KR102309547B1 - Apparatus for analyzing breathing characteristics of snoring state and method thereof - Google Patents
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Abstract
실시예에 의한 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치 및 그 방법이 개시된다. 상기 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치는 비강에 삽입되어 코골이 현상이 발생하는 경우 상기 비강을 통해 흐르는 공기압의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정하는 호흡 측정수단; 및 상기 호흡 측정수단으로부터 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 필터를 이용하여 호흡 신호와 코골이 신호로 분리 추출하고, 상기 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출하는 호흡 분석수단을 포함할 수 있다.Disclosed are an apparatus and a method for analyzing snoring breathing characteristics according to an embodiment. The apparatus for analyzing the snoring respiration characteristic includes: a respiration measuring means for measuring a signal of a change in respiratory air pressure according to a change in air pressure flowing through the nasal cavity when the snoring phenomenon occurs by being inserted into the nasal cavity; and a respiration analysis means for separating and extracting the respiratory air pressure change signal measured from the respiration measurement means into a respiration signal and a snoring signal using a filter, and detecting an envelope of the extracted snoring signal.
Description
실시예는 공기 흐름을 이용하여 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치 및 그 방법에 관한 것이다.The embodiment relates to an apparatus and method for analyzing snoring breathing characteristics using an air flow.
일반적으로 코골이 현상은 수면 중 호흡의 과정에서 공기의 흐름이 구강과 비강의 여러 구조물을 통과하면서 공기 흐름이 진동하게 되고, 이 진동 주파수가 가청 주파수 대역 내에 존재하는 경우 가청 호흡 잡음으로 나타나는 것이다. 이 현상은 타인의 수면을 방해하거나, 본인의 정상적인 수면을 방해하여 주간 졸음, 심장병, 뇌졸중 등을 발생시키는 원인이 된다고 알려져 있다. 더욱이 이 증상은 호흡 통로가 좁아지는 것에 그치지 않고 완전히 막혀 호흡 정지가 발생할 수 있으며 이러한 수면 무호흡은 생명을 위협 할 수도 있는 심각한 질병으로 간주 된다.In general, snoring is an audible breathing noise when the air flow vibrates as it passes through various structures in the oral cavity and nasal cavity in the process of breathing during sleep. This phenomenon is known to cause daytime sleepiness, heart disease, stroke, etc. by disturbing other people's sleep or interfering with one's normal sleep. Moreover, this symptom does not stop with narrowing of the breathing passages, but can lead to complete blockage, resulting in respiratory arrest, and sleep apnea is considered a serious disease that can be life-threatening.
따라서 호흡 관련 질병의 평가를 위해서 대상자의 호흡 특성을 정확히 파악할 필요가 있다. 호흡 특성을 파악하기 위해서 물리적인 공기의 흐름이나 발생하는 소리 등 호흡의 신호를 측정한다. 이러한 물리 신호를 측정하기 위해 사용하는 방식으로는 마이크를 이용한 소리의 채집, 외부 비강 삽입관(nasal cannula)을 통한 공기의 흐름 측정, 그리고 압전 센서를 이용한 여러 가지 호흡과 관련된 인체의 기계적인 압력 변화를 측정하는 것들이 있다.Therefore, it is necessary to accurately grasp the respiratory characteristics of the subject for the evaluation of respiratory-related diseases. In order to determine the respiration characteristics, the signal of respiration, such as the physical flow of air or the sound generated, is measured. Methods used to measure these physical signals include sound collection using a microphone, measurement of air flow through an external nasal cannula, and mechanical pressure changes of the human body related to various breathing using a piezoelectric sensor. There are things to measure.
그러나 마이크를 이용한 코골이 소리의 채집은 외부 음성 대역 주파수 소음에 민감하게 반응하고, 외부 비강 삽입관 방식은 직접 공기의 흐름을 측정할 수 있으나 비교적 큰 장치를 외부에 장착하고 전문가의 도움이 필요한 문제점이 있다. 또한 압전 센서는 기도 외벽 등 신체 외부의 특정 위치에 센서를 부착하여 호흡에 따른 인체의 기계적인 움직임을 포착하는 것으로 호흡의 특성을 파악하기에는 제한적이라 할 수 있다.However, the sampling of snoring using a microphone sensitively responds to external voice band frequency noise, and the external nasal cannula method can directly measure the air flow, but a relatively large device is installed externally and requires professional help. There is this. In addition, the piezoelectric sensor attaches the sensor to a specific location outside the body, such as the outer airway wall, and captures the mechanical movement of the body according to respiration, which is limited in understanding the characteristics of respiration.
이러한 코골이와 관련된 여러 가지 연구 결과에도 불구하고, 직접적인 호흡 신호를 측정하고, 호흡 특성 분석할 수 있으며, 소형화를 이룰 수 있는 방법은 제안되지 않았다.Despite the results of several studies related to snoring, a method that can directly measure respiratory signals, analyze respiratory characteristics, and achieve miniaturization has not been proposed.
실시예는, 공기 흐름을 이용하여 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치 및 그 방법을 제공할 수 있다.Embodiments may provide an apparatus and method for analyzing snoring breathing characteristics using air flow.
실시예에 따른 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치는 비강에 삽입되어 코골이 현상이 발생하는 경우 상기 비강을 통해 흐르는 공기압의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정하는 호흡 측정수단; 및 상기 호흡 측정수단으로부터 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 필터를 이용하여 호흡 신호와 코골이 신호로 분리 추출하고, 상기 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출하는 호흡 분석수단을 포함할 수 있다.An apparatus for analyzing snoring breathing characteristics according to an embodiment includes: a respiration measuring means for measuring a signal of a change in respiratory air pressure according to a change in air pressure flowing through the nasal cavity when a snoring phenomenon occurs by being inserted into the nasal cavity; and a respiration analysis means for separating and extracting the respiratory air pressure change signal measured from the respiration measurement means into a respiration signal and a snoring signal using a filter, and detecting an envelope of the extracted snoring signal.
