においては、図２１の処理フロー図に示すように、加速度センサ２２で測定された所定時間（例えば３３秒間）におけるＹ軸方向加速度信号をＹ軸方向加速度信号変換部３６によりフーリエ変換し、得られたＹ軸方向加速度変換信号を第２の加速度呼吸数演算部４０に送る。
すると、第２の加速度呼吸数演算部４０は、最大振幅が閾値（例えば４０）を超えているか判別し、超えていなければ無呼吸と判定し、超えていれば最大振幅の周波数に基づいて加速度呼吸数を導出する。
また、Ｙ軸方向加速度信号変換部３６で得られたＹ軸方向加速度変換信号から第２の高周波除去部３２によって高周波除去信号（呼吸音に近い信号）を抽出し、第２の高周波除去信号逆変換部３３によって高周波除去信号が逆フーリエ変換され、逆変換信号（呼吸波形信号４１）を導出する。
In the second acceleration signal processing means 35 according to the fourth embodiment, as shown in the processing flow chart of FIG. Fourier transform is performed by the directional acceleration
Then, the second accelerated breathing
Further, a high-frequency removed signal (a signal close to breathing sound) is extracted by the second high-frequency remover 32 from the Y-axis direction acceleration converted signal obtained by the Y-axis direction
実施例４に係る第２の加速度信号処理手段３５においては、さらに、図２２の処理フロー図に示すように、Ｚ軸方向加速度信号抽出部３７が加速度センサ２２からＺ軸方向加速度信号を抽出し、所定時間（例えば３３秒間）におけるＺ軸方向加速度信号を差分演算部４２に送る。
すると、差分演算部４２は所定時間におけるＺ軸方向加速度信号から第２の高周波除去信号逆変換部３３で得られた呼吸波形信号４１を差し引き、Ｚ軸方向差分加速度信号を得て第２の加速度心拍数演算部４３に送信する。
そして、第２の加速度心拍数演算部４３においては、パルス振幅が閾値（例えば０．２ｍ／ｓ2以上又は－０．２ｍ／ｓ2以下）となっているか判別し、なっていなければ心拍なしと判定し、なっていれば心拍パルスの時間間隔（周期）に基づいて加速度心拍数を導出する。
In the second acceleration signal processing means 35 according to the fourth embodiment, the Z-axis direction acceleration
Then, the
Then, in the second acceleration/heart rate calculator 43, it is determined whether or not the pulse amplitude is a threshold value (for example, 0.2 m/s 2 or more or −0.2 m/s 2 or less). If so, the acceleration heart rate is derived based on the time interval (period) of heartbeat pulses.
図２３は加速度センサ２２を用いて、被検者の胸部の上（好ましくは、加速度センサ２２の上部を左心尖部の真上、加速度センサ２２の下部を左心尖部の腹部側の上）において３３秒間にわたって計測されたＹ軸方向加速度信号の一例である。
また、図２４は図２３のＹ軸方向加速度信号をフーリエ変換して得られたＹ軸方向加速度変換信号のグラフである。
そして、このグラフから最大振幅の周波数は０．２４Ｈｚであることが分かり、計測時間である３３秒間では約８回（１４．４回／分）の加速度呼吸数と演算される。
さらに、図２５は図２４に示すＹ軸方向加速度変換信号から高周波成分を除去した信号のグラフであり、図２６は図２５に示す高周波除去信号を逆フーリエ変換して得られた逆変換信号（呼吸波形信号４１）のグラフである。
FIG. 23 shows that the
FIG. 24 is a graph of a Y-axis direction acceleration conversion signal obtained by Fourier transforming the Y-axis direction acceleration signal of FIG.
From this graph, it can be seen that the frequency of the maximum amplitude is 0.24 Hz, which is calculated as an accelerated respiratory rate of about 8 times (14.4 times/minute) during the measurement time of 33 seconds.
Furthermore, FIG. 25 is a graph of a signal obtained by removing high frequency components from the Y-axis direction acceleration conversion signal shown in FIG. 24, and FIG. 26 is an inverse transform signal ( 4 is a graph of a respiratory waveform signal 41).
