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JP5224462B2 - Physical information measuring device and physical information measuring system - Google Patents

Physical information measuring device and physical information measuring system Download PDF

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JP5224462B2
JP5224462B2 JP2009025445A JP2009025445A JP5224462B2 JP 5224462 B2 JP5224462 B2 JP 5224462B2 JP 2009025445 A JP2009025445 A JP 2009025445A JP 2009025445 A JP2009025445 A JP 2009025445A JP 5224462 B2 JP5224462 B2 JP 5224462B2
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Description

本発明は、被検体の身体情報である単位時間当りの心拍数や呼吸数を測定する身体情報測定装置および身体情報測定システムに関する。   The present invention relates to a physical information measuring apparatus and a physical information measuring system for measuring a heart rate and a respiratory rate per unit time which are physical information of a subject.

従来より、人間や動物等の被検体の心拍数や呼吸数等の身体情報を測定する身体情報測定装置が知られている。前記身体情報測定装置に関する技術として、例えば、下記の特許文献1に記載の技術が知られている。   2. Description of the Related Art Conventionally, a body information measuring apparatus that measures body information such as a heart rate and a respiration rate of a subject such as a human or an animal is known. As a technique related to the physical information measuring device, for example, a technique described in Patent Document 1 below is known.

特許文献1としての特開2000−102515号公報には、寝具としてのベッド(1)と、前記ベッド(1)に内蔵され、前記ベッド(1)に横たわる被験者の胸部に電磁波としてのマイクロ波を照射して反射電磁波、すなわち、被験者から反射した前記マイクロ波を受信するマイクロ波送受信センサ(11)とを有し、受信した前記反射電磁波に基づいて、前記被験者の心拍数や呼吸数等の身体状態を検出する身体状態検出具(10)についての技術が記載されている。特許文献1には、出力波形である前記反射電磁波から、0.3Hzのローパスフィルタを用いて呼吸数の周波数成分を抽出すると共に、1Hzのハイパスフィルタを用いて心拍数の周波数成分を抽出することにより、心拍数や呼吸数を算出する技術が記載されている。   Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-102515 as Patent Document 1 discloses a bed (1) as a bedding and a microwave as electromagnetic waves on the chest of a subject lying in the bed (1) and lying on the bed (1). A microwave transmission / reception sensor (11) that receives the reflected electromagnetic wave upon irradiation, that is, the microwave reflected from the subject, and based on the received reflected electromagnetic wave, a body such as a heart rate and a respiratory rate of the subject The technique about the body condition detection tool (10) which detects a state is described. In Patent Document 1, a frequency component of respiration rate is extracted from the reflected electromagnetic wave that is an output waveform using a 0.3 Hz low-pass filter, and a heart rate frequency component is extracted using a 1 Hz high-pass filter. Describes a technique for calculating heart rate and respiratory rate.

すなわち、特許文献1には、前記ベッド(1)により、横たわる被験者の身体の動き、いわゆる、体動を低減させて前記身体状態を高精度に測定すると共に、前記マイクロ波送受信センサ(11)により、被験者に銀皿電極、サーミスタ電極、ピエゾ素子、圧センサ等の接触型の計測機器、いわゆる、接触センサを接触・密着させずに、前記身体状態を簡易に測定する技術が記載されている。
また、特許文献1には、被験者の心拍数および呼吸数を常に監視する心拍数・呼吸数監視装置(15)により、心拍数について40[個/分]以下(徐脈)や160[個/分]以上(頻脈)であること判別した場合、または、呼吸数について30秒〜2分程度の呼吸停止(無呼吸症候群)になったことを判別した場合に、警告音を発する警告装置(17)により、睡眠中の被験者を起こす技術が記載されている。なお、特許文献1には、具体的な構成が示されていないが、前記被験者の体位を検出することも可能であることが示唆されている。
That is, in Patent Document 1, the movement of the body of a subject lying down by the bed (1), that is, so-called body movement is reduced and the body state is measured with high accuracy, and the microwave transmitting / receiving sensor (11) is used. In addition, there is described a technique for easily measuring the body condition without bringing a contact sensor into contact / contact with a contact-type measuring device such as a silver plate electrode, the thermistor electrode, a piezo element, or a pressure sensor.
Patent Document 1 discloses a heart rate / respiration rate monitoring device (15) that constantly monitors a subject's heart rate and respiration rate, with a heart rate of 40 [pieces / minute] or less (bradycardia) or 160 [pieces / piece]. Min] Warning device that emits a warning sound when it is determined that it is above (tachycardia), or when it is determined that the respiratory rate is about 30 seconds to 2 minutes (apnea syndrome). 17) describes a technique for waking up a sleeping subject. In addition, although the specific structure is not shown by patent document 1, it is suggested that it is also possible to detect the body posture of the said test subject.

特開2000−102515号公報(要約書、「0010」〜「0034」、図1〜図4)JP 2000-102515 A (Abstract, “0010” to “0034”, FIGS. 1 to 4)

“株式会社テクノスジャパン│転倒・転落対策に! ベッドコール”、「online」、2003年9月9日、株式会社テクノスジャパン、「2009年1月16日検索」、インターネット<URL:http://www.technosj.co.jp/alarm/bc.html>"Technos Japan Co., Ltd. | Bed Call", "online", September 9, 2003, Technos Japan Co., Ltd., "Search January 16, 2009", Internet <URL: http: // www.technosj.co.jp/alarm/bc.html>

(従来技術の問題点)
前記特許文献1のように、心拍・呼吸等による被験者の微体動をマイクロ波の反射波によって検出する前記マイクロ波送受信センサ(11)のような、いわゆる、ドップラ式のマイクロ波レーダによる計測では、被験者の体動による影響が大きくなる。よって、前記マイクロ波送受信センサ(11)のように高精度・広範囲で身体情報が検出可能な場合であり、被験者が静止している場合であっても、大きなノイズが発生し、前記特許文献1の図3に示すような出力波形が期待通りに得られず、ノイズ処理が困難であり、心拍数や呼吸数が検出困難であるという問題があった。
また、前記特許文献1では、前記マイクロ波送受信センサ(11)が、前記ベッド(1)の中央で仰向けで寝ている被験者の胸部と対応する位置にのみ配置されている。このため、例えば、睡眠中の被験者が寝返り等を行い、前記ベッド(1)の左右両端部にまで移動して横向きで寝ているような場合には、前記出力波形が受信できず、心拍数や呼吸数が検出できなくなるという問題があった。
(Problems of conventional technology)
In the measurement by a so-called Doppler type microwave radar such as the microwave transmission / reception sensor (11) for detecting the minute movement of the subject by the reflected wave of the microwave as in the above-mentioned Patent Document 1, The influence of the subject's body movement is increased. Therefore, as in the microwave transmission / reception sensor (11), body information can be detected with high accuracy and in a wide range, and even when the subject is stationary, a large noise is generated. The output waveform as shown in FIG. 3 is not obtained as expected, noise processing is difficult, and heart rate and respiratory rate are difficult to detect.
Moreover, in the said patent document 1, the said microwave transmission / reception sensor (11) is arrange | positioned only in the position corresponding to the test subject's chest which lies on his back in the center of the said bed (1). For this reason, for example, when a sleeping subject turns over and moves to both left and right ends of the bed (1) and sleeps sideways, the output waveform cannot be received, and the heart rate There was a problem that the respiratory rate could not be detected.

本発明は、前述の事情に鑑み、被検体の身体情報を精度良く測定することを技術的課題とする。   In view of the above-described circumstances, an object of the present invention is to accurately measure body information of a subject.

前記技術的課題を解決するために、請求項1記載の発明の身体情報測定装置は、
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の心拍に対応する前記周波数成分である心拍成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記心拍成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの心拍数を演算する心拍数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの心拍数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする。
In order to solve the technical problem, the physical information measuring device according to claim 1 is provided.
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a heartbeat component that is the frequency component corresponding to the heartbeat of the subject based on the combined intensity for each frequency component;
Heart rate calculating means for calculating a heart rate per unit time of the subject based on the extracted heart rate component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the calculated heart rate per unit time of the subject;
It is provided with.

請求項2に記載の発明は、請求項1に記載の身体情報測定装置において、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分を抽出する前記周波数成分抽出手段と、
抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数を演算する呼吸数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの心拍数および呼吸数を告知する前記身体情報画像を表示する前記身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 2 is the physical information measuring device according to claim 1,
The frequency component extraction means for extracting a respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject based on the combined intensity for each frequency component;
Respiration rate calculating means for calculating a respiration rate per unit time of the subject based on the extracted respiration component;
The physical information image display means for displaying the physical information image for notifying the calculated heart rate and respiratory rate per unit time of the subject;
It is provided with.