상기 호흡 측정수단은 상기 비강에 삽입되어 고정되는 고정부; 및 상기 비강에 삽입되는 상기 고정부의 일측에 결합되어, 상기 비강에서 상기 호흡 공기압 변화 신호를 측정하는 센서부를 포함할 수 있다.The respiration measuring means is fixed by being inserted into the nasal cavity; and a sensor unit coupled to one side of the fixing unit to be inserted into the nasal cavity, and measuring the respiratory air pressure change signal in the nasal cavity.
상기 호흡 분석수단은 상기 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 HPF(High Pass Filter)를 통과시켜 오프셋 잡음을 제거하여 기준 신호를 생성하고, 상기 기준 신호로부터 호흡 신호와 코골이 신호를 추출할 수 있다.The respiration analysis means may remove the offset noise by passing the measured respiratory air pressure change signal through a high pass filter (HPF) to generate a reference signal, and extract a respiration signal and a snoring signal from the reference signal.
상기 호흡 분석수단은 상기 기준 신호를 LPF(Low Pass Filter)를 통과시켜 상기 코골이 신호의 주파수 성분을 제거하여 상기 호흡 신호를 분리 추출할 수 있다.The respiration analysis means may separate and extract the respiration signal by passing the reference signal through a low pass filter (LPF) to remove the frequency component of the snoring signal.
상기 호흡 분석수단은 상기 기준 신호를 상기 HPF를 통과시켜 상기 호흡 신호의 주파수 성분을 제거하여 상기 코골이 신호를 분리 추출할 수 있다.The respiration analysis means may pass the reference signal through the HPF to remove the frequency component of the respiration signal to separate and extract the snoring signal.
상기 호흡 분석수단은 상기 추출된 코골이 신호를 SLD(Square Law Detector)를 이용하여 제곱한 값 또는 절대값 또는 양의 값이나 음의 값을 획득한 후 상기 획득한 값을 LPF를 통과시켜 상기 코골이 신호의 포락선을 검출할 수 있다.The respiration analysis means obtains a squared value or an absolute value or a positive or negative value of the extracted snoring signal using SLD (Square Law Detector), and then passes the obtained value through the LPF to the snoring The envelope of this signal can be detected.
실시예에 따른 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 방법은 비강에 삽입되어 코골이 현상이 발생하는 경우 상기 비강을 통해 흐르는 공기압의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정하는 단계; 상기 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 필터를 이용하여 호흡 신호와 코골이 신호로 분리 추출하는 단계; 및 상기 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출하는 단계를 포함할 수 있다.A method for analyzing snoring breathing characteristics according to an embodiment comprises: measuring a respiratory air pressure change signal according to a change in air pressure flowing through the nasal cavity when a snoring phenomenon occurs by being inserted into the nasal cavity; Separating and extracting the measured respiratory air pressure change signal into a respiration signal and a snoring signal using a filter; and detecting an envelope of the extracted snoring signal.
실시예에 따르면, 코골이 현상이 발생할 때 비강을 통해 흐르는 공기압 세기의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정하고, 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 기초로 호흡 신호와 코골이 신호를 분리하여 추출하도록 함으로써, 비강 호흡의 특성을 정확하게 분석할 수 있다.According to the embodiment, when a snoring phenomenon occurs, the respiratory air pressure change signal is measured according to the change in the air pressure intensity flowing through the nasal cavity, and the respiration signal and the snoring signal are separated and extracted based on the measured respiratory air pressure change signal. , it is possible to accurately analyze the characteristics of nasal breathing.
실시예에 따르면, 비강에 흐르는 공기압 세기의 변화를 이용하여 호흡 공기압 신호를 측정하기 때문에 외부 잡음의 영향을 최소화할 수 있다.According to the embodiment, since the respiratory air pressure signal is measured using a change in the intensity of air pressure flowing in the nasal cavity, the influence of external noise may be minimized.
실시예에 따르면, 수명 중 호흡 방해를 최소화할 수 있도록 소형화가 가능할 수 있다.According to the embodiment, miniaturization may be possible to minimize breathing obstruction during life.
실시예에 따르면, 호흡 신호 성분과 코골이 신호 성분의 검출이 가능하기 때문에 향후 의학적인 지식과 임상 실험과 관련된 협업과 활동을 통해 신호들의 의학적 의미를 연구하고 코골이뿐 아니라 호흡에 관련된 심도 있는 질병 진단에 활용할 수 있다.According to the embodiment, since the breathing signal component and the snoring signal component can be detected, the medical meaning of the signals will be studied through future medical knowledge and collaboration and activities related to clinical trials, and deep diseases related to breathing as well as snoring It can be used for diagnosis.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 코골이 호흡 특성 분석 장치를 나타내는 도면이다.
도 2는 도 1에 도시된 호흡 측정수단의 설치 형태를 설명하기 위한 도면이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 코골이 호흡 특성 분석 방법을 나타내는 도면이다.
도 4는 호흡 공기압 변화 신호를 보여주는 도면이다.
도 5는 HPF 필터의 모델을 나타내는 도면이다.
도 6은 LPF 필터의 모델을 나타내는 도면이다.
도 7은 코골이 신호의 포락선 검출 모델을 나타내는 도면이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 호흡 분석 장치의 구성을 나타내는 도면이다.
도 9는 임의로 발생시킨 호흡 공기압 변화 신호를 보여주는 도면이다.
도 10은 도 9에서 오프셋이 제거된 신호를 보여주는 도면이다.
도 11은 도 10에서 호흡 신호와 코골이 신호의 추출 과정을 설명하기 위한 도면이다.1 is a view showing an apparatus for analyzing snoring breathing characteristics according to an embodiment of the present invention.
Figure 2 is a view for explaining the installation form of the respiration measuring means shown in Figure 1.
3 is a diagram illustrating a method for analyzing snoring breathing characteristics according to an embodiment of the present invention.
4 is a diagram showing a signal for changing respiratory air pressure.
5 is a diagram illustrating a model of an HPF filter.
6 is a diagram illustrating a model of an LPF filter.
