JPH06142082A - 呼吸数測定装置 - Google Patents
呼吸数測定装置Info
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- JPH06142082A JPH06142082A JP32125892A JP32125892A JPH06142082A JP H06142082 A JPH06142082 A JP H06142082A JP 32125892 A JP32125892 A JP 32125892A JP 32125892 A JP32125892 A JP 32125892A JP H06142082 A JPH06142082 A JP H06142082A
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Landscapes
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 取り扱いが簡便であり、使用対象に制限がな
く、しかも生体に不快感を与えることのない呼吸数測定
装置を提供する。 【構成】 脈拍数検出手段３０により逐次求められた脈
拍数と最高血圧値検出手段３２により逐次求められた最
高血圧値との乗算値が算出され、呼吸数算出手段３６で
は、その乗算値の脈動周期に従って生体の呼吸数ＲＲが
算出される。本呼吸数測定装置では、呼吸数の測定に際
して脈波センサ１０を手首に装着するだけでよいことか
ら、温度センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸
部にゴム管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれ
に電極を貼着したりすることが不要となるので、取り扱
いが簡便となり、使用対象の制限が減少し、しかも生体
に不快感を与えることが解消される。
く、しかも生体に不快感を与えることのない呼吸数測定
装置を提供する。 【構成】 脈拍数検出手段３０により逐次求められた脈
拍数と最高血圧値検出手段３２により逐次求められた最
高血圧値との乗算値が算出され、呼吸数算出手段３６で
は、その乗算値の脈動周期に従って生体の呼吸数ＲＲが
算出される。本呼吸数測定装置では、呼吸数の測定に際
して脈波センサ１０を手首に装着するだけでよいことか
ら、温度センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸
部にゴム管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれ
に電極を貼着したりすることが不要となるので、取り扱
いが簡便となり、使用対象の制限が減少し、しかも生体
に不快感を与えることが解消される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の呼吸数をその生
体の循環器から容易に測定する装置に関するものであ
る。
体の循環器から容易に測定する装置に関するものであ
る。
【０００２】
【従来の技術】生体の呼吸数を測定する装置としては、
呼気および吸気の温度の変化周期に基づいて呼吸数を決
定する装置、生体胸郭に巻回されたゴム管により検出し
た胸郭の動きの変化周期に基づいて呼吸数を決定する装
置、生体胸郭のインピーダンスの変化周期に基づいて呼
吸数を決定する装置などが提案されている。
呼気および吸気の温度の変化周期に基づいて呼吸数を決
定する装置、生体胸郭に巻回されたゴム管により検出し
た胸郭の動きの変化周期に基づいて呼吸数を決定する装
置、生体胸郭のインピーダンスの変化周期に基づいて呼
吸数を決定する装置などが提案されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来の呼吸数測定装置では、未だ次のような課題があっ
た。すなわち、呼気および吸気の温度の変化周期に基づ
いて決定する装置では、呼気および吸気の温度を検出す
るためのサーミスタ等の温度センサを生体の鼻孔に位置
させるためにそのサーミスタをクリップにより鼻に装着
する必要があるため、苦痛や不快感を生体に与える欠点
があった。また、生体胸郭に巻回されたゴム管により検
出した胸郭の動きの変化周期に基づいて決定する装置で
は、ゴム管の取り扱いが煩雑であり、また腹部や胸部に
障害を持つものには使用できないという欠点があった。
さらに、生体胸郭のインピーダンスの変化周期に基づい
て決定する装置では、その胸部に貼着した電極により呼
吸変動性インピーダンスを検出するため、電極を胸部に
装着することによる不快感を生体に与えるだけでなく生
体の胸部を露出させねばならないために不便であるとい
う欠点があった。
来の呼吸数測定装置では、未だ次のような課題があっ
た。すなわち、呼気および吸気の温度の変化周期に基づ
いて決定する装置では、呼気および吸気の温度を検出す
るためのサーミスタ等の温度センサを生体の鼻孔に位置
させるためにそのサーミスタをクリップにより鼻に装着
する必要があるため、苦痛や不快感を生体に与える欠点
があった。また、生体胸郭に巻回されたゴム管により検
出した胸郭の動きの変化周期に基づいて決定する装置で
は、ゴム管の取り扱いが煩雑であり、また腹部や胸部に
障害を持つものには使用できないという欠点があった。
さらに、生体胸郭のインピーダンスの変化周期に基づい
て決定する装置では、その胸部に貼着した電極により呼
吸変動性インピーダンスを検出するため、電極を胸部に
装着することによる不快感を生体に与えるだけでなく生
体の胸部を露出させねばならないために不便であるとい
う欠点があった。
【０００４】本発明は以上の事情を背景として為された
ものであり、その目的とするところは、取り扱いが簡便
であり、使用対象に制限がなく、しかも生体に不快感を
与えることのない呼吸数測定装置を提供することにあ
る。
ものであり、その目的とするところは、取り扱いが簡便
であり、使用対象に制限がなく、しかも生体に不快感を
与えることのない呼吸数測定装置を提供することにあ
る。
【０００５】
【課題を解決するための第１の手段】かかる目的を達成
するための本発明の要旨とするところは、生体の呼吸数
を測定するための装置であって、(1) 前記生体の末梢部
から心拍に同期して連続的に発生する脈波から、生体の
脈拍数を逐次求める脈拍数検出手段と、(2) 前記生体の
四肢の動脈から心拍に同期して連続的に発生する圧脈波
の大きさから、その生体の最高血圧値を逐次求める最高
血圧値検出手段と、(3) 前記脈拍数および最高血圧値の
乗算値を算出する乗算値算出手段と、(4) その乗算値算
出手段により算出された乗算値の脈動周期に従って前記
生体の呼吸数を算出する呼吸数算出手段とを、含むこと
にある。
するための本発明の要旨とするところは、生体の呼吸数
を測定するための装置であって、(1) 前記生体の末梢部
から心拍に同期して連続的に発生する脈波から、生体の
脈拍数を逐次求める脈拍数検出手段と、(2) 前記生体の
四肢の動脈から心拍に同期して連続的に発生する圧脈波
の大きさから、その生体の最高血圧値を逐次求める最高
血圧値検出手段と、(3) 前記脈拍数および最高血圧値の
乗算値を算出する乗算値算出手段と、(4) その乗算値算
出手段により算出された乗算値の脈動周期に従って前記
生体の呼吸数を算出する呼吸数算出手段とを、含むこと
にある。
【０００６】
【作用】このようにすれば、乗算値算出手段により、脈
拍数検出手段により逐次求められた脈拍数と最高血圧値
検出手段により逐次求められた最高血圧値との乗算値が
算出され、呼吸数算出手段では、その乗算値の脈動周期
に従って生体の呼吸数が算出される。
拍数検出手段により逐次求められた脈拍数と最高血圧値
検出手段により逐次求められた最高血圧値との乗算値が
算出され、呼吸数算出手段では、その乗算値の脈動周期
に従って生体の呼吸数が算出される。
【０００７】
【第１発明の効果】上記脈拍数検出手段は、生体の末梢
部から心拍に同期して連続的に発生する脈波から脈拍数
を逐次求めるものであり、最高血圧値検出手段は、生体
の四肢の動脈から心拍に同期して連続的に発生する圧脈
波の大きさから発生する圧脈波から最高血圧値を逐次求
めるものであることから、呼吸数の測定に際して、温度
センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸部にゴム
管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれに電極を
貼着したりする必要がなくなるので、取り扱いが簡便と
なり、使用対象の制限が減少し、しかも生体に不快感を
与えることが解消されるのである。
部から心拍に同期して連続的に発生する脈波から脈拍数
を逐次求めるものであり、最高血圧値検出手段は、生体