前記技術的課題を解決するために、請求項3記載の発明の身体情報測定装置は、
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数を演算する呼吸数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの呼吸数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする。
In order to solve the technical problem, the physical information measuring device according to claim 3 is provided.
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject, based on the combined intensity for each frequency component;
Respiration rate calculating means for calculating a respiration rate per unit time of the subject based on the extracted respiration component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the computed respiratory rate per unit time of the subject;
It is provided with.

請求項4に記載の発明は、請求項1ないし3のいずれかに記載の身体情報測定装置において、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度の積を演算することにより、前記合成強度を演算する前記合成強度演算手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 4 is the physical information measuring device according to any one of claims 1 to 3,
The combined intensity calculating means for calculating the combined intensity by calculating a product of intensity of each frequency component of the waveform of the history of the first output signal and the waveform of the history of the second output signal;
It is provided with.

請求項5に記載の発明は、請求項1ないし4のいずれかに記載の身体情報測定装置において、
前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された最小周波数から最大周波数までの通過帯域外の周波数成分を除去する周波数成分除去手段と、
前記通過帯域内の前記各周波数成分の強度を演算する前記周波数成分強度演算手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 5 is the physical information measuring device according to any one of claims 1 to 4,
Of the history waveform of each output signal, a frequency component removing means for removing a frequency component outside the passband from a preset minimum frequency to a maximum frequency;
The frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of each frequency component in the passband;
It is provided with.

請求項6に記載の発明は、請求項5に記載の身体情報測定装置において、
前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された心拍用最小周波数から心拍用最大周波数までの心拍用通過帯域外の周波数成分を除去する心拍用周波数成分除去手段と、
前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された呼吸用最小周波数から呼吸用最大周波数までの呼吸用通過帯域外の周波数成分を除去する呼吸用周波数成分除去手段と、
前記心拍用通過帯域内の前記各周波数成分の強度を演算すると共に、前記呼吸用通過帯域内の前記各周波数成分の強度を演算する前記周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分のうち、前記心拍用通過帯域内の各周波数成分の強度が合成された心拍用合成強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記呼吸用通過帯域内の各周波数成分の強度が合成された呼吸用合成強度を前記周波数成分ごとに演算する前記合成強度演算手段と、
前記心拍用合成強度に基づいて、前記心拍成分を抽出すると共に、前記呼吸用合成強度に基づいて、前記呼吸成分を抽出する前記周波数成分抽出手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 6 is the physical information measuring device according to claim 5,
A heartbeat frequency component removing means for removing a frequency component outside the heartbeat passband from a preset heartbeat minimum frequency to a heartbeat maximum frequency in the history waveform of each output signal;
Breathing frequency component removing means for removing a frequency component outside a breathing passband from a preset breathing minimum frequency to a breathing maximum frequency in a history waveform of each output signal;
The frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of each frequency component in the heartbeat passband and calculating the intensity of each frequency component in the breathing passband;
Of the frequency components of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal, the combined intensity for heartbeats obtained by combining the intensities of the frequency components in the passband for heartbeats is the frequency. The combined intensity calculating means for calculating for each frequency component, calculating for each frequency component, calculating for each component, and calculating for each frequency component a combined intensity for respiration in which the intensity of each frequency component in the respiration passband is combined.
The frequency component extracting means for extracting the heartbeat component based on the heartbeat synthetic intensity and extracting the respiratory component based on the respiratory synthetic intensity;
It is provided with.

請求項7に記載の発明は、請求項1ないし6のいずれかに記載の身体情報測定装置において、
前記寝台上の前記被検体を検知する被検体検知部材と、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの心拍数または呼吸数が演算されている場合に、前記被検体が前記寝台に横たわっていると判別する就床判別手段と、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知しておらず、且つ、前記被検体の単位時間当りの心拍数および呼吸数が演算されてない場合に、前記被検体が前記寝台から離れたと判別する離床判別手段と、
前記被検体が前記寝台から離れたと判別された場合に、前記被検体が前記寝台から離れたことを告知する離床告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention described in claim 7 is the physical information measuring device according to any one of claims 1 to 6,
An object detection member for detecting the object on the bed;
When the subject detection member detects the subject and the heart rate or respiration rate per unit time of the subject is calculated, it is determined that the subject is lying on the bed. Floor discrimination means;
When the subject detection member does not detect the subject and the heart rate and respiration rate per unit time of the subject are not calculated, it is determined that the subject is separated from the bed. Leaving bed discrimination means;
When it is determined that the subject is separated from the bed, a bed leaving notification means for notifying that the subject is separated from the bed;
It is provided with.

請求項8に記載の発明は、請求項7に記載の身体情報測定装置において、
前記被検体が前記寝台から離れたと判別されてからの経過時間である離床時間を計時する離床時間計時手段と、
計時中の前記離床時間が予め設定された離床判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が前記寝台から長期間離れていると判別する長期離床判別手段と、
前記被検体が前記寝台から長期間離れていると判別された場合に、前記被検体が前記寝台から長期間離れていることを告知する長期離床告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention described in claim 8 is the physical information measuring device according to claim 7,
A bed leaving time measuring means for measuring a bed leaving time that is an elapsed time since it was determined that the subject has left the bed;
A long-term getting-off determining means for determining that the subject is away from the bed for a long time when the getting-off time during the measurement exceeds a predetermined threshold for getting out of bed;
When it is determined that the subject is away from the bed for a long time, long-term bed notification means for notifying that the subject is away from the bed for a long time;
It is provided with.

請求項9に記載の発明は、請求項7または8に記載の身体情報測定装置において、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの心拍数が予め設定された最小心拍数から最大心拍数までの心拍用正常範囲外である場合に、前記被検体の心拍が異常な状態であると判別する心拍異常判別手段と、
前記被検体の心拍が異常な状態であると判別された場合に、前記被検体の心拍が異常な状態であることを告知する心拍異常告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 9 is the physical information measuring device according to claim 7 or 8,
When the subject detection member detects the subject and the heart rate per unit time of the subject is outside the normal heart rate range from a preset minimum heart rate to a maximum heart rate, A heartbeat abnormality determining means for determining that the heartbeat of the subject is in an abnormal state;
A heartbeat abnormality notification means for notifying that the heartbeat of the subject is in an abnormal state when it is determined that the heartbeat of the subject is in an abnormal state;
It is provided with.

請求項10に記載の発明は、請求項7ないし9のいずれかに記載の身体情報測定装置において、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの呼吸数が予め設定された最小呼吸数から最大呼吸数までの呼吸用正常範囲外である場合に、前記被検体の呼吸が異常な状態であると判別する呼吸異常判別手段と、
前記被検体の呼吸が異常な状態であると判別された場合に、前記被検体の呼吸が異常な状態であることを告知する呼吸異常告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 10 is the physical information measuring device according to any one of claims 7 to 9,
When the subject detection member detects the subject and the respiratory rate per unit time of the subject is outside a normal range for breathing from a preset minimum respiratory rate to a maximum respiratory rate, Breathing abnormality determining means for determining that the subject's breathing is in an abnormal state;
A breathing abnormality notification means for notifying that the subject's breathing is in an abnormal state when it is determined that the subject's breathing is in an abnormal state;
It is provided with.

請求項11に記載の発明は、請求項7ないし10のいずれかに記載の身体情報測定装置において、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの呼吸数が演算されていない場合に、前記被検体が無呼吸状態になったと判別する無呼吸判別手段と、
前記被検体が無呼吸状態になったと判別されてからの経過時間である無呼吸時間を計時する無呼吸時間計時手段と、
計時中の前記無呼吸時間が予め設定された無呼吸判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が長期間無呼吸状態であると判別する長期無呼吸判別手段と、
前記被検体が長期間無呼吸状態であると判別された場合に、前記被検体が長期間無呼吸状態であることを告知する長期無呼吸告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 11 is the physical information measuring device according to any one of claims 7 to 10,
An apnea discrimination means for discriminating that the subject is in an apnea state when the subject detection member detects the subject and the respiration rate per unit time of the subject is not calculated; ,
An apnea time measuring means for measuring an apnea time which is an elapsed time since it was determined that the subject is in an apnea state;
Long-term apnea discrimination means for discriminating that the subject is in an apnea state for a long time when the apnea time during timing exceeds a preset apnea discrimination threshold;
When it is determined that the subject is in an apnea state for a long time, a long-term apnea notification means for notifying that the subject is in an apnea state for a long time;
It is provided with.