7 is a diagram illustrating an envelope detection model of a snoring signal.
8 is a diagram showing the configuration of a respiration analysis apparatus according to an embodiment of the present invention.
9 is a view showing a signal of a change in respiratory air pressure generated arbitrarily.
FIG. 10 is a diagram illustrating a signal from which an offset is removed in FIG. 9 .
11 is a diagram for explaining a process of extracting a respiration signal and a snoring signal in FIG. 10 .
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 상세히 설명한다.Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
다만, 본 발명의 기술 사상은 설명되는 일부 실시예에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있고, 본 발명의 기술 사상 범위 내에서라면, 실시예들간 그 구성 요소들 중 하나 이상을 선택적으로 결합, 치환하여 사용할 수 있다.However, the technical spirit of the present invention is not limited to some described embodiments, but may be implemented in various different forms, and within the scope of the technical spirit of the present invention, one or more of the components may be selected between embodiments. It can be combined and substituted for use.
또한, 본 발명의 실시예에서 사용되는 용어(기술 및 과학적 용어를 포함)는, 명백하게 특별히 정의되어 기술되지 않는 한, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 일반적으로 이해될 수 있는 의미로 해석될 수 있으며, 사전에 정의된 용어와 같이 일반적으로 사용되는 용어들은 관련 기술의 문맥상의 의미를 고려하여 그 의미를 해석할 수 있을 것이다.In addition, terms (including technical and scientific terms) used in the embodiments of the present invention may be generally understood by those of ordinary skill in the art to which the present invention pertains, unless specifically defined and described explicitly. It may be interpreted as a meaning, and generally used terms such as terms defined in advance may be interpreted in consideration of the contextual meaning of the related art.
또한, 본 발명의 실시예에서 사용된 용어는 실시예들을 설명하기 위한 것이며 본 발명을 제한하고자 하는 것은 아니다.In addition, the terms used in the embodiments of the present invention are for describing the embodiments and are not intended to limit the present invention.
본 명세서에서, 단수형은 문구에서 특별히 언급하지 않는 한 복수형도 포함할 수 있고, "A 및(와) B, C 중 적어도 하나(또는 한 개 이상)"로 기재되는 경우 A, B, C로 조합할 수 있는 모든 조합 중 하나 이상을 포함할 수 있다.In the present specification, the singular form may also include the plural form unless otherwise specified in the phrase, and when it is described as "at least one (or one or more) of A and (and) B, C", it is combined with A, B, C It may include one or more of all possible combinations.
또한, 본 발명의 실시예의 구성 요소를 설명하는 데 있어서, 제1, 제2, A, B, (a), (b) 등의 용어를 사용할 수 있다.In addition, in describing the components of the embodiment of the present invention, terms such as first, second, A, B, (a), (b), etc. may be used.
이러한 용어는 그 구성 요소를 다른 구성 요소와 구별하기 위한 것일 뿐, 그 용어에 의해 해당 구성 요소의 본질이나 차례 또는 순서 등으로 한정되지 않는다.These terms are only used to distinguish the component from other components, and are not limited to the essence, order, or order of the component by the term.
그리고, 어떤 구성 요소가 다른 구성요소에 '연결', '결합' 또는 '접속'된다고 기재된 경우, 그 구성 요소는 그 다른 구성 요소에 직접적으로 연결, 결합 또는 접속되는 경우뿐만 아니라, 그 구성 요소와 그 다른 구성 요소 사이에 있는 또 다른 구성 요소로 인해 '연결', '결합' 또는 '접속' 되는 경우도 포함할 수 있다.And, when it is described that a component is 'connected', 'coupled' or 'connected' to another component, the component is not only directly connected, coupled or connected to the other component, but also with the component It may also include a case of 'connected', 'coupled' or 'connected' due to another element between the other elements.
또한, 각 구성 요소의 "상(위) 또는 하(아래)"에 형성 또는 배치되는 것으로 기재되는 경우, 상(위) 또는 하(아래)는 두 개의 구성 요소들이 서로 직접 접촉되는 경우뿐만 아니라 하나 이상의 또 다른 구성 요소가 두 개의 구성 요소들 사이에 형성 또는 배치되는 경우도 포함한다. 또한, "상(위) 또는 하(아래)"으로 표현되는 경우 하나의 구성 요소를 기준으로 위쪽 방향뿐만 아니라 아래쪽 방향의 의미도 포함할 수 있다.In addition, when it is described as being formed or disposed on "above (above) or under (below)" of each component, the top (above) or bottom (below) is one as well as when two components are in direct contact with each other. Also includes a case in which another component as described above is formed or disposed between two components. In addition, when expressed as "upper (upper) or lower (lower)", the meaning of not only an upper direction but also a lower direction based on one component may be included.
실시예에서는, 코골이 현상이 발생할 때 비강을 통해 흐르는 공기압 세기의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정하고, 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 기초로 호흡 신호와 코골이 신호를 분리하여 추출하도록 한, 새로운 방안을 제안한다.In an embodiment, when a snoring phenomenon occurs, the respiratory air pressure change signal is measured according to the change in the air pressure intensity flowing through the nasal cavity, and the respiratory signal and the snoring signal are separated and extracted based on the measured respiratory air pressure change signal, propose a new way
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 코골이 호흡 특성 분석 장치를 나타내는 도면이고, 도 2는 도 1에 도시된 호흡 측정수단의 설치 형태를 설명하기 위한 도면이다.1 is a view showing a snoring respiration characteristic analysis device according to an embodiment of the present invention, Figure 2 is a view for explaining the installation form of the respiration measuring means shown in FIG.
도 1을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치는 호흡 측정수단(100) 및 호흡 분석수단(200)을 포함하여 구성될 수 있다.Referring to FIG. 1 , the apparatus for analyzing snoring respiration characteristics according to an embodiment of the present invention may include a respiration measurement means 100 and a respiration analysis means 200 .