図２７は加速度センサ２２を用いて、被検者の胸部の上（好ましくは、加速度センサ２２の上部を左心尖部の真上、加速度センサ２２の下部を左心尖部の腹部側の上）において３３秒間にわたって計測されたＺ軸方向加速度信号の一例である。
また、図２８は図２７のＺ軸方向加速度信号から図２６の逆変換信号（呼吸波形信号）を差し引いた信号のグラフである。
そして、図２８のグラフからは、パルス振幅が閾値（例えば０．２ｍ／ｓ2以上又は－０．２ｍ／ｓ2以下）となっていることが分かるとともに、３３秒間に３６回（周期０．９１２秒＝６５．５回／分）の心拍が行われていたことが分かる。
FIG. 27 shows that the
28 is a graph of a signal obtained by subtracting the inversely transformed signal (respiratory waveform signal) of FIG. 26 from the Z-axis direction acceleration signal of FIG.
From the graph of FIG. 28, it can be seen that the pulse amplitude is a threshold value (for example, 0.2 m/s 2 or more or −0.2 m/s 2 or less), and 36 times in 33 seconds (period 0.2 m/
実施例１～４の心拍数及び呼吸数計測装置に関する変形例を列記する。
（１）実施例４では体導音センサ２及び加速度センサ２２を用いて心拍数及び呼吸数を計測し、表示部７に計測され演算された修正心拍数及び修正呼吸数を表示したが、図２９に示すように、加速度センサ２２のみを用いて加速度心拍数及び加速度呼吸数を計測し、表示部７に計測された加速度心拍数及び加速度呼吸数を表示するようにしても良い。
そうした場合、発明の構成は次のとおりとなる。
「 少なくともＹ軸方向及びＺ軸方向における被検者の体動の加速度を検知し、Ｙ軸方向加速度信号及びＺ軸方向加速度信号を取得する加速度センサと、
該加速度センサにより取得されたＹ軸方向加速度信号に基づいて加速度呼吸数を計測する加速度呼吸数計測部と、前記加速度センサにより取得されたＺ軸方向加速度信号に基づいて加速度心拍数を計測する加速度心拍数計測部を有する加速度信号処理手段と、
前記加速度呼吸数計測部で計測された加速度呼吸数及び前記加速度心拍数計測部で計測された加速度心拍数を報知する報知手段を備える
ことを特徴とする心拍数及び呼吸数計測装置。」
Modifications of the heart rate and respiration rate measuring devices of Examples 1 to 4 are listed.
(1) In Example 4, the heart rate and respiration rate were measured using the body-conducted
In such cases, the configuration of the invention is as follows.
"an acceleration sensor that detects the acceleration of the subject's body movement in at least the Y-axis direction and the Z-axis direction and obtains a Y-axis direction acceleration signal and a Z-axis direction acceleration signal;
an acceleration breathing rate measuring unit for measuring an acceleration breathing rate based on the Y-axis direction acceleration signal obtained by the acceleration sensor; and an acceleration for measuring an acceleration heart rate based on the Z-axis direction acceleration signal obtained by the acceleration sensor. acceleration signal processing means having a heart rate measuring unit;
A heart rate and respiration rate measuring device, comprising a notification means for notifying the accelerated respiration rate measured by the accelerated respiration rate measuring unit and the accelerated heart rate measured by the accelerated heart rate measuring unit. "
（２）実施例１～４の報知手段６は、表示部７に心拍数及び呼吸数を表示して、検査者又は被検者に知らせるものであったが、表示部７に数字を表示するものに限らず、レベルメータのような表示としても良く、アナログ的な表示としても良い。
また、表示部７に代えて又は加えてスピーカを設け、音声で心拍数及び呼吸数を報知するようにしても良い。