請求項12に記載の発明は、請求項7ないし11のいずれかに記載の身体情報測定装置において、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分のうち、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の前記周波数成分であって、前記被検体の体動に対応する前記周波数成分である体動成分を抽出する前記周波数成分抽出手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる前記体動成分の強度、または、前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる前記体動成分の強度が、予め設定された寝返判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が寝返りを行ったと判別する寝返判別手段と、
前記被検体が寝返りを行ったと判別された場合に、前記被検体が寝返りを行ったことを告知する寝返告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention according to claim 12 is the physical information measuring device according to any one of claims 7 to 11,
Of the frequency components of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal, the frequency components other than the heartbeat component and the respiratory component, and the body motion of the subject. The frequency component extracting means for extracting the body motion component which is the corresponding frequency component;
The strength of the body motion component included in the history waveform of the first output signal or the strength of the body motion component included in the history waveform of the second output signal is set to a preset threshold for turning determination. When it exceeds, the turning determination means for determining that the subject has turned over,
When it is determined that the subject has turned over, the bed notifying means for notifying that the subject has turned over; and
It is provided with.

請求項13に記載の発明は、請求項12に記載の身体情報測定装置において、
前記被検体が寝返りを行ったと判別されてからの経過時間である未寝返時間を計時する未寝返時間計時手段と、
計時中の前記未寝返時間が予め設定された未寝返判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないと判別する長期未寝返判別手段と、
前記被検体が長期間寝返りを行っていないと判別された場合に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを告知する長期未寝返告知手段と、
を備えたことを特徴とする。
The invention described in claim 13 is the physical information measuring device according to claim 12,
A non-sleep time measuring means for measuring a non-sleep time which is an elapsed time since it was determined that the subject has turned over;
Long-term non-sleep determination means for determining that the subject has not turned over for a long period of time when the non-sleep time exceeds a preset non-sleep determination threshold,
When it is determined that the subject has not turned over for a long time, a long-term non-sleeping notification means for notifying that the subject has not turned over for a long time;
It is provided with.

前記技術的課題を解決するために、請求項14記載の発明の身体情報測定システムは、
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の心拍に対応する前記周波数成分である心拍成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記心拍成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの心拍数を演算する心拍数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの心拍数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする。
In order to solve the technical problem, the body information measuring system according to claim 14 is provided.
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a heartbeat component that is the frequency component corresponding to the heartbeat of the subject based on the combined intensity for each frequency component;
Heart rate calculating means for calculating a heart rate per unit time of the subject based on the extracted heart rate component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the calculated heart rate per unit time of the subject;
It is provided with.

前記技術的課題を解決するために、請求項15記載の発明の身体情報測定システムは、
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数を演算する呼吸数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの呼吸数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする。
In order to solve the technical problem, the body information measurement system according to claim 15 is characterized in that:
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject, based on the combined intensity for each frequency component;
Respiration rate calculating means for calculating a respiration rate per unit time of the subject based on the extracted respiration component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the computed respiratory rate per unit time of the subject;
It is provided with.

請求項1、15に記載の発明によれば、前記合成強度を前記周波数成分ごとに演算することにより、前記心拍成分および前記呼吸成分の合成強度に比べ、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の周波数成分の合成強度が相対的に小さくなり、正確な前記心拍成分が抽出され易くなるため、本発明の構成を有しない場合に比べ、被検体の身体情報である前記心拍数を精度良く測定することができる。
請求項2、3、16に記載の発明によれば、前記合成強度を前記周波数成分ごとに演算することにより、前記心拍成分および前記呼吸成分の合成強度に比べ、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の周波数成分の合成強度が相対的に小さくなり、正確な前記呼吸成分が抽出され易くなるため、本発明の構成を有しない場合に比べ、被検体の身体情報である前記呼吸数を精度良く測定することができる。
According to invention of Claim 1 and 15, by calculating the said synthetic | combination intensity | strength for every said frequency component, compared with the synthetic | combination intensity | strength of the said heart rate component and the said respiratory component, frequencies other than the said heart rate component and the said respiratory component Compared to the case without the configuration of the present invention, the heart rate, which is the physical information of the subject, can be measured with high accuracy since the combined intensity of the components becomes relatively small and the accurate heart rate component is easily extracted. Can do.
According to invention of Claim 2, 3, and 16, by calculating the said synthetic | combination intensity | strength for every said frequency component, compared with the synthetic | combination intensity | strength of the said heart rate component and the said respiratory component, except the said heart rate component and the said respiratory component Compared to the case without the configuration of the present invention, the respiration rate, which is the physical information of the subject, can be measured with high accuracy, since the combined intensity of the frequency components of the relative frequency becomes relatively small and the accurate respiration component is easily extracted. can do.

請求項4に記載の発明によれば、前記各周波数成分の強度どうしの積を演算することにより、前記周波数成分ごとの前記合成強度を演算することができる。また、請求項2に記載の発明によれば、前記心拍成分および前記呼吸成分の合成強度に比べ、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の周波数成分の合成強度が相対的に小さくなり易く、正確な前記心拍成分および前記呼吸成分が抽出され易くなるため、本発明の構成を有しない場合に比べ、被検体の身体情報である前記心拍数および前記呼吸数を精度良く測定することができる。
請求項5に記載の発明によれば、前記通過帯域外の周波数成分を除去することにより、前記合成強度に基づいて、前記通過帯域外のノイズが除去され、正確な前記心拍成分および前記呼吸成分が抽出され易くなるため、本発明の構成を有しない場合に比べ、被検体の身体情報である前記心拍数および前記呼吸数を精度良く測定することができる。
According to the fourth aspect of the present invention, the combined intensity for each frequency component can be calculated by calculating the product of the intensities of the frequency components. According to the second aspect of the present invention, compared to the combined intensity of the heartbeat component and the respiratory component, the combined intensity of frequency components other than the heartbeat component and the respiratory component tends to be relatively small and accurate. Since the heart rate component and the respiratory component are easily extracted, the heart rate and the respiratory rate, which are the body information of the subject, can be measured with higher accuracy than when the configuration of the present invention is not provided.
According to the fifth aspect of the present invention, noise outside the passband is removed based on the combined intensity by removing frequency components outside the passband, and the heartbeat component and the respiratory component are accurate. Therefore, the heart rate and the respiration rate, which are the body information of the subject, can be measured with higher accuracy than when the configuration of the present invention is not provided.

請求項6に記載の発明によれば、前記心拍用通過帯域外の周波数成分を除去することにより、前記心拍用合成強度に基づいて、前記心拍用通過帯域外のノイズが除去され、正確な前記心拍成分が抽出され易くなると共に、前記呼吸用通過帯域外の周波数成分を除去することにより、前記呼吸用合成強度に基づいて、前記呼吸用通過帯域外のノイズが除去され、正確な前記呼吸成分が抽出され易くなるため、本発明の構成を有しない場合に比べ、被検体の身体情報である前記心拍数および前記呼吸数を精度良く測定することができる。
請求項7に記載の発明によれば、前記各出力信号の履歴の波形に含まれる各周波数成分の強度を正規化することにより、本発明の構成を有しない場合に比べ、正確な前記心拍成分および前記呼吸成分が抽出され易くなり、被検体の身体情報である前記心拍数および前記呼吸数を精度良く測定することができる。
According to the sixth aspect of the present invention, noise outside the passband for heartbeats is removed based on the combined intensity for heartbeat by removing frequency components outside the passband for heartbeats. It is easy to extract a heartbeat component, and by removing a frequency component outside the passband for respiration, noise outside the passband for respiration is removed based on the combined intensity for respiration, and the accurate respiration component Therefore, the heart rate and the respiration rate, which are the body information of the subject, can be measured with higher accuracy than when the configuration of the present invention is not provided.
According to the seventh aspect of the present invention, the intensity of each frequency component included in the waveform of the history of each output signal is normalized so that the heart rate component is more accurate than when the configuration of the present invention is not provided. Further, the respiratory component can be easily extracted, and the heart rate and the respiratory rate, which are body information of the subject, can be measured with high accuracy.