호흡 측정수단(100)은 인체의 내부 즉, 코안 또는 비강(nasal cavity)에 고정되고, 코골이 현상이 발생할 때 비강을 통해 흐르는 공기압 세기의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정할 수 있다.Respiratory measuring means 100 is fixed to the inside of the human body, that is, the nose or nasal cavity (nasal cavity), when snoring occurs, the respiratory air pressure change signal according to the change in the intensity of the air pressure flowing through the nasal cavity can be measured.
이때, 이러한 호흡 측정수단(100)은 고정부(110)와 센서부(120)를 포함할 수 있다.At this time, the respiration measuring means 100 may include a
도 2를 참조하면, 고정부(110)는 코안 또는 비강에 센서부(120)를 고정시킬 수 있다. 고정부(110)는 클립 형태의 구조물로서, 일단부에 센서부(120)가 결합되어 고정될 수 있다.Referring to FIG. 2 , the
센서부(120)는 고정부(110)의 일단에 결합되어 고정되고, 코골이 현상이 발생할 때 비강을 통해 흐르는 공기압 세기의 변화에 따른 호흡 공기압 신호를 측정할 수 있다.The
여기서, 고정부(110)는 클립 형태로 형성되어 있지만 반드시 이에 한정되지 않고 센서부(120)를 비강에 위치시킬 수 있는 구조라면 어떠한 형태라도 가능할 수 있다.Here, the
센서부(120)는 호흡 공기압을 측정하기 위한 센서로, 디지털 출력 소형 압전 저항 센서가 사용될 수 있다. 여기서 압전 저항 센서는 저전력, 저전압 센서로 신호 측정 결과를 디지털 값으로 출력한다. 압전 저항 센서의 공기압 측정 범위는 300 ~ 1,100 hPa이고, 측정 압력 범위내의 해상도는 0.01 hPa이며, 출력 데이터의 범위는 16 ~ 19 비트로 구성된다.The
센서부(120)는 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 전송하기 위한 통신모듈을 포함할 수 있다.The
신호의 측정 변환 속도는 아날로그 센서 출력의 경우 같이 사용하는 ADC(Analog to Digital Converter)의 변환 속도에 따라 결정이 되지만, 본 실시예에서 사용된 디지털 출력을 갖는 압전 저항 센서의 신호 수집 속도는 사용되는 센서의 제작 규격에 제한을 받는다.The measurement conversion speed of the signal is determined according to the conversion speed of the ADC (Analog to Digital Converter) used together in the case of the analog sensor output, but the signal acquisition speed of the piezo-resistive sensor having a digital output used in this embodiment depends on the It is limited by the manufacturing standard of the sensor.
센서 동작 모드에 따른 변환 속도 규격은 다음의 [표 1]과 같이 나타낼 수 있다.The conversion speed standard according to the sensor operation mode can be expressed as follows [Table 1].
코골이 신호는 음성 주파수 대역에 존재하며, 일반적으로 1 kHz 근처의 주파수로 알려져 있다. 그러므로 아날로그 신호를 디지털 신호로 변환 할 때 아날로그 신호 정보를 모두 포함하기 위해서 신호의 주파수 fM에 대한 표본화 주파수 fS와의 관계는 나이키스트 표본화율 fS≥2fM을 만족해야 한다.그러나 실시예에서 사용하는 [표 1]의 센서 신호 변환 특성은 나이키스트 표본화 율을 고려할 때, 비강 공기압 변화율이 약 100Hz 이상인 경우에는 신호를 채집할 수 없다. 압전 저항 센서는 대기압을 측정하는 목적으로 제작되었으며, 대기압은 순간적으로 변화되는 물리량이 아니기 때문에 공기압의 변화가 4.5 ms도 충분히 빠르고, 그 이상으로 빠른 변화율은 의미가 없기 때문이다. 또한 코골이를 판별하는 경우 마이크를 이용하여 신호를 채집하고 음성 주파수 대역에서 분석하는 기법에서는 음성 대역에 존재하는 코골이 신호 성분 모두 사용하여 평가를 하지만, 코골이 유무의 판정에 반드시 이 음성 대역 모두를 사용해야 하는 것은 아니라고 가정하였다. 그러므로 주파수 스펙트럼 분석 기법을 사용하는 것이 아니라 호흡 신호와 코골이 호흡 잡음 신호를 분리하는 기법에 중점을 두었기 때문에 언더샘플링(Undersampling)을 유발하는 신호의 변환 속도는 응용이 가능한 범위로 판단된다.The snoring signal exists in the voice frequency band, and is generally known as a frequency near 1 kHz. Therefore, when converting an analog signal to a digital signal, in order to include all analog signal information, the relationship between the sampling frequency f S to the signal frequency f M must satisfy the Nyquist sampling rate f S ≥ 2f M. However, in the embodiment Considering the Nyquist sampling rate for the sensor signal conversion characteristics in [Table 1], when the nasal air pressure change rate is about 100Hz or more, the signal cannot be collected. This is because the piezoresistive sensor was manufactured for the purpose of measuring atmospheric pressure, and since atmospheric pressure is not a physical quantity that changes instantaneously, the change in air pressure is sufficiently fast even 4.5 ms, and a rapid rate of change beyond that is meaningless. Also, in the case of snoring, in the technique of collecting a signal using a microphone and analyzing it in the voice frequency band, all snoring signal components present in the voice band are used for evaluation. It is assumed that it is not necessary to use Therefore, the conversion speed of the signal causing undersampling is judged to be within the applicable range because the focus is not on using the frequency spectrum analysis technique but on the technique of separating the breathing signal and the snoring breathing noise signal.
호흡 분석수단(200)은 호흡 측정수단(100)과 유선 또는 무선 연동하고, 호흡 측정수단(100)으로부터 측정된 호흡 공기압 변화 신호로부터 호흡 신호와 코골이 신호를 분리 추출할 수 있다.Respiratory analysis means 200 is connected to the respiration measuring means 100 and wired or wireless, it is possible to separate and extract the respiration signal and the snoring signal from the respiratory air pressure change signal measured from the respiration measuring means (100).