の四肢の動脈から心拍に同期して連続的に発生する圧脈
波の大きさから発生する圧脈波から最高血圧値を逐次求
めるものであることから、呼吸数の測定に際して、温度
センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸部にゴム
管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれに電極を
貼着したりする必要がなくなるので、取り扱いが簡便と
なり、使用対象の制限が減少し、しかも生体に不快感を
与えることが解消されるのである。
【０００８】ここで、好適には、前記乗算値算出手段で
は、前記脈拍数をＰＲ(t) 、前記最高血圧値をＳＹＳ
(t) とすると、数式２にしたがって乗算値Ｎ−ＰＲＰ
(t) が算出される。
は、前記脈拍数をＰＲ(t) 、前記最高血圧値をＳＹＳ
(t) とすると、数式２にしたがって乗算値Ｎ−ＰＲＰ
(t) が算出される。
【０００９】
【数２】
【００１０】
【課題を解決するための第２の手段】また、前記目的を
達成するための他の発明の要旨とするところは、生体の
呼吸数を測定するための装置であって、(1) その生体の
心拍に同期して連続的に発生する脈波を逐次検出する脈
波検出手段と、(2) その脈波検出手段により検出された
脈波の形状変化を検出する脈波形状変化検出手段と、
(3) その脈波形状変化検出手段により検出された脈波の
形状変化周期に従って前記生体の呼吸数を算出する呼吸
数算出手段とを、含むことにある。
達成するための他の発明の要旨とするところは、生体の
呼吸数を測定するための装置であって、(1) その生体の
心拍に同期して連続的に発生する脈波を逐次検出する脈
波検出手段と、(2) その脈波検出手段により検出された
脈波の形状変化を検出する脈波形状変化検出手段と、
(3) その脈波形状変化検出手段により検出された脈波の
形状変化周期に従って前記生体の呼吸数を算出する呼吸
数算出手段とを、含むことにある。
【００１１】
【作用】このようにすれば、脈波形状変化検出手段で
は、脈波検出手段により検出された脈波の形状変化が検
出され、呼吸数算出手段では、その脈波形状変化検出手
段により検出された脈波の形状変化周期に従って生体の
呼吸数が算出される。
は、脈波検出手段により検出された脈波の形状変化が検
出され、呼吸数算出手段では、その脈波形状変化検出手
段により検出された脈波の形状変化周期に従って生体の
呼吸数が算出される。
【００１２】
【第２発明の効果】上記脈波検出手段は、生体に装着さ
れてその心拍に同期して連続的に発生する脈波を逐次求
めるものであることから、呼吸数の測定に際して、温度
センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸部にゴム
管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれに電極を
貼着したりする必要がなくなるので、取り扱いが簡便と
なり、使用対象の制限が減少し、しかも生体に不快感を
与えることが解消されるのである。
れてその心拍に同期して連続的に発生する脈波を逐次求
めるものであることから、呼吸数の測定に際して、温度
センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸部にゴム
管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれに電極を
貼着したりする必要がなくなるので、取り扱いが簡便と
なり、使用対象の制限が減少し、しかも生体に不快感を
与えることが解消されるのである。
【００１３】ここで、上記脈波検出手段は、好適には、
生体の手足の指の指尖脈波、容積脈波、光電脈波を検出
したり、或いは、生体の手首の橈骨動脈、生体の足の足
背動脈上において装着されて、その動脈から発生する圧
脈波を検出する。
生体の手足の指の指尖脈波、容積脈波、光電脈波を検出
したり、或いは、生体の手首の橈骨動脈、生体の足の足
背動脈上において装着されて、その動脈から発生する圧
脈波を検出する。
【００１４】また、前記脈波形状変化検出手段は、好適
には、脈波においてその最大ピーク位置から経過する所
定の時間帯の面積を求め、この面積の値により各脈波の
形状変化を表すものである。
には、脈波においてその最大ピーク位置から経過する所
定の時間帯の面積を求め、この面積の値により各脈波の
形状変化を表すものである。
【００１５】また、前記脈波形状変化検出手段は、好適
には、脈波の最大ピークから立ち下がる部分の傾斜形状
を求めるものである。また、この傾斜形状は、好適に
は、脈波の最大ピーク点とその最大ピーク点から１／４
周期経過した点とその最大ピーク点から１／２周期経過
した点との３点を結ぶ３角形の面積値を用いて表され
る。
には、脈波の最大ピークから立ち下がる部分の傾斜形状
を求めるものである。また、この傾斜形状は、好適に
は、脈波の最大ピーク点とその最大ピーク点から１／４
周期経過した点とその最大ピーク点から１／２周期経過
した点との３点を結ぶ３角形の面積値を用いて表され
る。
【００１６】
【実施例】以下、本発明の一実施例図面に基づいて詳細
に説明する。
に説明する。
【００１７】図２は、本発明の呼吸数測定装置の構成を
説明するブロック線図である。図２において、脈波セン
サ１０は、たとえば特開平４−６７８３９号公報に記載
されたものと同様に構成されたものであって、橈骨動脈
から発生する圧脈波を検出するために、押圧平面に複数
の圧力検出素子が橈骨動脈と直交する方向に配列された
押圧部材とこの押圧部材を橈骨動脈上に押圧する押圧装
置とを備えており、生体の手首にバンド１２によって装
着されている。この脈波センサ１０では、たとえば特開
平１−１２５０５号公報或いは特開平２−１０９５４０
号公報に記載されているように、橈骨動脈の一部が平坦
となるように上記押圧部材の押圧力が最適値に維持され
る結果、橈骨動脈の真上に位置する圧力検出素子により
検出された圧力値、すなわち圧脈波の値は、橈骨動脈内
の血圧値をそのまま表している。したがって、上記のよ
うに検出された圧脈波の上ピーク値および下ピーク値が
最高血圧値ＳＹＳおよび最低血圧値ＤＩＡをそれぞれ示
している。図３は、その圧脈波の一例である。
説明するブロック線図である。図２において、脈波セン
サ１０は、たとえば特開平４−６７８３９号公報に記載
されたものと同様に構成されたものであって、橈骨動脈
から発生する圧脈波を検出するために、押圧平面に複数
の圧力検出素子が橈骨動脈と直交する方向に配列された
押圧部材とこの押圧部材を橈骨動脈上に押圧する押圧装
置とを備えており、生体の手首にバンド１２によって装
着されている。この脈波センサ１０では、たとえば特開
平１−１２５０５号公報或いは特開平２−１０９５４０
号公報に記載されているように、橈骨動脈の一部が平坦
となるように上記押圧部材の押圧力が最適値に維持され
る結果、橈骨動脈の真上に位置する圧力検出素子により
検出された圧力値、すなわち圧脈波の値は、橈骨動脈内
の血圧値をそのまま表している。したがって、上記のよ
うに検出された圧脈波の上ピーク値および下ピーク値が
最高血圧値ＳＹＳおよび最低血圧値ＤＩＡをそれぞれ示
している。図３は、その圧脈波の一例である。
【００１８】上記脈波センサ１０から出力された脈波信
号ＳＭは、呼吸数を測定するための測定回路１４へ供給
される。測定回路１４は、入力された脈波信号ＳＭを増
幅する増幅回路１６と、増幅された後の脈波信号ＳＭを
デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器１８と、ＣＰＵ２
０、ＲＯＭ２２、ＲＡＭ２４、出力インターフェース回
路２６を備えている。それらＣＰＵ２０、ＲＯＭ２２、
ＲＡＭ２４、出力インターフェース回路２６は所謂マイ
クロコンピュータを構成している。上記ＣＰＵ２０は、
ＲＡＭ２４の一次記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ２２
に記憶されたプログラムに従って入力信号を処理するこ
とにより呼吸数を演算し、その演算結果を表示器２８へ
出力し、同時に必要に応じて或いは他の機器へ出力す
る。
号ＳＭは、呼吸数を測定するための測定回路１４へ供給
される。測定回路１４は、入力された脈波信号ＳＭを増
幅する増幅回路１６と、増幅された後の脈波信号ＳＭを
デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器１８と、ＣＰＵ２
０、ＲＯＭ２２、ＲＡＭ２４、出力インターフェース回
路２６を備えている。それらＣＰＵ２０、ＲＯＭ２２、
ＲＡＭ２４、出力インターフェース回路２６は所謂マイ
クロコンピュータを構成している。上記ＣＰＵ２０は、
ＲＡＭ２４の一次記憶機能を利用しつつ予めＲＯＭ２２