請求項8に記載の発明によれば、前記被検体検知部材の検知結果と前記心拍数および前記呼吸数の演算結果とに基づいて、前記被検体が前記寝台に横たわっているか、前記被検体が前記寝台から離れているかを確認でき、必要であれば、前記被検体を探しに行くことができる。
請求項9に記載の発明によれば、前記被検体検知部材の検知結果と前記心拍数および前記呼吸数の演算結果とに基づいて、前記被検体が前記寝台から長期間離れていると確認でき、監視や介護や保佐等が必要な前記被検体が外出・徘徊等をしているかどうか確認するために探しに行ったり、前記被検体の安否を確認しに行ったりすることができる。
請求項10に記載の発明によれば、前記被検体検知部材の検知結果と前記心拍数の演算結果とに基づいて、前記被検体の生命維持が危険な状態であることを確認でき、前記被検体の安否を確認しに駆けつけたり、速やかに医療行為等を行ったりすることができる。
請求項11に記載の発明によれば、前記被検体検知部材の検知結果と前記呼吸数の演算結果とに基づいて、前記被検体の生命維持が危険な状態であることを確認でき、前記被検体の安否を確認しに駆けつけたり、速やかに医療行為等を行ったりすることができる。
According to the invention described in claim 8, based on the detection result of the subject detection member and the calculation results of the heart rate and the respiratory rate, the subject lies on the bed or the subject is You can check if you are away from the bed, and if necessary, you can go to find the subject.
According to the ninth aspect of the present invention, it can be confirmed that the subject is away from the bed for a long period of time based on the detection result of the subject detection member and the calculation results of the heart rate and the respiratory rate. It is possible to go to find out whether the subject who needs monitoring, nursing care, care or the like is going out or trapped, or to check the safety of the subject.
According to the invention described in claim 10, it is possible to confirm that the life support of the subject is in a dangerous state based on the detection result of the subject detection member and the calculation result of the heart rate, and the subject It is possible to rush to confirm the safety of the specimen or to promptly perform medical practice.
According to the eleventh aspect of the present invention, it is possible to confirm that the life support of the subject is in a dangerous state based on the detection result of the subject detection member and the calculation result of the respiration rate, and the subject It is possible to rush to confirm the safety of the specimen or to promptly perform medical practice.

請求項12に記載の発明によれば、前記被検体が睡眠時無呼吸症候群等の危険な状態であることを確認でき、例えば、前記被検体の安否を確認しに駆けつけたり、前記被検体を起床させて、直接、呼吸することを促したり、前記被検体の体位を調節して呼吸し易い状態にして、間接的に、呼吸させることを促したりすることもできる。また、例えば、睡眠時無呼吸症候群の治療のために、前記被検体の呼吸数の履歴を記録して、症状の重度の検査に利用したり、検査結果を治療に活用したりすることもできる。
請求項13に記載の発明によれば、前記体動成分の強度に基づいて、前記被検体が寝返りを行ったことを確認でき、例えば、監視中や観察中の前記被検体生態の調査記録等を行うことができる。
請求項14に記載の発明によれば、前記体動成分の強度に基づいて、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを確認でき、例えば、前記被検体に対して寝返りを促したり、寝返りを補助したりすることができる。
According to the invention of claim 12, it can be confirmed that the subject is in a dangerous state such as sleep apnea syndrome. For example, the subject can rush to confirm the safety of the subject, It is also possible to wake up and encourage direct breathing, or to adjust the posture of the subject to make it easy to breathe and indirectly encourage breathing. In addition, for example, for the treatment of sleep apnea syndrome, the history of the respiratory rate of the subject can be recorded and used for a severe examination of symptoms, or the examination result can be used for treatment. .
According to the invention described in claim 13, it is possible to confirm that the subject has turned over based on the intensity of the body movement component, for example, a survey record of the subject ecology being monitored or observed, etc. It can be performed.
According to the invention of claim 14, based on the strength of the body motion component, it can be confirmed that the subject has not been turned over for a long period of time, for example, to encourage the subject to turn over, You can help to turn over.

図1は本発明の実施例1の身体情報測定システムの全体説明図である。FIG. 1 is an overall explanatory view of a body information measuring system according to a first embodiment of the present invention. 図2は本発明の実施例1の第1マイクロ波レーダおよび第2マイクロ波レーダおよび離床センサの説明図であり、図2Aはマットレスを下方から見たときの拡大説明図であり、図2Bは図2Aを矢印IIBから見たときの拡大説明図である。FIG. 2 is an explanatory diagram of the first microwave radar, the second microwave radar, and the bed sensor according to the first embodiment of the present invention, FIG. 2A is an enlarged explanatory diagram when the mattress is viewed from below, and FIG. FIG. 2B is an enlarged explanatory diagram when FIG. 2A is viewed from an arrow IIB. 図3は本発明の実施例1の身体情報測定システムを構成する各装置の機能をブロック図(機能ブロック図)で示した説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing the function of each device constituting the body information measuring system according to the first embodiment of the present invention in a block diagram (functional block diagram). 図4は図3の続きのブロック図である。FIG. 4 is a block diagram continued from FIG. 図5は本発明の実施例1の身体情報画像の説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram of a physical information image according to the first embodiment of the present invention. 図6は本発明の実施例1の各告知画像の説明図であり、図6Aは離床告知画像の説明図であり、図6Bは長期離床告知画像の説明図であり、図6Cは心拍異常告知画像の説明図であり、図6Dは呼吸異常告知画像の説明図であり、図6Eは長期無呼吸告知画像の説明図であり、図6Fは寝返告知画像の説明図であり、図6Gは長期未寝返告知画像の説明図である。6 is an explanatory diagram of each notification image according to the first embodiment of the present invention, FIG. 6A is an explanatory diagram of a bed leaving notification image, FIG. 6B is an explanatory diagram of a long-term bed leaving notification image, and FIG. 6C is a heartbeat abnormality notification. 6D is an explanatory diagram of a respiratory abnormality notification image, FIG. 6E is an explanatory diagram of a long-term apnea notification image, FIG. 6F is an explanatory diagram of a sleep notification image, and FIG. It is explanatory drawing of a non-sleeping notification image. 図7は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の身体情報測定のフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart of physical information measurement of the physical information measurement program AP1 according to the first embodiment. 図8は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の心拍異常告知処理のフローチャートであり、図7のST16のサブルーチンの説明図である。FIG. 8 is a flowchart of the abnormal heart rate notification process of the physical information measurement program AP1 of the first embodiment, and is an explanatory diagram of the subroutine of ST16 of FIG. 図9は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の呼吸異常告知処理のフローチャートであり、図7のST17のサブルーチンの説明図である。FIG. 9 is a flowchart of the respiratory abnormality notification process of the physical information measurement program AP1 of Example 1, and is an explanatory diagram of the subroutine of ST17 of FIG. 図10は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の寝返告知処理のフローチャートであり、図7のST18のサブルーチンの説明図である。FIG. 10 is a flowchart of the sleep notification process of the physical information measurement program AP1 according to the first embodiment, and is an explanatory diagram of the subroutine of ST18 of FIG. 図11は実験例1および比較例1の各センサによる測定結果の説明図であり、縦軸に振幅[V]をとり、横軸に時間[sec]をとった波形のグラフの説明図であり、図11Aは実験例1の各マイクロ波レーダの各出力信号の履歴の波形と比較例1の心電図の出力波形とについて0.5Hzのハイパスフィルタを通過させた際の被検体の心拍に関する出力波形の説明図であり、図11Bは実験例1の各マイクロ波レーダの各出力信号の履歴の波形と比較例1の呼吸センサの出力波形とについて0.05Hzのハイパスフィルタを通過させた際の被検体の呼吸に関する出力波形の説明図である。FIG. 11 is an explanatory diagram of measurement results obtained by the sensors of Experimental Example 1 and Comparative Example 1, and is an explanatory diagram of a waveform graph in which the vertical axis indicates amplitude [V] and the horizontal axis indicates time [sec]. FIG. 11A shows an output waveform relating to the heartbeat of the subject when the waveform of each output signal of each microwave radar in Experimental Example 1 and the output waveform of the electrocardiogram in Comparative Example 1 are passed through a high-pass filter of 0.5 Hz. FIG. 11B is a diagram illustrating a history waveform of each output signal of each microwave radar of Experimental Example 1 and an output waveform of the respiratory sensor of Comparative Example 1 when passing through a 0.05 Hz high-pass filter. It is explanatory drawing of the output waveform regarding the respiration of a test substance. 図12は実験例1および比較例1の測定結果に対するバンドパスフィルタリングによる除去結果の説明図であり、図12Aは図11Aの各出力波形が心拍用通過帯域(0.5〜3.0[Hz])外の周波数成分が除去された各心拍用通過帯域波形の説明図であり、図12Bは図11Bの各出力波形が呼吸用通過帯域(0.05〜0.5[Hz])外の周波数成分が除去された各呼吸用通過帯域波形の説明図である。FIG. 12 is an explanatory diagram of the removal result by band-pass filtering on the measurement results of Experimental Example 1 and Comparative Example 1. FIG. 12A shows the output waveform of FIG. ]) Is an explanatory diagram of each heartbeat passband waveform from which the external frequency components have been removed, and FIG. 12B shows each output waveform in FIG. 11B outside the breathing passband (0.05 to 0.5 [Hz]). It is explanatory drawing of each pass band waveform for respiration from which the frequency component was removed. 図13は実験例1および比較例1の測定結果に対するバンドパスフィルタリングによる除去結果の説明図であり、図13Aは30秒間隔で表示された図12Aの各心拍用通過帯域波形を5秒間隔で表示した拡大説明図であり、図13Bは30秒間隔で表示された図12Bの各呼吸用通過帯域波形を5秒間隔で表示した拡大説明図である。FIG. 13 is an explanatory diagram of the removal result by band-pass filtering for the measurement results of Experimental Example 1 and Comparative Example 1. FIG. 13A shows the passband waveforms for heartbeats of FIG. 12A displayed at intervals of 30 seconds at intervals of 5 seconds. FIG. 13B is an enlarged explanatory diagram in which each respiratory passband waveform of FIG. 12B displayed at intervals of 30 seconds is displayed at intervals of 5 seconds. 図14は実験例1および比較例1の除去結果に対する高速フーリエ変換による演算結果の説明図であり、縦軸に強度をとり、横軸に周波数[Hz]をとったスペクトル波形のグラフの説明図であり、図14Aは図12A、図13Aの各心拍用通過帯域波形が高速フーリエ変換されたスペクトル波形の説明図であり、図14Bは図12B、図13Bの各呼吸用通過帯域波形が高速フーリエ変換されたスペクトル波形の説明図である。FIG. 14 is an explanatory diagram of calculation results by fast Fourier transform on the removal results of Experimental Example 1 and Comparative Example 1, and an explanatory diagram of a graph of a spectrum waveform in which the vertical axis indicates intensity and the horizontal axis indicates frequency [Hz]. 14A is an explanatory view of a spectrum waveform obtained by fast Fourier transforming each heartbeat passband waveform of FIGS. 12A and 13A, and FIG. 14B is a diagram of each respiratory passband waveform of FIGS. 12B and 13B being fast Fourier transformed. It is explanatory drawing of the converted spectrum waveform. 図15は実験例1の演算結果に対する合成強度(正規化された各強度の積)の演算結果の説明図であり、縦軸に全合成強度に対する割合[%]をとり、横軸に身体情報(心拍数h[bpm]、呼吸数r[bpm])をとったスペクトル波形のグラフの説明図であり、図15Aは図14Aの各心拍用通過帯域波形に含まれる周波数成分ごとの合成強度のスペクトル波形の説明図であり、図15Bは図14Bの各呼吸用通過帯域波形に含まれる周波数成分ごとの合成強度のスペクトル波形の説明図である。FIG. 15 is an explanatory diagram of the calculation result of the combined intensity (the product of each normalized intensity) with respect to the calculation result of Experimental Example 1. The vertical axis indicates the ratio [%] to the total combined intensity, and the horizontal axis indicates the body information. It is explanatory drawing of the graph of the spectrum waveform which took (heart rate h [bpm], respiration rate r [bpm]), and FIG. 15A is the synthetic | combination intensity | strength for every frequency component contained in each passband waveform for heartbeats of FIG. 14A. FIG. 15B is an explanatory view of the spectrum waveform of the combined intensity for each frequency component included in each respiratory passband waveform of FIG. 14B.