호흡 분석수단(200)은 추출된 코골이 신호의 포락선(envelope curve)을 검출할 수 있다. 이러한 포락선을 통해 코골이 발생하는 기간과 에너지의 크기를 알 수 있다.Respiration analysis means 200 may detect an envelope (envelope curve) of the extracted snoring signal. Through these envelopes, it is possible to know the period and the amount of energy during which snoring occurs.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 코골이 호흡 특성 분석 방법을 나타내는 도면이다.3 is a diagram illustrating a method for analyzing snoring breathing characteristics according to an embodiment of the present invention.
도 3을 참조하면, 실시예에 따른 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치(이하, 분석 장치라고 한다)는 코골이 현상이 발생할 때 비강을 통해 흐르는 공기압 세기의 변화에 따른 호흡 공기압 변화 신호를 측정할 수 있다(S310).Referring to Figure 3, the device for analyzing the snoring breathing characteristics according to the embodiment (hereinafter referred to as the analysis device) measures the respiratory air pressure change signal according to the change in the air pressure intensity flowing through the nasal cavity when the snoring phenomenon occurs It can be done (S310).
다음으로, 분석 장치는 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 디지털 신호로 변환하여 변환된 호흡 공기압 변화 신호 S1를 얻을 수 있다(S320). 이때, 디지털 신호로 변환된 호흡 공기압 변화 신호는 측정에 사용되는 전원의 상태, 센서 설치 안정도, 온도 변화에 따른 잡음, 그리고 기타 대기압을 변화시키는 환경에 따라 영향을 받는다.Next, the analysis device converts the measured respiratory air pressure change signal into a digital signal to obtain a converted respiratory air pressure change signal S1 (S320). At this time, the respiratory air pressure change signal converted into a digital signal is affected by the state of the power used for measurement, the stability of the sensor installation, the noise caused by the temperature change, and other environments that change the atmospheric pressure.
도 4는 호흡 공기압 변화 신호를 보여주는 도면이다.4 is a diagram showing a signal for changing respiratory air pressure.
도4를 참조하면, 저주파 잡음이 포함되어 채집된 코골이 신호의 예를 보여 준다.Referring to FIG. 4 , an example of a snoring signal collected by including low-frequency noise is shown.
다음으로, 분석 장치는 변환된 호흡 공기압 변화 신호 S1에서 HPF(High Pass Filter)를 이용하여 오프셋 잡음을 제거하여 안정된 신호 S2를 얻을 수 있다(S330). Next, the analysis device can obtain a stable signal S 2 by removing the offset noise by using a high pass filter (HPF) in the converted respiratory air pressure change signal S 1 (S330).
오프셋 신호는 일반적으로 신호의 주파수보다 낮은 주파수 성분으로 구성된다. 따라서 신호에 영향을 주지 않도록 낮은 주파수 성분을 제거하는 고주파 통과필터 (High Pass Filter, HPF)를 사용한다. 실시예에서는 소형 MCU와 저전력 동작과 웨어러블 모니터링 서비스를 고려하고, 시스템 구조를 간단히 하며, 알고리즘 처리에 소요되는 시간과 에너지를 최소화 할 수 있는 방법을 고려하였다.An offset signal generally consists of a frequency component that is lower than the frequency of the signal. Therefore, a high-pass filter (HPF) that removes low-frequency components so as not to affect the signal is used. In the embodiment, a small MCU, low-power operation, and a wearable monitoring service were considered, and a method for simplifying the system structure and minimizing the time and energy required for algorithm processing was considered.
도 5는 HPF 필터의 모델을 나타내는 도면이다.5 is a diagram illustrating a model of an HPF filter.
도 5를 참조하면, 실시예에 따른 HPF 필터의 모델로, RC로 구성될 수 있다. 이러한 HPF 필터는 분리시키려는 신호들의 주파수 차이가 큰 경우 적용이 가능하다. 여기서 R은 저항 값, C는 캐패시터(Capacitor) 값, Vi(t)는 신호 입력 전압, Vo(t)는 신호 출력 전압, I(t)는 회로 전류, Qc(t)는 캐패시터의 축적 전하량을 각각 의미한다.Referring to FIG. 5 , a model of an HPF filter according to an embodiment may be configured as an RC. This HPF filter can be applied when the frequency difference between the signals to be separated is large. where R is the resistance value, C is the capacitor value, Vi(t) is the signal input voltage, Vo(t) is the signal output voltage, I(t) is the circuit current, and Qc(t) is the amount of charge accumulated in the capacitor. each means
1차 HPF 필터의 모델에 키르히호프의 법칙을 적용하면 다음 [수학식 1]과 같이 표현된다.When Kirchhoff's law is applied to the model of the first-order HPF filter, it is expressed as the following [Equation 1].
[수학식 1][Equation 1]
Vo(t) = I(t)RVo(t) = I(t)R
Qc(t) = C[Vi(t) - Vo(t)]Qc(t) = C[Vi(t) - Vo(t)]
상기 [수학식 1]을 이용하여 신호 출력 전압 Vo(t)를 구하면 다음의 [수학식 2]와 같다.When the signal output voltage Vo(t) is obtained using [Equation 1], the following [Equation 2] is obtained.
[수학식 2][Equation 2]
상기 [수학식 2]의 연속 시간 신호의 성분을 이산 신호로 표현하면 다음의 [표 2]와 같다.The components of the continuous time signal of Equation 2 are expressed as discrete signals as shown in Table 2 below.
상기 [표 2]의 표현을 이용하여 [수학식 2]를 다시 쓰면 다음의 [수학식 3]과 같다.[수학식 3]If [Equation 2] is rewritten using the expression in [Table 2], the following [Equation 3] is obtained. [Equation 3]
y[n] = RC(x[n]-x[n-1]) - RC(y[n]-y[n-1])y[n] = RC(x[n]-x[n-1]) - RC(y[n]-y[n-1])
= RC{(x[n]-x[n-1]) + y[n-1]} - y[n]RC = RC{(x[n]-x[n-1]) + y[n-1]} - y[n]RC
= α{(x[n]-x[n-1]) + y[n-1]}= α{(x[n]-x[n-1]) + y[n-1]}
여기서, 
다음으로, 분석 장치는 신호 S2에서 LPF(Low Pass Filter)를 이용하여 호흡 신호 Sbreath를 추출할 수 있다(S340). Next, the analysis device may extract the respiration signal S breath by using a low pass filter (LPF) from the signal S2 (S340).