に記憶されたプログラムに従って入力信号を処理するこ
とにより呼吸数を演算し、その演算結果を表示器２８へ
出力し、同時に必要に応じて或いは他の機器へ出力す
る。
【００１９】図１は、本実施例の呼吸数測定装置の機能
を説明する機能ブロック線図である。図において、脈拍
数検出手段３０は、前記脈波信号ＳＭの上ピーク或いは
下ピーク間の時間、すなわち波動周期ＴM を求め、その
波動周期ＴM から１分当たりの脈拍数ＰＲ（＝６０／Ｔ
R ）を逐次演算する。このようにして連続的に求められ
た脈拍数は時間の函数ＰＲ(t) として表される。最高血
圧値検出手段３２は、上記脈波信号ＳＭの上ピーク値を
よく知られたアルゴリズムに従って求め、その上ピーク
値である最高血圧値ＳＹＳを逐次決定する。このように
して連続的に求められた最高血圧値も時間の函数ＳＹＳ
(t) として表される。Ｎ−ＰＲＰ算出手段３４は、次式
（１）から、逐次求められた上記の脈拍数ＰＲ(t) およ
び最高血圧値ＳＹＳ(t) に基づいてＮ−ＰＲＰ(t) を算
出する。そして、呼吸数算出手段３６は、そのＮ−ＰＲ
Ｐ(t) の波動の周期ＴR （秒）を逐次求めるとともに、
その周期ＴR に基づいてたとえば１分当たりの呼吸数Ｒ
Ｒ（＝６０／ＴR ）を連続的に算出する。図４は、上記
脈拍数ＰＲ(t) 、最高血圧値ＳＹＳ(t) 、Ｎ−ＰＲＰ
(t) の一例を示すタイムチャートである。なお、次式
（１）において、ｎはＳＹＳ(t) の重みを減少させるた
めの１より大きい数であり、たとえば「２」が用いられ
る。また、ｉは上記脈拍数ＰＲ(t) と最高血圧値ＳＹＳ
(t) との位相差に対応する予め設定された値である。こ
の値ｉは予め設定された一定値であってもよいが、実際
の脈拍数ＰＲ(t) および最高血圧値ＳＹＳ(t) から予め
記憶されたプログラムに従って自動的に求められたもの
でもよい。
を説明する機能ブロック線図である。図において、脈拍
数検出手段３０は、前記脈波信号ＳＭの上ピーク或いは
下ピーク間の時間、すなわち波動周期ＴM を求め、その
波動周期ＴM から１分当たりの脈拍数ＰＲ（＝６０／Ｔ
R ）を逐次演算する。このようにして連続的に求められ
た脈拍数は時間の函数ＰＲ(t) として表される。最高血
圧値検出手段３２は、上記脈波信号ＳＭの上ピーク値を
よく知られたアルゴリズムに従って求め、その上ピーク
値である最高血圧値ＳＹＳを逐次決定する。このように
して連続的に求められた最高血圧値も時間の函数ＳＹＳ
(t) として表される。Ｎ−ＰＲＰ算出手段３４は、次式
（１）から、逐次求められた上記の脈拍数ＰＲ(t) およ
び最高血圧値ＳＹＳ(t) に基づいてＮ−ＰＲＰ(t) を算
出する。そして、呼吸数算出手段３６は、そのＮ−ＰＲ
Ｐ(t) の波動の周期ＴR （秒）を逐次求めるとともに、
その周期ＴR に基づいてたとえば１分当たりの呼吸数Ｒ
Ｒ（＝６０／ＴR ）を連続的に算出する。図４は、上記
脈拍数ＰＲ(t) 、最高血圧値ＳＹＳ(t) 、Ｎ−ＰＲＰ
(t) の一例を示すタイムチャートである。なお、次式
（１）において、ｎはＳＹＳ(t) の重みを減少させるた
めの１より大きい数であり、たとえば「２」が用いられ
る。また、ｉは上記脈拍数ＰＲ(t) と最高血圧値ＳＹＳ
(t) との位相差に対応する予め設定された値である。こ
の値ｉは予め設定された一定値であってもよいが、実際
の脈拍数ＰＲ(t) および最高血圧値ＳＹＳ(t) から予め
記憶されたプログラムに従って自動的に求められたもの
でもよい。
【００２０】
【数３】
【００２１】次に、測定回路１４の作動を図５のフロー
チャートに従って説明する。図において、ステップＳＳ
１では、脈波センサ１０からの脈波信号ＳＭの入力があ
ったか否か、換言すれば脈波信号ＳＭの上ピークが検出
されたか否かが判断される。このステップＳＳ１の判断
が否定された場合には、脈波信号ＳＭが入力されるまで
待機させられる。しかし、このステップＳＳ１の判断が
肯定された場合には、前記脈拍数検出手段３０に対応す
るステップＳＳ２において、脈波センサ１０からの脈波
信号ＳＭの上ピーク或いは下ピーク間の時間、すなわち
波動周期ＴM が求められ、その波動周期ＴM から１分当
たりの脈拍数ＰＲ（＝６０／ＴR ）が逐次演算される。
図４の脈拍数ＰＲ(t) は、このように連続的に求められ
た脈拍数を時間の函数として示したものである。
チャートに従って説明する。図において、ステップＳＳ
１では、脈波センサ１０からの脈波信号ＳＭの入力があ
ったか否か、換言すれば脈波信号ＳＭの上ピークが検出
されたか否かが判断される。このステップＳＳ１の判断
が否定された場合には、脈波信号ＳＭが入力されるまで
待機させられる。しかし、このステップＳＳ１の判断が
肯定された場合には、前記脈拍数検出手段３０に対応す
るステップＳＳ２において、脈波センサ１０からの脈波
信号ＳＭの上ピーク或いは下ピーク間の時間、すなわち
波動周期ＴM が求められ、その波動周期ＴM から１分当
たりの脈拍数ＰＲ（＝６０／ＴR ）が逐次演算される。
図４の脈拍数ＰＲ(t) は、このように連続的に求められ
た脈拍数を時間の函数として示したものである。
【００２２】また、前記最高血圧値検出手段３２に対応
するステップＳＳ３では、脈波信号ＳＭの上ピーク値が
よく知られたアルゴリズムに従って求められ、その上ピ
ーク値である最高血圧値ＳＹＳが逐次決定される。図４
の最高血圧値ＳＹＳ(t) は、このように連続的に求めら
れた最高血圧値を時間の函数として示したものである。
次いで、前記Ｎ−ＰＲＰ算出手段に対応するステップＳ
Ｓ４では、前式（１）から、逐次求められた上記の脈拍
数ＰＲ(t) および最高血圧値ＳＹＳ(t) に基づいてＮ−
ＰＲＰ(t) が算出される。
するステップＳＳ３では、脈波信号ＳＭの上ピーク値が
よく知られたアルゴリズムに従って求められ、その上ピ
ーク値である最高血圧値ＳＹＳが逐次決定される。図４
の最高血圧値ＳＹＳ(t) は、このように連続的に求めら
れた最高血圧値を時間の函数として示したものである。
次いで、前記Ｎ−ＰＲＰ算出手段に対応するステップＳ
Ｓ４では、前式（１）から、逐次求められた上記の脈拍
数ＰＲ(t) および最高血圧値ＳＹＳ(t) に基づいてＮ−
ＰＲＰ(t) が算出される。
【００２３】続くステップＳＳ５では、前記脈拍数ＰＲ
(t) および最高血圧値ＳＹＳ(t) の少なくとも一方のゆ
らぎ、すなわち波動の振幅が予め定められた値よりも小
さいか否かが判断される。このステップＳＳ５の判断が
否定された場合には、ステップＳＳ６においてＮ−ＰＲ
Ｐ(t) の波形を平滑にするためのメディアンフィルタ処
理が実行されてから、ステップＳＳ７においてＮ−ＰＲ
Ｐ(t) の波動の上ピークの検出が実行される。しかし、
上記ステップＳＳ５の判断が肯定された場合には、上記
ステップＳＳ６のメディアンフィルタ処理が実行されな
いままステップＳ７が実行される。上記メディアンフィ
ルタ処理とは、Ｎ−ＰＲＰ(t) を構成する各データポイ
ントのうちの隣合った奇数点を比較し、その奇数点のう
ちの中間値をその奇数点の中央点のデータとして置き換
えるものである。
(t) および最高血圧値ＳＹＳ(t) の少なくとも一方のゆ
らぎ、すなわち波動の振幅が予め定められた値よりも小
さいか否かが判断される。このステップＳＳ５の判断が
否定された場合には、ステップＳＳ６においてＮ−ＰＲ
Ｐ(t) の波形を平滑にするためのメディアンフィルタ処
理が実行されてから、ステップＳＳ７においてＮ−ＰＲ
Ｐ(t) の波動の上ピークの検出が実行される。しかし、
上記ステップＳＳ５の判断が肯定された場合には、上記
ステップＳＳ６のメディアンフィルタ処理が実行されな
いままステップＳ７が実行される。上記メディアンフィ
ルタ処理とは、Ｎ−ＰＲＰ(t) を構成する各データポイ
ントのうちの隣合った奇数点を比較し、その奇数点のう
ちの中間値をその奇数点の中央点のデータとして置き換
えるものである。
【００２４】上記ステップＳＳ７の判断が肯定された場
合には、ステップＳＳ８において、Ｎ−ＰＲＰ(t) の上
ピークの検出点ＰU に基づいて決定した新たな周期ＴRn
が、前記脈拍数ＰＲ(t) および血圧値ＳＹＳ(t) の最短
周期の１／２以下であるか否かが判断される。このステ
ップＳＳ８は異常な上ピーク判断を除去するためのもの
である。このステップＳＳ８の判断が肯定された場合に
は、前記ステップＳＳ１以下が再び実行される。しか
し、そのステップＳＳ８の判断が否定された場合には、
ステップＳＳ９において、次式（２）に示す関係から、
上記のＮ−ＰＲＰ(t) の波動周期、すなわち呼吸周期Ｔ
Rnに基づいて１分当たりの呼吸数ＲＲが算出されるとと
もに、その呼吸数ＲＲの値が表示器２８に表示される。
ここで、次式（２）において、ＴRn-3は３回前のサイク
ルにおいて求めた周期、ＴRn-2は２回前のサイクルにお