次に図面を参照しながら、本発明の実施の形態の具体例(以下、実施例と記載する)を説明するが、本発明は以下の実施例に限定されるものではない。
なお、以下の図面を使用した説明において、理解の容易のために説明に必要な部材以外の図示は適宜省略されている。
Next, specific examples of embodiments of the present invention (hereinafter referred to as examples) will be described with reference to the drawings, but the present invention is not limited to the following examples.
In the following description using the drawings, illustrations other than members necessary for the description are omitted as appropriate for easy understanding.

図1は本発明の実施例1の身体情報測定システムの全体説明図である。
図2は本発明の実施例1の第1マイクロ波レーダおよび第2マイクロ波レーダおよび離床センサの説明図であり、図2Aはマットレスを下方から見たときの拡大説明図であり、図2Bは図2Aを矢印IIBから見たときの拡大説明図である。
図1、図2において、本発明の実施例1の身体情報測定システムSは、被検体の一例としての人間(被験者、被検者)が横たわるベッド(寝台)1を有する。前記ベッド1は、ベッド本体としてのマットレス支持体1aと、前記マットレス支持体1aに支持されたマットレス1bとを有する。実施例1の前記マットレス1bは、内部に空気が封入された、いわゆる、エアマットレス(エアマット、エアベッド)によって構成されている。また、実施例1の前記マットレス1bは、いわゆる、シングルサイズで設計されており、幅L1が、980[mm]、長さL2が、1950[mm]、高さL3が、275[mm]として予め設定されている。
FIG. 1 is an overall explanatory view of a body information measuring system according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram of the first microwave radar, the second microwave radar, and the bed sensor according to the first embodiment of the present invention, FIG. 2A is an enlarged explanatory diagram when the mattress is viewed from below, and FIG. FIG. 2B is an enlarged explanatory diagram when FIG. 2A is viewed from an arrow IIB.
1 and 2, the body information measuring system S according to the first embodiment of the present invention includes a bed (bed) 1 on which a human (subject, subject) lies as an example of a subject. The bed 1 includes a mattress support 1a as a bed body and a mattress 1b supported by the mattress support 1a. The mattress 1b according to the first embodiment is configured by a so-called air mattress (air mat, air bed) in which air is enclosed. The mattress 1b of the first embodiment is designed in a so-called single size, and the width L1 is 980 [mm], the length L2 is 1950 [mm], and the height L3 is 275 [mm]. It is set in advance.

また、前記マットレス1bの下面には、マイクロ波(電磁波)を送受信する第1マイクロ波レーダ(第1電磁波送受信部材、第1レーダアンテナ)SN1と、第2マイクロ波レーダ(第2電磁波送受信部材、第2レーダアンテナ)SN2とが支持されている。実施例1の前記第1マイクロ波レーダSN1は、後述する図3に示す、上方に対して第1マイクロ波(第1の電磁波)を照射する第1マイクロ波照射部(第1電磁波照射部)SN1aと、前記マットレス1b上の被検体から反射した第1マイクロ波、すなわち、反射波を受信する第1マイクロ波受信部(第1電磁波受信部)SN1bとを有する。また、実施例1の前記第2マイクロ波レーダSN2についても同様に、後述する図3に示す、上方に対して第2マイクロ波(第2の電磁波)を照射する第2マイクロ波照射部(第2電磁波照射部)SN2aと、前記被検体からの反射波を受信する第2マイクロ波受信部(第2電磁波受信部)SN2bとを有する。   Further, on the lower surface of the mattress 1b, a first microwave radar (first electromagnetic wave transmission / reception member, first radar antenna) SN1 that transmits and receives microwaves (electromagnetic waves) and a second microwave radar (second electromagnetic wave transmission / reception member, The second radar antenna SN2 is supported. The first microwave radar SN1 according to the first embodiment is a first microwave irradiation unit (first electromagnetic wave irradiation unit) that irradiates a first microwave (first electromagnetic wave) upward as shown in FIG. SN1a and a first microwave receiving unit (first electromagnetic wave receiving unit) SN1b that receives the first microwave reflected from the subject on the mattress 1b, that is, the reflected wave. Similarly, for the second microwave radar SN2 of the first embodiment, as shown in FIG. 3 to be described later, a second microwave irradiation unit (second microwave irradiation unit) that irradiates the second microwave (second electromagnetic wave) upward. 2 electromagnetic wave irradiation part) SN2a and 2nd microwave receiving part (2nd electromagnetic wave receiving part) SN2b which receives the reflected wave from the said test object.

なお、実施例1では、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2が、前記マットレス1b上の被検体が仰向けになった状態で、胸部の左右両側を測定可能な位置に予め設置されている。すなわち、実施例1の前記第1マイクロ波レーダSN1は、前記マットレス1bの上端までの長さL4が、650[mm]、左端(図2では右端)までの幅L5が、約330[mm]だけ離れた第1測定位置に予め設置されている。また、前記第2マイクロ波レーダSN2は、前記マットレス1bの上端までの長さL4(L4=650[mm])、右端(図2では左端)までの幅L6が、約330[mm]だけ離れた第2測定位置に予め設置されている。すなわち、実施例1の前記各マイクロ波レーダSN1,SN2は、前記マットレス1bの幅方向において、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2どうしの間隔L7(L7=980−330×2≒320[mm])と、前記マットレス1bの左右両端までの前記各幅L5,L6(L5=L6≒330[mm])とがほぼ等間隔となるように予め設定されている(L5=L6≒L7)。   In the first embodiment, the microwave radars SN1 and SN2 are installed in advance at positions where the left and right sides of the chest can be measured with the subject on the mattress 1b facing up. That is, in the first microwave radar SN1 of the first embodiment, the length L4 to the upper end of the mattress 1b is 650 [mm], and the width L5 to the left end (right end in FIG. 2) is about 330 [mm]. It is installed in advance at a first measurement position that is only a distance. The second microwave radar SN2 has a length L4 (L4 = 650 [mm]) to the upper end of the mattress 1b and a width L6 to the right end (left end in FIG. 2) separated by about 330 [mm]. The second measurement position is set in advance. That is, the microwave radars SN1 and SN2 of the first embodiment are spaced L7 between the microwave radars SN1 and SN2 in the width direction of the mattress 1b (L7 = 980−330 × 2≈320 [mm]). And the widths L5 and L6 (L5 = L6≈330 [mm]) to the left and right ends of the mattress 1b are set in advance so as to be substantially equidistant (L5 = L6≈L7).