（３）実施例３及び４の報知手段６は、表示部７に修正心拍数及び修正呼吸数を表示して検査者又は被検者に知らせるものであったが、表示部７に修正心拍数及び修正呼吸数を表示するのに代えて又は加えて、体導音センサ２を用いて計測された音響心拍数及び音響呼吸数並びに加速度センサ２２を用いて計測された加速度心拍数及び加速度呼吸数を表示する表示部を設けても良い。
(2) The notification means 6 of Examples 1 to 4 displays the heart rate and respiration rate on the
Also, a speaker may be provided in place of or in addition to the
(3) The notification means 6 of Examples 3 and 4 displays the corrected heart rate and the corrected respiratory rate on the
（４）実施例１及び２においては、体導音センサ２を、円柱状のアクリル製ケース９と、凹部８の中心部に嵌め込まれているＥＣＭ１０と、凹部８の開口側を閉塞するウレタンゲル充填材１１とからなるものとしたが、棒状体１の先端部自体に凹部を設け、その凹部にＥＣＭを嵌め込み、その開口側をウレタンゲル充填材で閉塞しても良い。
また、ＥＣＭに代えて通常のコンデンサ型、可動コイル型、圧電型などのマイクロホンを用いても良く、充填材としてはウレタンゲルに限らず、硬化後の状態で人体の皮膚と同等の音響インピーダンス特性をもつ疎水性の樹脂であれば、適宜の弾性高分子材料が採用可能である。
（５）実施例３及び４では加速度センサ２２としてスマートフォンに内蔵されている３軸方向の加速度を検知できる加速度計（ＬＩＳ２ＤＨ）を利用したが、実施例３においては少なくともＺ軸方向（鉛直方向）における加速度を検知できるものであれば、どんなものでも良く、実施例４においては少なくともＹ軸方向（長手方向）及びＺ軸方向（鉛直方向）における加速度を検知できるものであれば、どんなものでも良い。
(4) In Examples 1 and 2, the body-conducting
In addition, instead of the ECM, a normal condenser type, moving coil type, piezoelectric type, etc. microphone may be used. Any suitable elastic polymeric material can be employed as long as it is a hydrophobic resin having a
(5) In
（６）実施例１の音響心拍数計測部４においては、低周波除去部１３によって、受信した音響変換信号から周波数０．８Ｈｚ未満の信号を除去し、音響呼吸数計測部５においては、高周波除去部１５によって、受信した音響変換信号から周波数０．５Ｈｚ以上の信号を除去した。
また、実施例２の第２の音響心拍数計測部１８においては、低周波除去部１３によって、受信した音響変換信号から０．９～２Ｈｚの信号を抽出し、第２の音響呼吸数計測部１９においては、高周波除去部１５によって、０．５Ｈｚ未満の信号を抽出した。
しかし、どの範囲の信号を除去し又は抽出するかについては、個人差や計測時の被検者の状態に応じて適宜変化させても良い。
例えば、被検者の心拍数や呼吸数が低い場合（心拍数が４５程度、呼吸数が２０程度）、低周波除去部１３によって周波数０．６Ｈｚ未満の信号を除去し、高周波除去部１５によって周波数０．４Ｈｚ以上の信号を除去するようにし、逆に被検者の心拍数や呼吸数が高い場合（心拍数が８０程度、呼吸数が５０程度）、低周波除去部１３によって周波数１．１Ｈｚ未満の信号を除去し、高周波除去部１５によって周波数１．０Ｈｚ以上の信号を除去するようにすれば良い。
また、実施例３の加速度心拍数計測部２４においては、第２の低周波除去部２９によって受信した加速度変換信号から周波数０．８Ｈｚ未満及び２Ｈｚ以上の信号を除去し、加速度呼吸数計測部２５においては、第２の高周波除去部３２によって受信した加速度変換信号から周波数０．５Ｈｚ以上の信号を除去したが、上記と同様に個人差や計測時の被検者の状態に応じて、除去する信号の周波数帯を変化させても良い。
例えば、心拍数が９０［ｂｐｍ］を超えることはないと仮定した場合、第２の低周波除去部２９によって受信した加速度変換信号から周波数０．８Ｈｚ未満の信号及び１．５Ｈｚ超の信号を除去するようにすれば良く、呼吸数が９［回／分］を下回ることはないと仮定した場合、第２の高周波除去部３２によって受信した加速度変換信号から周波数０．１５Ｈｚ未満の信号及び０．５Ｈｚ以上の信号を除去するようにすれば良い。
（６）実施例３においては、第２の低周波除去信号逆変換部３０及び第２の高周波除去信号逆変換部３３を備えているが、いずれか一方の逆変換部だけを備えるようにしても良く、心拍数及び呼吸数の変化を解析したり、呼気と吸気の判別や心拍及び呼吸の強弱の判定を行ったりする必要がなければ、これらの逆変換部は備えなくても良い。
(6) In the acoustic heart rate measurement unit 4 of Example 1, the low
Further, in the second acoustic heart
However, the range of signals to be removed or extracted may be appropriately changed according to individual differences or the condition of the subject at the time of measurement.