いて求めた周期、ＴRn-1は１回前のサイクルにおいて求
めた周期である。本フローチャートでは、上記ステップ
ＳＳ７、ＳＳ８、ＳＳ９が前記呼吸数算出手段３６に対
応している。
合には、ステップＳＳ８において、Ｎ−ＰＲＰ(t) の上
ピークの検出点ＰU に基づいて決定した新たな周期ＴRn
が、前記脈拍数ＰＲ(t) および血圧値ＳＹＳ(t) の最短
周期の１／２以下であるか否かが判断される。このステ
ップＳＳ８は異常な上ピーク判断を除去するためのもの
である。このステップＳＳ８の判断が肯定された場合に
は、前記ステップＳＳ１以下が再び実行される。しか
し、そのステップＳＳ８の判断が否定された場合には、
ステップＳＳ９において、次式（２）に示す関係から、
上記のＮ−ＰＲＰ(t) の波動周期、すなわち呼吸周期Ｔ
Rnに基づいて１分当たりの呼吸数ＲＲが算出されるとと
もに、その呼吸数ＲＲの値が表示器２８に表示される。
ここで、次式（２）において、ＴRn-3は３回前のサイク
ルにおいて求めた周期、ＴRn-2は２回前のサイクルにお
いて求めた周期、ＴRn-1は１回前のサイクルにおいて求
めた周期である。本フローチャートでは、上記ステップ
ＳＳ７、ＳＳ８、ＳＳ９が前記呼吸数算出手段３６に対
応している。
【００２５】
【数４】
【００２６】前記ステップＳＳ７の判断が否定された場
合には、ステップＳＳ１０において、前回のサイクルに
おいて求められたＮ−ＰＲＰ(t) の上ピーク点からの経
過時間が前回のサイクルにおいて求められた周期ＴRn-1
を超え、且つ脈拍数ＰＲ(t)および血圧値ＳＹＳ(t) の
上ピークが異常なく形成されているか否かが判断され
る。このステップＳＳ１０の判断が否定された場合は、
実際の呼吸がないと推定される状態であるので、前記ス
テップＳＳ１以下が繰り返し実行される。しかし、上記
ステップＳＳ１０の判断が肯定された場合には、Ｎ−Ｐ
ＲＰ(t) の上ピーク点が明確に形成されなかった状態で
あるので、Ｎ−ＰＲＰ(t) の上ピーク点がそれまでのサ
イクルと同様な周期で検出されたとしてステップＳＳ９
が実行される。
合には、ステップＳＳ１０において、前回のサイクルに
おいて求められたＮ−ＰＲＰ(t) の上ピーク点からの経
過時間が前回のサイクルにおいて求められた周期ＴRn-1
を超え、且つ脈拍数ＰＲ(t)および血圧値ＳＹＳ(t) の
上ピークが異常なく形成されているか否かが判断され
る。このステップＳＳ１０の判断が否定された場合は、
実際の呼吸がないと推定される状態であるので、前記ス
テップＳＳ１以下が繰り返し実行される。しかし、上記
ステップＳＳ１０の判断が肯定された場合には、Ｎ−Ｐ
ＲＰ(t) の上ピーク点が明確に形成されなかった状態で
あるので、Ｎ−ＰＲＰ(t) の上ピーク点がそれまでのサ
イクルと同様な周期で検出されたとしてステップＳＳ９
が実行される。
【００２７】以上のステップが繰り返し実行されること
により、前記（１）式から、脈拍数検出手段３０により
逐次求められた脈拍数ＰＲ(t) と最高血圧値検出手段３
２により逐次求められた最高血圧値ＳＹＳ(t) とに基づ
いてＮ−ＰＲＰ(t) が算出され、呼吸数算出手段３６で
は、そのＮ−ＰＲＰ(t) の脈動周期に従って生体の呼吸
数ＲＲが算出される。ここで、本実施例の呼吸数測定装
置では、呼吸数の測定に際して脈波センサ１０を手首に
装着するだけでよいことから、温度センサを生体の鼻に
クリップで装着したり、胸部にゴム管を巻回したり、或
いは胸部を露出させてそれに電極を貼着したりすること
が不要となるので、取り扱いが簡便となり、使用対象の
制限が減少し、しかも生体に不快感を与えることが解消
される。
により、前記（１）式から、脈拍数検出手段３０により
逐次求められた脈拍数ＰＲ(t) と最高血圧値検出手段３
２により逐次求められた最高血圧値ＳＹＳ(t) とに基づ
いてＮ−ＰＲＰ(t) が算出され、呼吸数算出手段３６で
は、そのＮ−ＰＲＰ(t) の脈動周期に従って生体の呼吸
数ＲＲが算出される。ここで、本実施例の呼吸数測定装
置では、呼吸数の測定に際して脈波センサ１０を手首に
装着するだけでよいことから、温度センサを生体の鼻に
クリップで装着したり、胸部にゴム管を巻回したり、或
いは胸部を露出させてそれに電極を貼着したりすること
が不要となるので、取り扱いが簡便となり、使用対象の
制限が減少し、しかも生体に不快感を与えることが解消
される。
【００２８】また、本実施例によれば、人工呼吸器の装
着により図６に示すように脈拍数ＰＲ(t) が微弱であっ
ても、前記（１）式から求めることにより、呼吸数ＲＲ
が正確に検出できる利点がある。
着により図６に示すように脈拍数ＰＲ(t) が微弱であっ
ても、前記（１）式から求めることにより、呼吸数ＲＲ
が正確に検出できる利点がある。
【００２９】次に、本第２発明の実施例を説明する。以
下の本実施例は、脈波信号ＳＭの波形の変化に基づいて
呼吸数ＲＲを測定するものであることから、ハード構成
は図２に示すものと同様であるため、以下の説明におい
て前述の実施例と共通する部分には同一の符号を付して
説明を省略する。
下の本実施例は、脈波信号ＳＭの波形の変化に基づいて
呼吸数ＲＲを測定するものであることから、ハード構成
は図２に示すものと同様であるため、以下の説明におい
て前述の実施例と共通する部分には同一の符号を付して
説明を省略する。
【００３０】図７は、本実施例の機能を説明する機能ブ
ロック線図である。図において、前記脈波センサ１０に
対応する脈波検出手段５０から心拍に同期した脈波信号
ＳＭが出力される。脈波形状変化検出手段５２では、脈
波検出手段５０により検出された圧脈波の形状の周期的
な変化が検出され、呼吸数算出手段５４では、その脈波
形状変化検出手段５２により検出された圧脈波の形状変
化周期に従って生体の呼吸数ＲＲが算出される。
ロック線図である。図において、前記脈波センサ１０に
対応する脈波検出手段５０から心拍に同期した脈波信号
ＳＭが出力される。脈波形状変化検出手段５２では、脈
波検出手段５０により検出された圧脈波の形状の周期的
な変化が検出され、呼吸数算出手段５４では、その脈波
形状変化検出手段５２により検出された圧脈波の形状変
化周期に従って生体の呼吸数ＲＲが算出される。
【００３１】本実施例の測定回路１４の作動を図８に示
すフローチャートに従って説明する。先ず、ステップＳ
Ｆ１では、１周期分の脈波が入力されたか否かが判断さ
れる。このステップＳＦ１の判断が否定された場合に
は、脈波形状の変化が把握できない場合があるので、ス
テップＳＦ１の判断が肯定されるまで待機させられる。
しかし、このステップＳＦ１の判断が肯定された場合に
は、ステップＳＦ２において脈波の大きさが正規化され
た後、ステップＳＦ３では、その正規化された１周期分
の脈波の形状の要部が定量化される。すなわち、本実施
例のステップＳＦ３では、たとえば図９に示すような、
１周期ＴM の脈波においてその最大ピーク位置から所定
の経過時間、たとえば１／２周期（＝ＴM ／２）が経過
するまでの期間ｔL 内の面積ＳM が次式（３）から求め
られる。上記面積ＳM は、脈波のうちの最大ピーク位置
以後の形状の変化にともなって変化する値であることか
ら、その最大ピーク位置以後の所定期間ｔL 内の脈波形
状を定量的に表す量である。
すフローチャートに従って説明する。先ず、ステップＳ
Ｆ１では、１周期分の脈波が入力されたか否かが判断さ
れる。このステップＳＦ１の判断が否定された場合に
は、脈波形状の変化が把握できない場合があるので、ス
テップＳＦ１の判断が肯定されるまで待機させられる。
しかし、このステップＳＦ１の判断が肯定された場合に
は、ステップＳＦ２において脈波の大きさが正規化され
た後、ステップＳＦ３では、その正規化された１周期分
の脈波の形状の要部が定量化される。すなわち、本実施
例のステップＳＦ３では、たとえば図９に示すような、
１周期ＴM の脈波においてその最大ピーク位置から所定
の経過時間、たとえば１／２周期（＝ＴM ／２）が経過
するまでの期間ｔL 内の面積ＳM が次式（３）から求め
られる。上記面積ＳM は、脈波のうちの最大ピーク位置
以後の形状の変化にともなって変化する値であることか
ら、その最大ピーク位置以後の所定期間ｔL 内の脈波形
状を定量的に表す量である。
【００３２】
【数５】
【００３３】続くステップＳＦ４では、１脈波毎に定量
化された脈波形状を示す面積ＳM の変化周期ＴF が決定
される。そして、ステップＳＦ５では、次式（３）から
変化周期ＴF に基づいて呼吸数ＲＲが算出されるととも
に、その呼吸数ＲＲの値が表示器２８に表示される。脈
波の形状のうち、その最大ピーク位置以後の形状は生体
の呼吸数と相関の深い部分である一方、上記面積ＳM は
脈波のうちの最大ピーク位置以後の形状の変化にともな
って変化する値であることから、その面積ＳMの変化に