また、実施例1では、前記各マイクロ波照射部SN1a,SN2aから各マイクロ波が照射される前記被検体の幅方向への照射角度αが、約40°に予め設定されている。したがって、実施例1では、前記マットレス1bの上面の前記各測定位置と対応する位置から、半径r1(r1=L3×tan(α/2)≒275×tan20°≒100[mm])となる範囲に、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2の各測定領域A1,A2が予め設定されている。
また、実施例1の前記各マイクロ波の周波数は、公衆に開放されて特定の免許等が不要であり、且つ、前記マットレス1bの外表面や前記被検体の衣服等を透過して、前記被検体の体表面まで送信可能で前記被検体からの反射波が受信可能な周波数を採用することが望ましい。具体的には、前記第1マイクロ波の周波数が、24.15[GHz]、前記第2マイクロ波の周波数が、24.19[GHz]として予め設定されている。なお、前記マットレス1bについても、マイクロ波の送受信に悪影響を及ぼすおそれがあるコイルバネ等が使用されておらず、例えば、ウレタン製の低反発マットレスや前記エアマットレス等であることが望ましい。このため、実施例1の前記マットレス1bは、内部が中空の前記エアマットレスで構成されている。
In Example 1, the irradiation angle α in the width direction of the subject irradiated with the microwaves from the microwave irradiation units SN1a and SN2a is preset to about 40 °. Therefore, in the first embodiment, the radius r1 (r1 = L3 × tan (α / 2) ≈275 × tan20 ° ≈100 [mm]) from the position corresponding to each measurement position on the upper surface of the mattress 1b. In addition, the measurement areas A1 and A2 of the microwave radars SN1 and SN2 are set in advance.
In addition, the frequency of each microwave in Example 1 is open to the public and does not require a specific license, and passes through the outer surface of the mattress 1b, the clothes of the subject, and the like. It is desirable to employ a frequency that can be transmitted to the body surface of the specimen and can receive a reflected wave from the subject. Specifically, the frequency of the first microwave is preset as 24.15 [GHz], and the frequency of the second microwave is preset as 24.19 [GHz]. In addition, the mattress 1b does not use a coil spring or the like that may adversely affect the transmission and reception of microwaves, and is preferably a low-resilience mattress made of urethane, the air mattress, or the like. For this reason, the mattress 1b of the first embodiment is configured by the air mattress having a hollow inside.

また、前記マットレス1bの上面には、前記マットレス1b上で横たわる前記被検体を検知する被検体検知部材SN3が支持されている。実施例1の前記被検体検知部材SN3は、前記被検体の重量(体重)に基づいて、前記被検体が前記ベッド1から離れているか否かを検知するシート状のセンサ、いわゆる、離床センサ(徘徊センサ)によって構成されている。なお、前記離床センサについては、例えば、非特許文献1等に記載されている公知の製品を使用することが可能である。   Further, an object detection member SN3 for detecting the object lying on the mattress 1b is supported on the upper surface of the mattress 1b. The subject detection member SN3 of Example 1 is a sheet-like sensor that detects whether or not the subject is separated from the bed 1 based on the weight (weight) of the subject, a so-called bed sensor ( It is comprised by the heel sensor. In addition, about the said bed leaving sensor, it is possible to use the well-known product described in the nonpatent literature 1, etc., for example.

また、図1において、実施例1の前記身体情報測定システムSは、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2および被検体検知部材SN3が接続されたユーザが操作可能な端末としての測定用クライアントパソコン(身体情報測定装置本体、パーソナルコンピュータ)PCaを有する。また、前記身体情報測定システムSは、情報通信回線の一例としての有線LAN(Local Area Network、構内通信網)2を介して、前記測定用クライアントパソコンPCaからの情報を受信可能な受信用クライアントパソコンPCb(受信端末、パーソナルコンピュータ)を有する。実施例1の前記各クライアントパソコンPCa,PCbは、いわゆる、コンピュータ装置により構成されており、コンピュータ本体H1と、ディスプレイH2と、キーボードH3やマウスH4等の入力装置、図示しないHDドライブ(ハードディスクドライブ)等により構成されている。
前記ベッド1と、前記各センサSN1〜SN3と、前記測定用クライアントパソコンPCaとにより、実施例1の身体情報測定装置Uが構成されている。
In FIG. 1, the body information measuring system S of the first embodiment is a measurement client personal computer (body) as a terminal operable by a user to which the microwave radars SN1 and SN2 and the subject detection member SN3 are connected. (Information measuring device main body, personal computer) PCa. The physical information measuring system S is a receiving client personal computer capable of receiving information from the measuring client personal computer PCa via a wired LAN (Local Area Network) 2 as an example of an information communication line. PCb (receiving terminal, personal computer). Each of the client personal computers PCa and PCb of the first embodiment is configured by a so-called computer device, and includes a computer main body H1, a display H2, input devices such as a keyboard H3 and a mouse H4, and an HD drive (hard disk drive) not shown. Etc.
The bed 1, the sensors SN <b> 1 to SN <b> 3, and the measurement client personal computer PCa constitute a body information measuring device U of Example 1.

(実施例1の制御部の説明)
図3は本発明の実施例1の身体情報測定システムを構成する各装置の機能をブロック図(機能ブロック図)で示した説明図である。
図4は図3の続きのブロック図である。
図3において、前記各クライアントパソコンPCa,PCbのコンピュータ本体H1は、外部との信号の入出力および入出力信号レベルの調節等を行うI/O(入出力インターフェース)、必要な起動処理を行うためのプログラムおよびデータ等が記憶されたROM(リードオンリーメモリ、記録媒体)、必要なデータ及びプログラムを一時的に記憶するためのRAM(ランダムアクセスメモリ、記録媒体)、ROM等に記憶された起動プログラムに応じた処理を行うCPU(中央演算処理装置)、ならびにクロック発振器等を有しており、ROM及びRAM等に記憶されたプログラムを実行することにより種々の機能を実現することができる。
前記構成の各クライアントパソコンPCa,PCbは、前記ハードディスクやROM等に記憶されたプログラムを実行することにより種々の機能を実現することができる。
(Description of the control part of Example 1)
FIG. 3 is an explanatory diagram showing the function of each device constituting the body information measuring system according to the first embodiment of the present invention in a block diagram (functional block diagram).
FIG. 4 is a block diagram continued from FIG.
In FIG. 3, the computer main body H1 of each of the client personal computers PCa and PCb performs I / O (input / output interface) for performing input / output of signals to / from the outside, adjustment of input / output signal levels, and the like and necessary startup processing. ROM (read-only memory, recording medium) in which programs and data are stored, RAM (random access memory, recording medium) for temporarily storing necessary data and programs, and startup programs stored in ROM, etc. CPU (Central Processing Unit) that performs processing according to the above, a clock oscillator, and the like, and various functions can be realized by executing programs stored in ROM, RAM, and the like.
Each client personal computer PCa, PCb having the above configuration can realize various functions by executing a program stored in the hard disk, ROM, or the like.