For example, when the heart rate and respiration rate of the subject are low (heart rate is about 45, respiration rate is about 20), the low
Further, in the acceleration heart rate measurement unit 24 of the third embodiment, signals with a frequency of less than 0.8 Hz and 2 Hz or more are removed from the acceleration conversion signal received by the second low frequency removal unit 29, and the acceleration respiration
For example, assuming that the heart rate does not exceed 90 [bpm], remove signals with a frequency of less than 0.8 Hz and signals with a frequency of more than 1.5 Hz from the acceleration conversion signal received by the second low frequency removal unit 29 Assuming that the respiratory rate does not fall below 9 [times/minute], signals with a frequency of less than 0.15 Hz and signals with a frequency of 0.15 Hz are extracted from the acceleration conversion signal received by the second high-frequency remover 32 . Signals above 5 Hz should be removed.
(6) In the third embodiment, the second low-frequency-removed signal
実施例１～４の心拍数及び呼吸数計測装置の応用例を列記する。
（Ａ）被検者への装着が容易であり、しかも心拍数と呼吸数を同時に計測できるため、心筋細胞又は冠状動脈硬化巣に中性脂肪が蓄積する難病で“心臓の肥満”と呼ばれることもある中性脂肪蓄積心筋血管症（ＴＧＣＶ）の医学研究用生体量計測装置として病院での治験用として好適に利用できる。
なお、ＴＧＣＶの医学研究用に限らず、各種の呼吸器や循環器系疾患に関する研究や治験用としても利用できる。
（Ｂ）加速度センサ２２を内蔵しているスマートフォン（実施例１又は２の場合には加速度センサ２２を内蔵していなくても良い）に専用のアプリを搭載することにより、体導音信号処理手段３、報知手段６、加速度信号処理手段２３、修正心拍数演算部２６、修正呼吸数演算部２７等の機能を持たせるとともに、心拍数や呼吸数等の各種データをインターネット回線経由で病院にあるサーバやクラウドサーバに送信できるようにして、在宅患者の遠隔診断システムを実現することができる。
特に、ぜんそく、睡眠時無呼吸症候群又は心疾患等、呼吸器や循環器系の病気に罹患している通院患者に適用するのに適している。
また、呼吸器や循環器系の病気に罹患していなくても、そのような病気にかかる可能性の高い中高齢者等に適用して健康管理を行う健康管理システムに利用できる。
さらに、睡眠不足がアルツハイマー病の原因になることに鑑み、心拍数や呼吸数等の各種データに基づいて睡眠状態を監視し、睡眠不足の解消に向けてアドバイスしたり環境を整えたりすることで認知症の予防に役立てることもできる。
Application examples of the heart rate and respiration rate measuring devices of Examples 1 to 4 are listed.
(A) Because it is easy to wear on the subject and can simultaneously measure heart rate and respiratory rate, it is an intractable disease called "cardiac obesity" in which neutral fat accumulates in cardiomyocytes or coronary arteriosclerotic lesions. It can be suitably used for clinical trials in hospitals as a biomass measuring device for medical research on triglyceride accumulation myocardial vasculopathy (TGCV).
In addition, it can be used not only for medical research on TGCV but also for research and clinical trials on various respiratory and circulatory diseases.
(B) By installing a dedicated application in a smartphone that incorporates the acceleration sensor 22 (the
It is particularly suitable for application to ambulatory patients suffering from respiratory and circulatory ailments such as asthma, sleep apnea or heart disease.
In addition, the present invention can be applied to a health management system that manages the health of middle-aged and elderly people who have a high possibility of contracting respiratory or circulatory system diseases even if they do not suffer from such diseases.
In addition, in light of the fact that lack of sleep causes Alzheimer's disease, we monitor sleep conditions based on various data such as heart rate and breathing rate, and provide advice and improve the environment to eliminate lack of sleep. It can also help prevent dementia.