基づいて呼吸数ＲＲが決定され得るのである。ここで、
次式（４）において、ＴFn-3は３回前のサイクルにおい
て求めた周期、ＴFn-2は２回前のサイクルにおいて求め
た周期、ＴFn-1は１回前のサイクルにおいて求めた周期
である。本実施例では、上記ステップＳＦ３およびＳＦ
４が脈波形状変化検出手段５２に対応し、ステップＳＦ
５が前記呼吸数算出手段５４に対応している。
化された脈波形状を示す面積ＳM の変化周期ＴF が決定
される。そして、ステップＳＦ５では、次式（３）から
変化周期ＴF に基づいて呼吸数ＲＲが算出されるととも
に、その呼吸数ＲＲの値が表示器２８に表示される。脈
波の形状のうち、その最大ピーク位置以後の形状は生体
の呼吸数と相関の深い部分である一方、上記面積ＳM は
脈波のうちの最大ピーク位置以後の形状の変化にともな
って変化する値であることから、その面積ＳMの変化に
基づいて呼吸数ＲＲが決定され得るのである。ここで、
次式（４）において、ＴFn-3は３回前のサイクルにおい
て求めた周期、ＴFn-2は２回前のサイクルにおいて求め
た周期、ＴFn-1は１回前のサイクルにおいて求めた周期
である。本実施例では、上記ステップＳＦ３およびＳＦ
４が脈波形状変化検出手段５２に対応し、ステップＳＦ
５が前記呼吸数算出手段５４に対応している。
【００３４】
【数６】
【００３５】本実施例においても、呼吸数の測定に際し
て脈波センサ１０を手首に装着するだけでよいことか
ら、温度センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸
部にゴム管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれ
に電極を貼着したりすることが不要となるので、取り扱
いが簡便となり、使用対象の制限が減少し、しかも生体
に不快感を与えることが解消される。また、本実施例に
よれば、ステップＳＦ２において脈波の大きさが正規化
されるのでＳＹＳのばらつきの影響が除去され、ステッ
プＳＦ３において算出される面積ＳM は０mmHgから上の
面積であるためＤＩＡのばらつきの影響が除去され、ス
テップＳＦ３において算出される面積ＳMは所定期間ｔ
L 内の面積であるからＰＲのばらつきの影響が除去され
る利点がある。
て脈波センサ１０を手首に装着するだけでよいことか
ら、温度センサを生体の鼻にクリップで装着したり、胸
部にゴム管を巻回したり、或いは胸部を露出させてそれ
に電極を貼着したりすることが不要となるので、取り扱
いが簡便となり、使用対象の制限が減少し、しかも生体
に不快感を与えることが解消される。また、本実施例に
よれば、ステップＳＦ２において脈波の大きさが正規化
されるのでＳＹＳのばらつきの影響が除去され、ステッ
プＳＦ３において算出される面積ＳM は０mmHgから上の
面積であるためＤＩＡのばらつきの影響が除去され、ス
テップＳＦ３において算出される面積ＳMは所定期間ｔ
L 内の面積であるからＰＲのばらつきの影響が除去され
る利点がある。
【００３６】次に、本発明のさらに他の実施例を説明す
る。上記図８の実施例のステップＳＦ３では、呼吸数に
密接に関連する部分の脈波の形状を定量的に表す値とし
て、式（３）から求められた面積ＳM が用いられていた
が、次式（５）から求められた重み付き面積ＳMOが用い
られてもよい。このようにすれば、期間ｔL の後端ほど
重荷が増加するので、図１０の実線と破線に示す波形が
逆転した脈波のように面積ＳM が同じでも、重み付き面
積ＳMOによれば形状が識別され得る。本実施例によれ
ば、図８に示す実施例の効果に加えて、図１１に示すよ
うに、前述の実施例のＮ−ＰＲＰに比較して、上ピーク
が明確に出現するので、呼吸数測定の精度が得られる。
また、本実施例によれば、脈波の上ピーク以後の波形が
逆転しても正確に形状変化が表される利点がある。
る。上記図８の実施例のステップＳＦ３では、呼吸数に
密接に関連する部分の脈波の形状を定量的に表す値とし
て、式（３）から求められた面積ＳM が用いられていた
が、次式（５）から求められた重み付き面積ＳMOが用い
られてもよい。このようにすれば、期間ｔL の後端ほど
重荷が増加するので、図１０の実線と破線に示す波形が
逆転した脈波のように面積ＳM が同じでも、重み付き面
積ＳMOによれば形状が識別され得る。本実施例によれ
ば、図８に示す実施例の効果に加えて、図１１に示すよ
うに、前述の実施例のＮ−ＰＲＰに比較して、上ピーク
が明確に出現するので、呼吸数測定の精度が得られる。
また、本実施例によれば、脈波の上ピーク以後の波形が
逆転しても正確に形状変化が表される利点がある。
【００３７】
【数７】
【００３８】また、本発明のさらに他の実施例を説明す
る。前述の実施例のステップＳＦ３では、脈波の形状を
定量的に表す量として図９に示す面積ＳM 或いはＳMOが
用いられ、その周期的変化に従って呼吸数ＲＲが測定さ
れていたが、図１２に例示するように、脈波の上ピーク
であるＡ点、このＡ点から１／４周期経過したＢ点、お
よびＡ点から１／２周期経過したＣ点の３点を結ぶ３角
形の面積Ｆが用いられてもよい。図１３は、前記図８の
ステップＳＦ３およびＳＦ４に代わる他の例を示してい
る。
る。前述の実施例のステップＳＦ３では、脈波の形状を
定量的に表す量として図９に示す面積ＳM 或いはＳMOが
用いられ、その周期的変化に従って呼吸数ＲＲが測定さ
れていたが、図１２に例示するように、脈波の上ピーク
であるＡ点、このＡ点から１／４周期経過したＢ点、お
よびＡ点から１／２周期経過したＣ点の３点を結ぶ３角
形の面積Ｆが用いられてもよい。図１３は、前記図８の
ステップＳＦ３およびＳＦ４に代わる他の例を示してい
る。
【００３９】図１３において、１脈波の入力が判断され
且つその正規化処理が完了すると、ステップＳＧ１にお
いて脈波の上ピークであるＡ点、Ａ点から１／４周期経
過した脈波上のＢ点、およびＡ点から１／２周期経過し
た脈波上のＣ点の３点が決定される。続くステップＳＧ
２では、上記Ｂ点の値（Ｂ点の脈波の大きさ：圧力値）
およびＣ点の値（Ｃ点の脈波の大きさ：圧力値）が相互
に比較され、相互に等しいか否か、およびいずれの値が
大きいかが判断される。
且つその正規化処理が完了すると、ステップＳＧ１にお
いて脈波の上ピークであるＡ点、Ａ点から１／４周期経
過した脈波上のＢ点、およびＡ点から１／２周期経過し
た脈波上のＣ点の３点が決定される。続くステップＳＧ
２では、上記Ｂ点の値（Ｂ点の脈波の大きさ：圧力値）
およびＣ点の値（Ｃ点の脈波の大きさ：圧力値）が相互
に比較され、相互に等しいか否か、およびいずれの値が
大きいかが判断される。
【００４０】入力された脈波が図１２に示す形状である
場合には、ステップＳＧ２においてＢ点の値がＣ点の値
よりも大きいと判断されるので、ステップＳＧ３におい
て次に示す第１面積算出式（６）またはそれに対応する
第１マップが採用される。しかし、入力された脈波が図
１４に示す形状である場合には、ステップＳＧ２におい
てＢ点の値とＣ点の値とが同じであると判断されるの
で、ステップＳＧ４において次に示す第２面積算出式
（７）またはそれに対応する第２マップが採用される。
また、入力された脈波が図１５に示す形状である場合に
は、ステップＳＧ２においてＢ点の値がＣ点の値よりも
小さいと判断されるので、ステップＳＧ５において次式
に示す第３面積算出式（８）またはそれに対応する第３
マップが採用される。
場合には、ステップＳＧ２においてＢ点の値がＣ点の値
よりも大きいと判断されるので、ステップＳＧ３におい
て次に示す第１面積算出式（６）またはそれに対応する
第１マップが採用される。しかし、入力された脈波が図
１４に示す形状である場合には、ステップＳＧ２におい
てＢ点の値とＣ点の値とが同じであると判断されるの
で、ステップＳＧ４において次に示す第２面積算出式
（７）またはそれに対応する第２マップが採用される。
また、入力された脈波が図１５に示す形状である場合に
は、ステップＳＧ２においてＢ点の値がＣ点の値よりも
小さいと判断されるので、ステップＳＧ５において次式
に示す第３面積算出式（８）またはそれに対応する第３
マップが採用される。
【００４１】上記第１面積算出式（６）は、図１６にお
いて、ａ’＝ｂ’である条件を考慮して三角形ＡＢＣの
面積Ｆを表すように導出されたものである。また上記第
２面積算出式（７）は、図１７において、ａ’＝ｂ’お
よびａ”＝ｃ”である条件を考慮して三角形ＡＢＣの面
積Ｆを表すように導出されたものである。また、上記第
３面積算出式（８）は、図１８において、ａ’＝ｂ’で
ある条件を考慮して三角形ＡＢＣの面積Ｆを表すように
導出されたものである。周期的変化を見るために面積Ｆ
を相対比較するに際しては、それらの式（６）、
（７）、（８）の右辺の係数（ａ’／２）が除去されて
もよい。また、ステップＳＦ２の正規化処理に替えて、