(測定用クライアントパソコンPCaのコンピュータ本体H1の制御部に接続された信号入力要素)
前記測定用クライアントパソコンPCaのコンピュータ本体H1の制御部には、次の信号出力要素SN1〜SN3等の出力信号が入力されている。
SN1:第1マイクロ波レーダ
第1マイクロ波レーダSN1は、第1測定領域A1に対して第1マイクロ波照射部SN1aから第1マイクロ波を照射すると共に、第1測定領域A1内の被検体からの反射波を第1マイクロ波受信部SN1bで受信し、受信した反射波に応じて第1出力信号を制御部に入力する。
SN2:第2マイクロ波レーダ
第2マイクロ波レーダSN2は、第2測定領域A2に対して第2マイクロ波照射部SN2aから第2マイクロ波を照射すると共に、第2測定領域A2内の被検体からの反射波を第2マイクロ波受信部SN2bで受信し、受信した反射波に応じて第2出力信号を制御部に入力する。
SN3:被検体検知部材
被検体検知部材SN3は、被検体の重量(体重)に基づいて、被検体がマットレス1bに横たわっているか否かを検知し、その検知信号を制御部に入力する。
(測定用クライアントパソコンPCaのコンピュータ本体H1の制御部の説明)
前記測定用クライアントパソコンPCaのハードディスクドライブには、前記測定用クライアントパソコンPCaの基本動作を制御する基本ソフト(オペレーティングシステム)OSや、アプリケーションプログラムとしての身体情報測定プログラムAP1、身体情報告知プログラムAP2その他の図示しないソフトウェアが記憶されている。
(Signal input element connected to the control unit of the computer main body H1 of the measurement client personal computer PCa)
Output signals from the following signal output elements SN1 to SN3 are input to the control unit of the computer main body H1 of the measurement client personal computer PCa.
SN1: First microwave radar The first microwave radar SN1 irradiates the first measurement region A1 with the first microwave from the first microwave irradiation unit SN1a and from the subject in the first measurement region A1. Is received by the first microwave receiving unit SN1b, and a first output signal is input to the control unit in accordance with the received reflected wave.
SN2: Second microwave radar The second microwave radar SN2 irradiates the second measurement region A2 with the second microwave from the second microwave irradiation unit SN2a and from the subject in the second measurement region A2. Is received by the second microwave receiving unit SN2b, and the second output signal is input to the control unit in accordance with the received reflected wave.
SN3: Subject Detection Member The subject detection member SN3 detects whether or not the subject is lying on the mattress 1b based on the weight (weight) of the subject, and inputs the detection signal to the control unit.
(Description of the control unit of the computer main body H1 of the measurement client personal computer PCa)
The hard disk drive of the measurement client personal computer PCa has a basic software (operating system) OS for controlling the basic operation of the measurement client personal computer PCa, a physical information measurement program AP1 as an application program, a physical information notification program AP2, and the like. Software (not shown) is stored.

(身体情報測定プログラムAP1)
前記身体情報測定プログラムAP1は、下記の機能手段(プログラムモジュール)を有する。
CA1:出力信号履歴記憶手段
出力信号履歴記憶手段CA1は、第1マイクロ波レーダSN1から出力される第1出力信号の履歴と、第2マイクロ波レーダSN2から出力される第2出力信号の履歴とを記憶する。なお、実施例1では、前記各出力信号の履歴が、前記特許文献1と同様に、いわゆる、ドップラ式のマイクロ波レーダによる計測結果の波形であり、心拍・呼吸等に伴って、マイクロ波を反射する被検体が微体動することにより、反射波の周波数が送信波の周波数に対して変化するドップラ効果に基づいて周波数の差分値に対応する出力値をプロットして得られた波形となる。
(Physical information measurement program AP1)
The physical information measurement program AP1 includes the following functional means (program module).
CA1: Output signal history storage means The output signal history storage means CA1 includes a history of the first output signal output from the first microwave radar SN1, and a history of the second output signal output from the second microwave radar SN2. Remember. In the first embodiment, the history of each output signal is a waveform of a measurement result by a so-called Doppler type microwave radar, as in the above-mentioned Patent Document 1. When the subject to be reflected moves finely, a waveform obtained by plotting the output value corresponding to the difference value of the frequency based on the Doppler effect in which the frequency of the reflected wave changes with respect to the frequency of the transmitted wave is obtained. .

CA2:周波数成分除去手段
周波数成分除去手段CA2は、心拍用周波数成分除去手段CA2aと、呼吸用周波数成分除去手段CA2bとを有し、前記出力信号履歴記憶手段CA1に記憶された各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された最小周波数から最大周波数までの通過帯域外の周波数成分を除去する、いわゆる、フィルタリング(バンドパスフィルタリング)を実行する。
CA2a:心拍用周波数成分除去手段
心拍用周波数成分除去手段CA2aは、前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された心拍用最小周波数から心拍用最大周波数までの心拍用通過帯域外の周波数成分を除去する。実施例1では、前記心拍用通過帯域として、前記心拍用最小周波数に、0.5[Hz]、前記心拍用最大周波数に、3.0[Hz]が予め設定されている。
CA2: Frequency component removing means The frequency component removing means CA2 has a heartbeat frequency component removing means CA2a and a breathing frequency component removing means CA2b, and the history of each output signal stored in the output signal history storage means CA1. In this waveform, so-called filtering (band-pass filtering) is performed to remove frequency components outside the passband from the preset minimum frequency to the maximum frequency.
CA2a: Heartbeat frequency component removal means The heartbeat frequency component removal means CA2a is located outside the passband for heartbeats from the preset minimum heartbeat frequency to the maximum heartbeat frequency in the history waveform of each output signal. Remove frequency components. In Example 1, 0.5 [Hz] is preset for the minimum heartbeat frequency and 3.0 [Hz] is preset for the maximum heartbeat frequency as the heartbeat passband.

CA2b:呼吸用周波数成分除去手段
呼吸用周波数成分除去手段CA2bは、前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された呼吸用最小周波数から呼吸用最大周波数までの呼吸用通過帯域外の周波数成分を除去する。実施例1では、前記呼吸用通過帯域として、前記呼吸用最小周波数に、0.05[Hz]、前記呼吸用最大周波数に、0.5[Hz]が予め設定されている。
すなわち、実施例1の前記周波数成分除去手段CA2は、第1出力信号の履歴の波形について、前記心拍用周波数成分除去手段CA2aにより心拍用通過帯域(0.5〜3.0[Hz])を通過した第1心拍用通過帯域波形と、呼吸用周波数成分除去手段CA2bにより呼吸用通過帯域(0.05〜0.5[Hz])を通過した第1呼吸用通過帯域波形とを生成する。また、実施例1の前記周波数成分除去手段CA2は、第2出力信号の履歴の波形についても同様に、前記心拍用周波数成分除去手段CA2aにより呼吸用通過帯域を通過した第2心拍用通過帯域波形と、呼吸用周波数成分除去手段CA2bにより呼吸用通過帯域を通過した第2呼吸用通過帯域波形とを生成する。
CA2b: Respiratory frequency component removing means Respiratory frequency component removing means CA2b is located outside the passband for respiration from the preset minimum respiratory frequency to the maximum respiratory frequency in the waveform of the history of each output signal. Remove frequency components. In Example 1, 0.05 [Hz] is set in advance as the minimum frequency for respiration, and 0.5 [Hz] is set in advance as the maximum frequency for respiration as the passband for respiration.
That is, the frequency component removing unit CA2 according to the first embodiment uses the heartbeat frequency component removing unit CA2a to set a heartbeat passband (0.5 to 3.0 [Hz]) for the history waveform of the first output signal. The first passband waveform for heartbeat that has passed and the first passband waveform for respiration that has passed through the respiration passband (0.05 to 0.5 [Hz]) are generated by the respiration frequency component removing means CA2b. Further, the frequency component removing means CA2 of the first embodiment similarly applies to the history waveform of the second output signal, the second heartbeat passband waveform that has passed through the breathing passband by the heartbeat frequency component removing means CA2a. And a second respiratory passband waveform that has passed through the respiratory passband is generated by the respiratory frequency component removing means CA2b.

CA3:周波数成分強度演算手段
周波数成分強度演算手段CA3は、前記出力信号履歴記憶手段CA1に記憶された前記各出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する。実施例1の前記周波数成分強度演算手段CA3は、前記各出力信号の履歴の波形にどの周波数成分がどれだけの強度で含まれているかを高速で演算できる高速フーリエ変換(FFT:Fast Fourier Transform)により、前記周波数成分除去手段CA2により各通過帯域外の周波数成分が除去された前記第1心拍用通過帯域波形と、前記第1呼吸用通過帯域波形と、前記第2心拍用通過帯域波形と、前記第2呼吸用通過帯域波形とについて、それぞれ、各周波数成分の強度を演算する。なお、前記高速フーリエ変換を利用した周波数解析に関する技術は、例えば、特開2001−257611号公報や、特開2006−258786号公報等に記載されており、公知であるため、詳細な説明を省略する。
CA3: Frequency component intensity calculating means The frequency component intensity calculating means CA3 calculates the intensity of the frequency component included in the waveform of the history of each output signal stored in the output signal history storage means CA1 for each frequency component. The frequency component intensity calculation means CA3 according to the first embodiment can perform fast Fourier transform (FFT) that can calculate at high speed which frequency component is included in the history waveform of each output signal. Accordingly, the first heartbeat passband waveform, the first breathing passband waveform, and the second heartbeat passband waveform from which frequency components outside the respective passbands have been removed by the frequency component removing means CA2; The intensity of each frequency component is calculated for each of the second respiratory passband waveforms. The technique relating to the frequency analysis using the fast Fourier transform is described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2001-257611, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-258786, and the like, and is not described in detail. To do.