（Ｃ）実施例１～４の心拍数及び呼吸数計測装置に、現在の心拍数や呼吸数のデータを所定のインターバルで、有線又は無線によりデータ収集手段に送信できる機能を持たせれば、災害現場で治療を必要としている被災者に、その心拍数及び呼吸数計測装置を装着することにより、心拍数や呼吸数に異常のある被災者を的確に把握して警報や指示を発するトリアージ支援用のシステムを構築できる。
（Ｄ）実施例１～４の心拍数及び呼吸数計測装置から得た心拍数や呼吸数のデータに基づいて居眠り運転を検知し、運転者や同乗者に対して警報を発する装置を車に搭載するか運転者が所持するようにすれば、居眠り運転検知システムを構築できる。
この居眠り運転検知及び警報機能も、上記（Ｂ）の応用例と同様、各種スマートフォンに専用のアプリを搭載することにより実現可能である。
（Ｅ）実施例１～４の心拍数及び呼吸数計測装置では、一つの体導音センサ２で取得した生体音又は一つの加速度センサ２２で取得した加速度信号に基づいて、同時に心拍数及び呼吸数のデータを得ることができるので、これらのデータに基づいて心拍数と呼吸数の同期の程度（以下「ゆらぎ」という。）を数値化することができ、ゆらぎの数値によって被検者が安定状態か不安定状態かを見極めることができる。
具体的には、一定時間中（例えば１分間）における単位時間中（例えば５秒間）の呼吸数群についての標準偏差である呼吸変動（Respiratory rate variability：RRV）を、一定時間中（例えば１分間）における単位時間中（例えば５秒間）の心拍数群についての標準偏差である心拍変動（Heart rate variability：HRV）で除した値によりゆらぎを数値化し、この数値が小さくなる時には被検者が安定状態から不安定状態に向かっていると判定し、この数値が大きくなる時には被検者が不安定状態から安定状態に向かっていると判定する。
この被検者状態判定機能も、上記（Ｂ）の応用例と同様、各種スマートフォンに専用のアプリを搭載することにより実現可能である。
(C) If the heart rate and respiration rate measuring devices of Examples 1 to 4 are provided with a function that can transmit the current heart rate and respiration rate data to the data collection means by wire or wirelessly at a predetermined interval, disasters will occur. For triage support, by attaching a heart rate and respiratory rate measurement device to victims who need medical treatment at the site, it is possible to accurately identify victims who have abnormalities in their heart rate or respiratory rate, and issue warnings and instructions. system can be constructed.
(D) A device that detects drowsy driving based on the heart rate and respiratory rate data obtained from the heart rate and respiratory rate measuring devices of Examples 1 to 4 and issues an alarm to the driver and passengers. If it is installed or carried by the driver, a drowsy driving detection system can be constructed.
This drowsy-driving detection and warning function can also be realized by installing a dedicated application in various smartphones, as in the application example of (B) above.
(E) In the heart rate and respiration rate measurement devices of Examples 1 to 4, based on the body sound acquired by one body-conducted
Specifically, the respiratory rate variability (RRV), which is the standard deviation for the respiratory rate group in a unit time (for example, 5 seconds) during a certain time (for example, 1 minute), is measured during a certain time (for example, 1 minute ) in unit time (e.g. 5 seconds) heart rate variability (HRV), which is the standard deviation for the heart rate group. It is determined that the subject is moving from the unstable state to the unstable state, and when this numerical value increases, it is determined that the subject is moving from the unstable state to the stable state.
This subject state determination function can also be realized by installing a dedicated application in various smartphones, as in the application example of (B) above.
（Ｆ）さらに、上記（Ｅ）に記載したゆらぎの数値に、不安定定数Ｋを掛けることにより包括的不安定指数を求めることができる。
包括的不安定指数は、被検者が安定状態に向かっているか不安定状態に向かっているかを判定できるだけではなく、痛み刺激の大きさの判定にも使うことができる。
その理由は、「痛み」は生体にとって包括的不安定状態であり、脳は「痛み」を感じると原始的反射を使って優先的に、かつ、可能な限り速やかに、この包括的不安定状態から脱しようとするからである。
すなわち、脳は自分（脳）自身の維持の為に、心臓と肺のサイクルをゆらぎによって調整し、脳内の酸素濃度と持続時間を確保しようとしていると考えられる。
よって、包括的不安定指数を痛み指数と読み替えれば、痛みの数値化が可能となる。
なお、包括的不安定指数は絶対的不安定指数と呼んでも良く、包括的（絶対的）安定指数の逆数ということもできる。
また、不安定定数Ｋは生体によってそれぞれ異なる固定値であり、生体固有値といえる。
そして、包括的不安定指数＝１／包括的安定指数＝Ｋ×呼吸変動／心拍変動という関係があるので、Ｋの値は絶対的不安定状態又は絶対的安定状態において、呼吸変動と心拍変動をモニターできれば計算できる。
ただし、絶対的不安定状態や絶対的安定状態といった理想的な状況は簡単には作り出せないため、今後その計算手法を開発する必要がある。
(F) Furthermore, by multiplying the fluctuation value described in (E) above by the instability constant K, a global instability index can be obtained.