式（６）、（７）、（８）の右辺にｃ”を乗算するよう
にしてもよい。
いて、ａ’＝ｂ’である条件を考慮して三角形ＡＢＣの
面積Ｆを表すように導出されたものである。また上記第
２面積算出式（７）は、図１７において、ａ’＝ｂ’お
よびａ”＝ｃ”である条件を考慮して三角形ＡＢＣの面
積Ｆを表すように導出されたものである。また、上記第
３面積算出式（８）は、図１８において、ａ’＝ｂ’で
ある条件を考慮して三角形ＡＢＣの面積Ｆを表すように
導出されたものである。周期的変化を見るために面積Ｆ
を相対比較するに際しては、それらの式（６）、
（７）、（８）の右辺の係数（ａ’／２）が除去されて
もよい。また、ステップＳＦ２の正規化処理に替えて、
式（６）、（７）、（８）の右辺にｃ”を乗算するよう
にしてもよい。
【００４２】
【数８】
【００４３】
【数９】
【００４４】
【数１０】
【００４５】ステップＳＧ６では、上記のようにして採
用された面積算出式から、面積Ｆが１脈波毎に逐次算出
され、ステップＳＧ７では、それらの各面積Ｆの変化周
期ＴF が決定され、続くステップＳＦ５において前式
（４）からそれら変化周期ＴFに基づいて呼吸数ＲＲが
算出される。
用された面積算出式から、面積Ｆが１脈波毎に逐次算出
され、ステップＳＧ７では、それらの各面積Ｆの変化周
期ＴF が決定され、続くステップＳＦ５において前式
（４）からそれら変化周期ＴFに基づいて呼吸数ＲＲが
算出される。
【００４６】本実施例においては、上記ステップＳＧ１
乃至ＳＧ７が前記脈波形状変化検出手段５２に対応して
おり、図８に示す実施例と同様の効果が得られる。ま
た、本実施例では、脈波ＳＭの形状に応じて自動的に面
積計算式が選択される利点もある。脈波の基本形状は、
個人差や脈波センサ１０の装着位置に関連して変化する
ものであるから、測定中では同じ面積計算式が採用され
る。
乃至ＳＧ７が前記脈波形状変化検出手段５２に対応して
おり、図８に示す実施例と同様の効果が得られる。ま
た、本実施例では、脈波ＳＭの形状に応じて自動的に面
積計算式が選択される利点もある。脈波の基本形状は、
個人差や脈波センサ１０の装着位置に関連して変化する
ものであるから、測定中では同じ面積計算式が採用され
る。
【００４７】以上、本発明の一実施例を図面に基づいて
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適
用される。
【００４８】たとえば、前述の図２の実施例において、
脈拍数および最高血圧値を求めるために共通の脈波セン
サ１０が用いられていたが、指、耳朶、皮膚などの生体
の末梢部において透過光或いは反射光の脈動である光電
脈波を取り出す光電センサ、上記末梢部のインピーダン
スの変化であるインピーダンス脈波をそれに装着された
インピーダンス脈波センサ、上記末梢部の動脈内の脈流
或いは動脈壁の変動である脈波を超音波を用いて取り出
す超音波脈波センサなどが、脈波センサ１０とは独立し
て専ら脈拍数を検出するために用いられてもよい。
脈拍数および最高血圧値を求めるために共通の脈波セン
サ１０が用いられていたが、指、耳朶、皮膚などの生体
の末梢部において透過光或いは反射光の脈動である光電
脈波を取り出す光電センサ、上記末梢部のインピーダン
スの変化であるインピーダンス脈波をそれに装着された
インピーダンス脈波センサ、上記末梢部の動脈内の脈流
或いは動脈壁の変動である脈波を超音波を用いて取り出
す超音波脈波センサなどが、脈波センサ１０とは独立し
て専ら脈拍数を検出するために用いられてもよい。
【００４９】また、前述の図２の実施例の式（１）にお
いて、ＳＹＳ(t) の重みを減少させるための数ｎは
「２」が用いられていたが、３、４、５程度の数値でも
よい。
いて、ＳＹＳ(t) の重みを減少させるための数ｎは
「２」が用いられていたが、３、４、５程度の数値でも
よい。
【００５０】また、前述の図８の実施例において、脈波
センサ１０により検出された圧脈波の形状変化に基づい
て呼吸数ＲＲが測定されているが、その圧脈波に替え
て、手足の指などから光学的、電気的に検出される光電
脈波、指尖脈波、インピーダンス脈波、容積脈波と称さ
れる脈波であってもよい。
センサ１０により検出された圧脈波の形状変化に基づい
て呼吸数ＲＲが測定されているが、その圧脈波に替え
て、手足の指などから光学的、電気的に検出される光電
脈波、指尖脈波、インピーダンス脈波、容積脈波と称さ
れる脈波であってもよい。
【００５１】また、前述の実施例の脈拍数演算手段３０
により求められる脈拍数ＰＲ（ｔ）、および最高血圧値
検出手段３２により求められる最高血圧値ＳＹＳ（ｔ）
は、それ以前の数拍の移動平均値であってもよい。
により求められる脈拍数ＰＲ（ｔ）、および最高血圧値
検出手段３２により求められる最高血圧値ＳＹＳ（ｔ）
は、それ以前の数拍の移動平均値であってもよい。
【００５２】また、前述の実施例のステップＳＧ４の第
２面積算出式に替えて、Ａ点とＣ点を結ぶ直線の傾斜
（＝１００×ａ／ｃ）が用いられるこにより、脈波の形
状が定量化されてもよい。
２面積算出式に替えて、Ａ点とＣ点を結ぶ直線の傾斜
（＝１００×ａ／ｃ）が用いられるこにより、脈波の形
状が定量化されてもよい。
【００５３】なお、上述したのはあくまでも本発明の一
実施例であり、本発明はその主旨をを逸脱しない範囲に
おいて種々の変更が加えられ得るものである。
実施例であり、本発明はその主旨をを逸脱しない範囲に
おいて種々の変更が加えられ得るものである。
【図１】図２の実施例の機能を説明する機能ブロック線
図である。
図である。
【図２】本発明の一実施例における構成を説明するブロ
ック線図である。
ック線図である。
【図３】図２の実施例の脈波センサにより検出された脈
波信号の例を示す図である。
波信号の例を示す図である。
【図４】図２の実施例における脈拍数ＰＲ(t) 、最高血
圧値ＳＹＳ(t) 、Ｎ−ＰＲＰ(t) の変化の一例を示すタ
イムチャートである。
圧値ＳＹＳ(t) 、Ｎ−ＰＲＰ(t) の変化の一例を示すタ
イムチャートである。
【図５】図２の実施例の作動を説明するフローチャート
である。
である。
【図６】図２の実施例における脈拍数ＰＲ(t) 、最高血
圧値ＳＹＳ(t) 、Ｎ−ＰＲＰ(t) の変化を示すタイムチ
ャートであって、人工呼吸器が装着された場合を示して
いる。
圧値ＳＹＳ(t) 、Ｎ−ＰＲＰ(t) の変化を示すタイムチ
ャートであって、人工呼吸器が装着された場合を示して
いる。
【図７】図８に示す本発明の他の実施例の機能を説明す
る機能ブロック線図である。
る機能ブロック線図である。
【図８】本発明の他の実施例の測定回路の作動を説明す
るフローチャートである。
るフローチャートである。
【図９】図８の実施例の脈波形状を定量的に表す面積Ｓ
M を説明する図である。
M を説明する図である。
【図１０】式（５）に示す実施例の作用効果を説明する
図である。
図である。
【図１１】式（５）に示す実施例の作用効果を説明する
タイムチャートである。
タイムチャートである。
【図１２】図１３の実施例の第１面積算出式により算出
される面積Ｆの形状を説明する図である。
される面積Ｆの形状を説明する図である。
【図１３】本発明の他の実施例の作動の要部を説明する
フローチャートである。
フローチャートである。
【図１４】図１３の実施例の第２面積算出式により算出
される面積Ｆの形状を説明する図である。
される面積Ｆの形状を説明する図である。
【図１５】図１３の実施例の第３面積算出式により算出
される面積Ｆの形状を説明する図である。
される面積Ｆの形状を説明する図である。
【図１６】図１３の実施例の第１面積算出式を説明する
図である。
図である。
【図１７】図１３の実施例の第２面積算出式を説明する
図である。
図である。
【図１８】図１３の実施例の第３面積算出式を説明する
図である。
図である。
１０：脈波センサ ３０：脈拍数検出手段 ３２：最高血圧値検出手段 ３４：Ｎ−ＰＲＰ算出手段 ３６：呼吸数算出手段 ５０：脈波検出手段 ５２：脈波形状変化検出手段 ５４：呼吸数算出手段
Claims (5)
- 【請求項１】生体の呼吸数を測定するための装置であっ
て、 前記生体の末梢部から心拍に同期して連続的に発生する
脈波から、該生体の脈拍数を逐次求める脈拍数検出手段
と、 前記生体の四肢の動脈から心拍に同期して連続的に発生
する圧脈波の大きさから、該生体の最高血圧値を逐次求
める最高血圧値検出手段と、 前記脈拍数および最高血圧値の乗算値を算出する乗算値
算出手段と、 該乗算値算出手段により算出された乗算値の脈動周期に
従って前記生体の呼吸数を算出する呼吸数算出手段と、 を含むことを特徴とする呼吸数測定装置。 - 【請求項２】前記乗算値算出手段は、前記脈拍数検出手
段により求められた脈拍数をＰＲ(t) 、前記最高血圧値
検出手段により求められた最高血圧値をＳＹＳ(t) とす