도 6은 LPF 필터의 모델을 나타내는 도면이다.6 is a diagram illustrating a model of an LPF filter.
도 6을 참조하면, 실시예에 따른 LPF 필터의 모델로, RC로 구성될 수 있다. 이러한 LPF 필터의 모델에 키르히호프의 법칙을 적용하면 다음의 [수학식 4]와 같이 표현된다.Referring to FIG. 6 , a model of an LPF filter according to an embodiment may be configured as an RC. When Kirchhoff's law is applied to the model of such an LPF filter, it is expressed as [Equation 4] below.
[수학식 4][Equation 4]
Vi(t) = I(t)R + Vo(t)Vi(t) = I(t)R + Vo(t)
Qc(t) = CVo(t)Qc(t) = CVo(t)
상기 [수학식 4]를 이용하여 신호 입력 전압 Vi(t)를 구하면 다음의 [수학식 5]와 같다.When the signal input voltage Vi(t) is obtained using [Equation 4], the following [Equation 5] is obtained.
[수학식 5][Equation 5]
상기 [수학식 5]의 연속 시간 신호의 성분을 이산 신호로 표현하면 다음의 [수학식 6]과 같다.When the components of the continuous time signal of [Equation 5] are expressed as discrete signals, the following [Equation 6] is obtained.
[수학식 6][Equation 6]
x[n] = RC(y[n] - y[n-1]) + y[n]x[n] = RC(y[n] - y[n-1]) + y[n]
= (RC+1)y[n] - y[n-1]RC = (RC+1)y[n] - y[n-1]RC
(RC+1) y[n] = x[n] + y[n-1]RC(RC+1) y[n] = x[n] + y[n-1]RC
상기 [수학식 6]을 y[n]에 대하여 정리하면 다음의 [수학식 7]과 같이 표현된다.If the above [Equation 6] is arranged with respect to y[n], it is expressed as the following [Equation 7].
[수학식 7][Equation 7]
여기서, 
다음으로, 분석 장치는 신호 S2에서 HPF를 이용하여 코골이 신호 Ssnore를 추출할 수 있다(S350). 코골이 신호 Ssnore는 호흡 신호 Sbreath보다 높은 주파수 성분을 갖는다.Next, the analysis apparatus by using the HPF in the signal S 2 is snoring can be extracted snore signal S (S350). Snoring snore signal S has a high frequency component than the respiration signal S breath.
상기 [수학식 7]에서 설계 계수 α를 조정하면 추출할 수 있는 호흡 신호 Sbreath를 제거하고 코골이 신호 Ssnore만을 추출할 수 있다.The design can be adjusted to the coefficient α in the [Equation 7] removing the respiration signal S breath that can be extracted, and extracting only the signal S snoring snore.
다음으로, 분석 장치는 추출된 코골이 신호 Ssnore의 포락선 
코골이 신호 Ssnore는 교류 특성을 갖는 신호이고 이 신호의 포락선은 코골이 신호 발생 구간을 의미한다. 이는 신호의 포락선에 정보가 있는 진폭 변조(Amplitude Modulation, AM)된 신호와 특성이 비슷하기 때문에 비동기 복조 기법을 이용하여 코골이 신호의 포락선을 얻을 수 있다.Snoring snore signal S is a signal having an alternating-current characteristic of the envelope signal is snoring means a signal generating section. Since it has similar characteristics to an amplitude-modulated (AM) signal with information in the signal envelope, the envelope of the snoring signal can be obtained using the asynchronous demodulation technique.
비동기 복조 기법으로는 제곱 법칙 검출기(Square Law Detector, SLD)이 사용될 수 있다.As the asynchronous demodulation technique, a square law detector (SLD) may be used.
도 7은 코골이 신호의 포락선 검출 모델을 나타내는 도면이다.7 is a diagram illustrating an envelope detection model of a snoring signal.
도 7을 참조하면, 만일 Ssnore신호가 진폭 변조된 신호와 유사하기 때문에 Ssnore=[1+m(t)]coswct라고 가정할 수 있다. 여기서 m(t)는 얻고자 하는 코골이의 포락선이다.Referring to FIG. 7 , if the S snore signal is similar to the amplitude-modulated signal, it can be assumed that S snore = [1+m(t)]cosw c t. Here, m(t) is the envelope of snoring to be obtained.
이때, 코골이 신호의 SLD 계산 결과는 다음의 [수학식 8]과 같이 표현할 수 있다.In this case, the SLD calculation result of the snoring signal can be expressed as in [Equation 8] below.
[수학식 8][Equation 8]
상기 [수학식 8]의 신호를 LPF를 통과시키면 cos2wt 성분과 주파수 성분을 가지고 있는 m2(t) 성분은 제거되고 최종적으로 포락선 성분 m(t)만 남게 되어, 코골이가 발생하는 기간과 에너지의 크기를 알 수 있는 포락선 
여기서 분석 장치는 코골이 신호를 SLD를 통해 제곱한 값을 LPF를 통과시켜 코골이 신호의 포락선을 검출하는 방법을 일 예로 설명하고 있지만, 반드시 이에 한정되지 않는다.Here, a method of detecting the envelope of a snoring signal by passing a value obtained by squaring the snoring signal squared through the SLD as an example has been described as an example of the analysis apparatus, but the present invention is not limited thereto.
다른 방법으로는 예컨대, 1)코골이 신호로부터 절대값을 취하거나, 2)코골이 신호의 양의 값 또는 음의 값을 취한 후 LPF를 통과시켜 코골이 신호의 포락선을 검출할 수 있다.Alternatively, the envelope of the snoring signal may be detected by, for example, 1) taking an absolute value from the snoring signal, or 2) taking a positive or negative value of the snoring signal and passing it through the LPF.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 호흡 분석수단의 구성을 나타내는 도면이다.8 is a diagram showing the configuration of a respiration analysis means according to an embodiment of the present invention.