A global instability index can be used not only to determine whether a subject is heading toward stability or instability, but also to determine the magnitude of a painful stimulus.
The reason is that "pain" is a comprehensive unstable state for the living body, and when the brain feels "pain", it uses primitive reflexes preferentially and as quickly as possible to activate this comprehensive unstable state. because they try to get out of it.
In other words, it is thought that the brain is trying to maintain its own (brain) self by adjusting the cycle of the heart and lungs by fluctuations to secure the oxygen concentration and duration in the brain.
Therefore, if the comprehensive instability index is read as the pain index, pain can be quantified.
The inclusive instability index may be called the absolute instability index, or the inverse of the inclusive (absolute) stability index.
In addition, the instability constant K is a fixed value that differs depending on the living body, and can be said to be a living body peculiar value.
In addition, since there is a relationship of comprehensive instability index = 1 / comprehensive stability index = K × respiratory variability / heart rate variability, the value of K is the value of respiratory variability and heart rate variability in an absolute unstable state or an absolute stable state. If you can monitor it, you can calculate it.
However, since it is not easy to create ideal conditions such as absolute instability and absolute stability, it is necessary to develop a calculation method for this in the future.
１ 棒状体 ２ 体導音センサ ３ 体導音信号処理手段
４ 音響心拍数計測部 ５ 音響呼吸数計測部 ６ 報知手段
７ 表示部 ８ 凹部 ９ アクリル製ケース
１０ エレクトレットコンデンサマイクロホン（ＥＣＭ）
１１ ウレタンゲル充填材
１２ 音響信号変換部 １３ 低周波除去部
１４ 音響心拍数演算部 １５ 高周波除去部
１６ 音響呼吸数演算部 １７ 第２の体導音信号処理手段
１８ 第２の音響心拍数計測部 １９ 第２の音響呼吸数計測部
２０ 低周波除去信号逆変換部 ２１ 高周波除去信号逆変換部
２２ 加速度センサ ２３ 加速度信号処理手段
２４ 加速度心拍数計測部 ２５ 加速度呼吸数計測部
２６ 修正心拍数演算部 ２７ 修正呼吸数演算部
２８ 加速度信号変換部 ２９ 第２の低周波除去部
３０ 第２の低周波除去信号逆変換部 ３１ 加速度心拍数演算部
３２ 第２の高周波除去部 ３３ 第２の高周波除去信号逆変換部
３４ 加速度呼吸数演算部 ３５ 第２の加速度信号処理手段
３６ Ｙ軸方向加速度信号変換部 ３７ Ｚ軸方向加速度信号抽出部
３８ 第２の加速度呼吸数計測部 ３９ 第２の加速度心拍数計測部
４０ 第２の加速度心拍数演算部 ４１ 呼吸波形信号
４２ 差分演算部 ４３ 第２の加速度心拍数演算部
Ｋ 不安定定数
REFERENCE SIGNS
11 Urethane
Claims (3)
被検者の脇の下に挿入可能な先端部を有し該先端部に前記体導音センサを設けてある棒状体と、
前記体導音センサにより取得された音響信号に基づいて音響心拍数を計測する音響心拍数計測部及び音響呼吸数を計測する音響呼吸数計測部を有する体導音信号処理手段と、
前記音響心拍数計測部で計測された音響心拍数のデータ及び前記音響呼吸数計測部で計測された音響呼吸数のデータを、所定のインターバルで送信するデータ送信手段と、
前記データ送信手段から送信された音響心拍数のデータ及び音響呼吸数のデータを受信するデータ収集手段と、
前記データ収集手段が受信した音響心拍数のデータ及び音響呼吸数のデータに基づいて、心拍数及び呼吸数のいずれかに異常があるか否か判定し、異常があると判定した場合に警報を発する警報手段を備える
ことを特徴とする警報発出システム。 a body-conducted sound sensor that detects blood flow sounds or heart sounds and breathing sounds and acquires acoustic signals;
a rod-shaped body having a tip that can be inserted into the armpit of a subject and having the body-conducting sound sensor at the tip;
body-conducted sound signal processing means having an acoustic heart rate measuring unit for measuring an acoustic heart rate based on the acoustic signal acquired by the body-conducted sound sensor and an acoustic respiration rate measuring unit for measuring an acoustic respiration rate;
data transmission means for transmitting, at predetermined intervals, the acoustic heart rate data measured by the acoustic heart rate measuring unit and the acoustic respiration rate data measured by the acoustic respiration rate measuring unit;
data collection means for receiving acoustic heart rate data and acoustic respiration rate data transmitted from the data transmission means;
Based on the acoustic heart rate data and the acoustic respiration rate data received by the data collection means , it is determined whether there is an abnormality in either the heart rate or the respiration rate, and if it is determined that there is an abnormality, an alarm is issued. An alarm issuing system characterized by comprising means for issuing an alarm.