ると、次式に従って乗算値Ｎ−ＰＲＰ(t) を算出するも
のである請求項１に記載の呼吸数測定装置。 【数１】 - 【請求項３】生体の呼吸数を測定するための装置であっ
て、 該生体の心拍に同期して連続的に発生する脈波を逐次検
出する脈波検出手段と、 該脈波検出手段により検出された脈波の形状変化を検出
する脈波形状変化検出手段と、 該脈波形状変化検出手段により検出された脈波の形状変
化周期に従って前記生体の呼吸数を算出する呼吸数算出
手段と、 を含むことを特徴とする呼吸数測定装置。 - 【請求項４】前記脈波形状変化検出手段は、前記脈波に
おいてその最大ピーク位置から経過する所定の時間帯の
面積を求め、該面積により該脈波の形状変化を表すもの
である請求項３に記載の呼吸数測定装置。 - 【請求項５】前記脈波形状変化検出手段は、前記脈波の
最大ピークから立ち下がる部分の傾斜形状を求めるもの
である請求項３に記載の呼吸数測定装置。
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP32125892A JP3219325B2 (ja) | 1992-11-05 | 1992-11-05 | 呼吸数測定装置 |
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|---|---|---|---|
| JP32125892A JP3219325B2 (ja) | 1992-11-05 | 1992-11-05 | 呼吸数測定装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06142082A true JPH06142082A (ja) | 1994-05-24 |
| JP3219325B2 JP3219325B2 (ja) | 2001-10-15 |
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ID=18130572
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32125892A Expired - Fee Related JP3219325B2 (ja) | 1992-11-05 | 1992-11-05 | 呼吸数測定装置 |
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Cited By (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1998010699A1 (fr) | 1996-09-10 | 1998-03-19 | Seiko Epson Corporation | Dispositif de mesure de l'etat de l'organisme et dispositif donnant des instructions de relaxation |
| WO1999009884A1 (fr) | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Procede et appareil de mesure, de detection et de diagnostic d'un signal impulsionnel, de la fonction cardiaque et de l'intensite de mouvement |
| US8398556B2 (en) | 2008-06-30 | 2013-03-19 | Covidien Lp | Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination |
| KR101409800B1 (ko) * | 2012-11-08 | 2014-06-24 | 상지대학교산학협력단 | 맥파로 얻어진 맥파형의 주파수 분석을 통한 호흡성분 추출장치 및 방법 |
| US8898037B2 (en) | 2010-04-28 | 2014-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for signal monitoring using Lissajous figures |
| US8932219B2 (en) | 2009-03-05 | 2015-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation |
| US9060695B2 (en) | 2011-11-30 | 2015-06-23 | Covidien Lp | Systems and methods for determining differential pulse transit time from the phase difference of two analog plethysmographs |
| US9066660B2 (en) | 2009-09-29 | 2015-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
| US9198582B2 (en) | 2009-06-30 | 2015-12-01 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic physiological parameter |
| US9220440B2 (en) | 2009-09-21 | 2015-12-29 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic respiration rate |
| US9259160B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-02-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for determining when to measure a physiological parameter |
| US9289136B2 (en) | 2010-11-30 | 2016-03-22 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory |
| US9314168B2 (en) | 2008-09-30 | 2016-04-19 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Detecting sleep events using localized blood pressure changes |
| US9357934B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-06-07 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for physiological event marking |
| US9378332B2 (en) | 2008-06-30 | 2016-06-28 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Processing and detecting baseline changes in signals |
| US9451887B2 (en) | 2010-03-31 | 2016-09-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for measuring electromechanical delay of the heart |
| JP2017502782A (ja) * | 2014-01-16 | 2017-01-26 | ノキア テクノロジーズ オサケユイチア | 呼吸数の検出のための方法とデバイス |
| US9687161B2 (en) | 2008-09-30 | 2017-06-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for maintaining blood pressure monitor calibration |
| WO2017179698A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
| US9949648B2 (en) | 2003-07-07 | 2018-04-24 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration |
-
1992