도 8을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 호흡 분석수단(200)은 통신부(210), 입력부(220), 제어부(230), 표시부(240), 저장부(250)를 포함할 수 있다.Referring to FIG. 8 , the respiration analysis means 200 according to an embodiment of the present invention may include a
통신부(210)는 호흡 측정수단(100)과 유선 또는 무선 연동하여 각종 정보를 송신하거나 수신할 수 있다. 예컨대, 통신부(210)는 호흡 측정수단(100)과 연동하여 호흡 측정수단(100)으로부터 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 수신할 수 있다.
입력부(220)는 사용자의 메뉴 또는 키 조작에 따라 정보를 입력 받을 수 있다.The input unit 220 may receive information according to a user's menu or key manipulation.
제어부(230)는 수신된 호흡 공기압 변화 신호로부터 호흡 신호와 코골이 신호를 분리하여 추출하고, 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출할 수 있다.The
구체적으로, 제어부(230)는 수신된 호흡 공기압 변화 신호로부터 HPF를 이용하여 오프셋 잡음을 제거하여 안정된 신호를 획득할 수 있다. 제어부(230)는 획득된 신호로부터 LPF를 이용하여 호흡 신호를 추출하고 HPF를 이용하여 코골이 신호를 추출할 수 있다. 제어부(230)는 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출할 수 있다.Specifically, the
표시부(240)는 측정된 호흡 공기압 변화 신호와 추출된 호흡 신호, 코골이 신호 및 코골이 신호의 포락선을 표시할 수 있다.The
저장부(250)는 사용자마다 날짜나 시간별로 측정된 호흡 공기압 변화 신호와 추출된 호흡 신호, 코골이 신호 및 코골이 신호의 포락선을 저장하여 관리할 수 있다.The
이하에서는 실시예에 따른 호흡 특성 분석 방법을 이용한 실험 결과를 설명하기로 한다.Hereinafter, the experimental results using the breathing characteristics analysis method according to the embodiment will be described.
도 9는 임의로 발생시킨 호흡 공기압 변화 신호를 보여주는 도면이고, 도 10은 도 9에서 오프셋이 제거된 신호를 보여주는 도면이고, 도 11은 도 10에서 호흡 신호와 코골이 신호의 추출 과정을 설명하기 위한 도면이다.9 is a diagram showing a signal of a change in respiratory air pressure generated arbitrarily, FIG. 10 is a diagram showing a signal from which the offset is removed in FIG. 9, and FIG. It is a drawing.
도 9를 참조하면, 호흡 특성 분석 실험은 주관적인 관점에서 준비 단계, 정상 호흡 단계, 1단계 (저), 2 단계 (중), 3 단계 (고)의 총 3개 단계 강도의 코골이를 임의로 발생시켰다. 여기서는 센서에서 측정한 호흡 공기압 변화 신호를 절대 압력(hPa, 헥토파스칼) 단위로 변환한 것을 보여 준다.Referring to FIG. 9 , the respiratory characteristics analysis experiment randomly generated three intensity levels of snoring: preparation stage, normal breathing stage, stage 1 (low), stage 2 (medium), stage 3 (high) from a subjective point of view. did it Here, it shows the conversion of the respiratory air pressure change signal measured by the sensor into absolute pressure (hPa, hectopascals) units.
먼저 준비 단계에서 보여주는 991.5 hPa 정도의 대기압은 실험 시점의 대기압을 보여 주는 것으로 대기 환경에 따라 일정한 압력으로 나타나기 때문에 직류 성분의 오프셋으로 작용하고, 신호 처리를 하는 과정에서 제거된다.First, the atmospheric pressure of about 991.5 hPa shown in the preparation stage shows the atmospheric pressure at the time of the experiment.
다음으로 정상 호흡 단계에서 비강을 흐르는 공기의 압력은 1 ~ 2 hPa 사이의 변위를 보여준다.Next, the pressure of the air flowing through the nasal cavity in the normal breathing phase shows a displacement between 1 and 2 hPa.
다음으로 3단계 코골이 단계에서는 코골이의 강도가 강해짐에 따라 코골이 신호의 변위와 비강을 통하여 흐르는 호흡 공기 압력은 비례해서 증가하는 것을 볼 수 있다. 즉, 코골이가 심할수록 호흡량이 부족하기 때문에 인체에서 요구되는 호흡량을 확보하기 위하여 높은 압력으로 공기를 흡입하고, 단기간 흡입된 공기를 배출하기 위해 강하게 호흡하고 있는 것을 보여 준다.Next, in the 3rd stage snoring stage, it can be seen that as the intensity of snoring increases, the displacement of the snoring signal and the breathing air pressure flowing through the nasal cavity increase proportionally. That is, the more severe the snoring, the less the respiration volume, so it shows that air is inhaled at a high pressure in order to secure the respiration volume required by the human body, and the person is breathing strongly to discharge the inhaled air for a short period of time.
도 10을 참조하면, HPF를 이용하여 직류 오프셋이 제거된 신호 S2를 나타낸 것이다.Referring to FIG. 10 , a signal S2 from which a DC offset is removed using HPF is shown.
도 11을 참조하면, (a)에서는 도 10의 신호 S2와 동일한 것으로 호흡 신호와 코골이 신호가 혼재되어 있다.Referring to FIG. 11 , in (a), a breathing signal and a snoring signal are mixed as the same as the signal S2 of FIG. 10 .
(b)에서는 신호 S2에서 LPF를 사용하여 코골이 신호가 가진 높은 주파수 성분만을 제거하여 정상 호흡 신호 Sbreath만을 추출한 것이다. In (b), only the normal respiration signal S breath is extracted by removing only the high frequency component of the snoring signal using the LPF in the signal S2.