該加速度センサにより取得された加速度信号に基づいて加速度心拍数を計測する加速度心拍数計測部及び加速度呼吸数を計測する加速度呼吸数計測部を有する加速度信号処理手段と、
前記音響心拍数計測部で計測された音響心拍数及び前記加速度心拍数計測部で計測された加速度心拍数に基づいて、修正心拍数を演算する修正心拍数演算部と、
前記音響呼吸数計測部で計測された音響呼吸数及び前記加速度呼吸数計測部で計測された加速度呼吸数に基づいて、修正呼吸数を演算する修正呼吸数演算部を有し、
前記警報手段は、修正心拍数のデータ及び修正呼吸数のデータに基づいて、心拍数及び呼吸数のいずれかに異常があるか否か判定し、異常があると判定した場合に警報を発する
ことを特徴とする請求項１に記載の警報発出システム。 The alarm issuing system includes an acceleration sensor that detects acceleration of body movement of the subject at least in the Z-axis direction and obtains an acceleration signal;
acceleration signal processing means having an acceleration heart rate measuring unit for measuring an acceleration heart rate and an acceleration breathing rate measurement unit for measuring an acceleration respiratory rate based on an acceleration signal acquired by the acceleration sensor;
a corrected heart rate calculation unit that calculates a corrected heart rate based on the acoustic heart rate measured by the acoustic heart rate measurement unit and the acceleration heart rate measured by the acceleration heart rate measurement unit;
a corrected respiration rate calculation unit for calculating a corrected respiration rate based on the acoustic respiration rate measured by the acoustic respiration rate measurement unit and the acceleration respiration rate measured by the acceleration respiration rate measurement unit;
The alarm means determines whether there is an abnormality in either the heart rate or the respiration rate based on the corrected heart rate data and the corrected respiration rate data, and issues an alarm when it is determined that there is an abnormality .
The alarm issuing system according to claim 1, characterized by:
前記加速度心拍数計測部は、前記加速度信号変換部で得られた加速度変換信号から低周波成分を除去する第２の低周波除去部と、該第２の低周波除去部で得られた第２の低周波除去信号に基づいて加速度心拍数を演算する加速度心拍数演算部を有し、
前記加速度呼吸数計測部は、前記加速度信号変換部で得られた加速度変換信号から高周波成分を除去する第２の高周波除去部と、該第２の高周波除去部で得られた第２の高周波除去信号に基づいて加速度呼吸数を演算する加速度呼吸数演算部を有している
ことを特徴とする請求項２に記載の警報発出システム。 The acceleration signal processing means has an acceleration signal conversion unit that Fourier-transforms the acceleration signal acquired by the acceleration sensor,
The acceleration heart rate measurement unit includes a second low frequency removal unit that removes low frequency components from the acceleration conversion signal obtained by the acceleration signal conversion unit, and a second low frequency removal unit obtained by the second low frequency removal unit. has an acceleration heart rate calculator that calculates an acceleration heart rate based on the low-frequency removed signal of
The acceleration respiration rate measurement unit includes a second high frequency removal unit for removing high frequency components from the acceleration conversion signal obtained by the acceleration signal conversion unit, and a second high frequency removal unit obtained by the second high frequency removal unit. 3. The alarm issuing system according to claim 2 , further comprising an accelerated respiratory rate calculator that calculates an accelerated respiratory rate based on the signal.
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