- 1992-11-05 JP JP32125892A patent/JP3219325B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6081742A (en) * | 1996-09-10 | 2000-06-27 | Seiko Epson Corporation | Organism state measuring device and relaxation instructing device |
| WO1998010699A1 (fr) | 1996-09-10 | 1998-03-19 | Seiko Epson Corporation | Dispositif de mesure de l'etat de l'organisme et dispositif donnant des instructions de relaxation |
| WO1999009884A1 (fr) | 1997-08-26 | 1999-03-04 | Seiko Epson Corporation | Procede et appareil de mesure, de detection et de diagnostic d'un signal impulsionnel, de la fonction cardiaque et de l'intensite de mouvement |
| US9949648B2 (en) | 2003-07-07 | 2018-04-24 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration |
| US8398556B2 (en) | 2008-06-30 | 2013-03-19 | Covidien Lp | Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination |
| US9378332B2 (en) | 2008-06-30 | 2016-06-28 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Processing and detecting baseline changes in signals |
| US9687161B2 (en) | 2008-09-30 | 2017-06-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for maintaining blood pressure monitor calibration |
| US9314168B2 (en) | 2008-09-30 | 2016-04-19 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Detecting sleep events using localized blood pressure changes |
| US8932219B2 (en) | 2009-03-05 | 2015-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation |
| US9198582B2 (en) | 2009-06-30 | 2015-12-01 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic physiological parameter |
| US9220440B2 (en) | 2009-09-21 | 2015-12-29 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic respiration rate |
| US9649071B2 (en) | 2009-09-29 | 2017-05-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
| US9066660B2 (en) | 2009-09-29 | 2015-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
| US9451887B2 (en) | 2010-03-31 | 2016-09-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for measuring electromechanical delay of the heart |
| US8898037B2 (en) | 2010-04-28 | 2014-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for signal monitoring using Lissajous figures |
| US10165953B2 (en) | 2010-11-30 | 2019-01-01 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory |
| US9289136B2 (en) | 2010-11-30 | 2016-03-22 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory |
| US9357934B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-06-07 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for physiological event marking |
| US9259160B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-02-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for determining when to measure a physiological parameter |
| US9060695B2 (en) | 2011-11-30 | 2015-06-23 | Covidien Lp | Systems and methods for determining differential pulse transit time from the phase difference of two analog plethysmographs |
| KR101409800B1 (ko) * | 2012-11-08 | 2014-06-24 | 상지대학교산학협력단 | 맥파로 얻어진 맥파형의 주파수 분석을 통한 호흡성분 추출장치 및 방법 |
| JP2017502782A (ja) * | 2014-01-16 | 2017-01-26 | ノキア テクノロジーズ オサケユイチア | 呼吸数の検出のための方法とデバイス |
| WO2017179698A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
| WO2017179701A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2017-10-19 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
| JPWO2017179698A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2019-02-21 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
| JPWO2017179701A1 (ja) * | 2016-04-15 | 2019-02-21 | オムロン株式会社 | 生体情報分析装置、システム、及び、プログラム |
| US11246501B2 (en) | 2016-04-15 | 2022-02-15 | Omron Corporation | Biological information analysis device, system, and program |
| US11617516B2 (en) | 2016-04-15 | 2023-04-04 | Omron Corporation | Biological information analysis device, biological information analysis system, program, and biological information analysis method |
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