(c)에서는 신호 S2에서 HPF을 이용하여 코골이 신호 Ssnore만을 추출한 것을 나타낸 것으로 낮은 주파수 성분인 호흡 신호가 완전히 제거되었음을 보여주고 있다. (c) shows that only the snoring signal S snore is extracted from the signal S2 using HPF, and the respiratory signal, which is a low frequency component, is completely removed.
(d)는 코골이 신호의 포락선으로, 코골이 발생 구간과 에너지 크기를 표현한 것이다.(d) is the envelope of the snoring signal, which expresses the snoring occurrence section and energy level.
상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 하기의 특허 청구의 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.Although the above has been described with reference to preferred embodiments of the present invention, those skilled in the art can variously modify and change the present invention within the scope without departing from the spirit and scope of the present invention as set forth in the claims below. You will understand that it can be done.
100: 호흡 측정수단
110: 고정부
120: 센서부
200: 호흡 분석수단
210: 통신부
220: 입력부
230: 제어부
240: 표시부
250: 저장부100: respiration measurement means
110: fixed part
120: sensor unit
200: breathing analysis means
210: communication unit
220: input unit
230: control unit
240: display unit
250: storage
Claims (7)
상기 호흡 측정수단으로부터 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 필터를 이용하여 호흡 신호와 코골이 신호로 분리 추출하고, 상기 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출하는 호흡 분석수단을 포함하고,
상기 호흡 측정 수단은,
클립 형태의 구조물이고, 상기 구조물의 일부가 비강에 삽입되어 고정되는 고정부; 및
상기 고정부의 일측에 결합되어 상기 비강에 삽입 고정되고, 상기 코골이 현상이 발생하는 경우 상기 비강에서 상기 호흡 공기압 변화 신호를 측정하는 센서부를 포함하는, 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치.Respiratory measurement means for measuring a signal of a change in respiratory air pressure according to a change in air pressure flowing through the nasal cavity when the snoring phenomenon occurs by being inserted into the nasal cavity; and
Respiratory analysis means for separating and extracting the respiratory air pressure change signal measured from the respiration measurement means into a respiration signal and a snoring signal using a filter, and detecting an envelope of the extracted snoring signal,
The respiration measurement means,
A clip-shaped structure, a part of the structure is inserted into the nasal cavity and fixed; and
A device for analyzing snoring breathing characteristics, including a sensor unit coupled to one side of the fixing unit and fixed to be inserted into the nasal cavity, and measuring the respiratory air pressure change signal in the nasal cavity when the snoring phenomenon occurs.
상기 호흡 분석수단은,
상기 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 HPF(High Pass Filter)를 통과시켜 오프셋 잡음을 제거하여 기준 신호를 생성하고,
상기 기준 신호로부터 호흡 신호와 코골이 신호를 추출하는, 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치.According to claim 1,
The respiration analysis means,
The measured respiratory air pressure change signal is passed through a high pass filter (HPF) to remove the offset noise to generate a reference signal,
A device for analyzing snoring breathing characteristics, extracting a breathing signal and a snoring signal from the reference signal.
상기 호흡 분석수단은,
상기 기준 신호를 LPF(Low Pass Filter)를 통과시켜 상기 코골이 신호의 주파수 성분을 제거하여 상기 호흡 신호를 분리 추출하는, 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치.4. The method of claim 3,
The respiration analysis means,
An apparatus for analyzing snoring breathing characteristics for separating and extracting the respiratory signal by removing the frequency component of the snoring signal by passing the reference signal through a low pass filter (LPF).
상기 호흡 분석수단은,
상기 기준 신호를 상기 HPF를 통과시켜 상기 호흡 신호의 주파수 성분을 제거하여 상기 코골이 신호를 분리 추출하는, 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치.4. The method of claim 3,
The respiration analysis means,
A device for analyzing snoring breathing characteristics, which separates and extracts the snoring signal by passing the reference signal through the HPF and removing the frequency component of the breathing signal.
상기 호흡 분석수단은,
상기 추출된 코골이 신호를 SLD(Square Law Detector)를 이용하여 제곱한 값 또는 절대값 또는 양의 값이나 음의 값을 획득한 후 상기 획득한 값을 LPF를 통과시켜 상기 코골이 신호의 포락선을 검출하는, 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 장치.6. The method of claim 5,
The respiration analysis means,
The extracted snoring signal is squared using SLD (Square Law Detector) or an absolute value or a positive or negative value is obtained, and then the obtained value is passed through the LPF to determine the envelope of the snoring signal. A device for analyzing snoring breathing characteristics.
호흡 분석수단이 상기 측정된 호흡 공기압 변화 신호를 필터를 이용하여 호흡 신호와 코골이 신호로 분리 추출하는 단계; 및
상기 호흡 분석수단이 상기 추출된 코골이 신호의 포락선을 검출하는 단계를 포함하고,
상기 호흡 측정 수단은,
클립 형태의 구조물이고, 상기 구조물의 일부가 비강에 삽입되어 고정되는 고정부; 및
상기 고정부의 일측에 결합되어 상기 비강에 삽입 고정되고, 상기 코골이 현상이 발생하는 경우 상기 비강에서 상기 호흡 공기압 변화 신호를 측정하는 센서부를 포함하는, 코골이 호흡 특성을 분석하기 위한 방법.Measuring a respiratory air pressure change signal according to a change in air pressure flowing through the nasal cavity when the respiration measuring means is inserted into the nasal cavity to cause snoring;
Respiratory analysis means separating and extracting the measured respiratory air pressure change signal into a respiration signal and a snoring signal using a filter; and
Comprising the step of the respiration analysis means detecting the envelope of the extracted snoring signal,
The respiration measurement means,
It is a clip-shaped structure, and a part of the structure is fixed by being inserted into the nasal cavity; and
A method for analyzing snoring breathing characteristics, comprising a sensor unit coupled to one side of the fixing unit and fixed to be inserted into the nasal cavity, and measuring the signal of the change in respiratory air pressure in the nasal cavity when the snoring phenomenon occurs.
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| E701 | Decision to grant or registration of patent right | ||
| GRNT | Written decision to grant |