CA4:強度正規化手段
強度正規化手段CA4は、前記周波数成分強度演算手段CA3により演算された前記各通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度を正規化する。実施例1の前記強度正規化手段CA4は、前記第1心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度と、前記第2心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度とを比較可能な値にすると共に、前記第1呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度と、前記第2呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度とを比較可能な値にする正規化を実行する。具体的には、前記各通過帯域波形に含まれる全周波数成分の強度の合計値(全強度)を1とした場合の各周波数成分の強度の割合(率、比率、構成比、構成比率)を演算し、前記各割合を各周波数成分の強度の値とすることにより、前記各通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度を正規化する。
CA4: Intensity normalizing means The intensity normalizing means CA4 normalizes the intensity of each frequency component included in each passband waveform calculated by the frequency component intensity calculating means CA3. The intensity normalizing means CA4 according to the first embodiment can compare the intensity of each frequency component included in the first heartbeat passband waveform with the intensity of each frequency component included in the second heartbeat passband waveform. And normalizing the intensity of each frequency component included in the first respiratory passband waveform to a value that can be compared with the intensity of each frequency component included in the second respiratory passband waveform. Execute. Specifically, the intensity ratio (rate, ratio, composition ratio, composition ratio) of each frequency component when the total value (total intensity) of all the frequency components included in each passband waveform is 1. The intensity of each frequency component included in each passband waveform is normalized by calculating and setting each ratio as the value of the intensity of each frequency component.

CA5:合成強度演算手段
合成強度演算手段CA5は、心拍用合成強度演算手段CA5aと、呼吸用合成強度演算手段CA5bとを有し、前記周波数成分強度演算手段CA3により演算された前記各出力信号の履歴の波形の各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する。
CA5a:心拍用合成強度演算手段
心拍用合成強度演算手段CA5aは、前記強度正規化手段CA4により正規化された、前記第1心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度と、前記各周波数成分に対応する前記第2心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度との積を演算することにより、前記各心拍用通過帯域波形の周波数成分ごとの合成強度である心拍用合成強度を演算する。
CA5b:呼吸用合成強度演算手段
呼吸用合成強度演算手段CA5bは、前記第1呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度と、前記各周波数成分に対応する前記第2呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度との積を演算することにより、前記各呼吸用通過帯域波形の周波数成分ごとの合成強度である呼吸用合成強度を演算する。
CA5: Combined intensity calculating means The combined intensity calculating means CA5 includes a combined heart rate intensity calculating means CA5a and a combined intensity intensity calculating means CA5b for respiration, and each of the output signals calculated by the frequency component intensity calculating means CA3. A combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform is calculated for each frequency component.
CA5a: Heart rate synthetic intensity calculating means CA5a is an intensity of each frequency component included in the first heartbeat passband waveform normalized by the intensity normalizing means CA4, and each frequency. By calculating the product of the intensity of each frequency component included in the second heartbeat passband waveform corresponding to the component, the combined intensity for heartbeats, which is the combined intensity for each frequency component of each heartbeat passband waveform, is obtained. Calculate.
CA5b: Respiratory synthetic intensity calculating means Respiratory synthetic intensity calculating means CA5b includes the intensity of each frequency component included in the first respiratory passband waveform and the second respiratory passband waveform corresponding to each frequency component. By calculating the product of the intensities of the respective frequency components included in the respiration, the respiration combined intensity that is the combined intensity for each frequency component of the respiration passband waveform is calculated.

CA6:周波数成分抽出手段
周波数成分抽出手段CA6は、心拍成分抽出手段CA6aと、呼吸成分抽出手段CA6bと、体動成分抽出手段CA6cとを有し、前記合成強度演算手段CA5により演算された前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の心拍に対応する前記周波数成分である心拍成分と、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分と、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の前記周波数成分であって、前記被検体の体動に対応する前記周波数成分である体動成分とを抽出する。
CA6: Frequency component extraction means The frequency component extraction means CA6 has a heartbeat component extraction means CA6a, a respiratory component extraction means CA6b, and a body motion component extraction means CA6c, and the frequency calculated by the combined intensity calculation means CA5. Based on the combined intensity for each component, the heart rate component that is the frequency component corresponding to the heartbeat of the subject, the respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject, the heartbeat component and the respiratory component And the body motion component that is the frequency component corresponding to the body motion of the subject.

CA6a:心拍成分抽出手段
心拍成分抽出手段CA6aは、前記心拍用合成強度に基づいて、前記心拍成分を抽出する。実施例1の前記心拍成分抽出手段CA6aは、前記心拍用合成強度が最大となる周波数成分、いわゆる、ピーク周波数の周波数成分が前記心拍成分として抽出される。
CA6b:呼吸成分抽出手段
呼吸成分抽出手段CA6bは、前記呼吸用合成強度に基づいて、前記呼吸成分を抽出する。実施例1の前記呼吸成分抽出手段CA6bは、前記呼吸用合成強度が最大となるピーク周波数の周波数成分が前記呼吸成分として抽出される。
CA6c:体動成分抽出手段
体動成分抽出手段CA6cは、前記心拍用合成強度および前記呼吸用合成強度に基づいて、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の前記体動成分を抽出する。実施例1の前記呼吸成分抽出手段CA6bは、前記心拍用合成強度または前記呼吸用合成強度が2番目に大きい各周波数成分が前記体動成分として抽出される。
CA6a: Heartbeat component extracting means Heartbeat component extracting means CA6a extracts the heartbeat component based on the combined intensity for heartbeat. The heartbeat component extraction unit CA6a according to the first embodiment extracts a frequency component having the maximum heartbeat combined intensity, that is, a so-called peak frequency component as the heartbeat component.
CA6b: Respiratory component extracting means Respiratory component extracting means CA6b extracts the respiratory component based on the combined intensity for respiration. The respiratory component extraction means CA6b of Embodiment 1 extracts a frequency component having a peak frequency that maximizes the combined intensity for respiration as the respiratory component.
CA6c: Body motion component extracting means The body motion component extracting means CA6c extracts the body motion components other than the heart rate component and the respiratory component based on the combined heart rate intensity and the combined respiratory intensity. The respiratory component extraction means CA6b of Embodiment 1 extracts each frequency component having the second highest combined intensity for heartbeat or the combined intensity for breathing as the body movement component.

CA7:身体情報演算手段
身体情報演算手段C7は、前記心拍成分抽出手段CA6aにより抽出された前記心拍成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの心拍数[bpm:beats per minute,回/分]を演算する心拍数演算手段CA7aと、前記呼吸成分抽出手段CA6bにより抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数[bpm]を演算する呼吸数演算手段CA7bとを有し、前記被検体の身体情報である前記心拍数[bpm]および前記呼吸数[bpm]を演算する。実施例1の前記身体情報演算手段C7では、前記心拍成分の周波数を、f[Hz]とし、前記呼吸成分の周波数を、f[Hz]とし、前記心拍数を、h[bpm]、前記呼吸数を、r[bpm]とした場合に、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]は、以下の式(1−1),(1−2)により演算される。
CA7: Physical information calculation means The physical information calculation means C7 is based on the heart rate component extracted by the heart rate component extraction means CA6a, and the heart rate per unit time of the subject [bpm: beats per minute, times / min. ] Heart rate calculating means CA7a for calculating the respiratory rate [bpm] per unit time of the subject based on the respiratory component extracted by the respiratory component extracting means CA6b; The heart rate [bpm] and the respiration rate [bpm], which are the body information of the subject, are calculated. In the body information calculation unit C7 of the first embodiment, the frequency of the heartbeat component is f h [Hz], the frequency of the respiratory component is f r [Hz], and the heart rate is h [bpm], When the respiration rate is r [bpm], the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] are calculated by the following equations (1-1) and (1-2).

h=f×60 …(1−1)
r=f×60 …(1−2)
すなわち、実施例1では、心拍用通過帯域(0.5〜3.0[Hz])内の心拍数h[bpm]は、前記式(1−1)により、30〜180[bpm]であることがわかる。また、呼吸用通過帯域(0.05〜0.5[Hz])内の呼吸数r[bpm]は、前記式(1−1)により、3〜30[bpm]であることがわかる。
h = f h × 60 (1-1)
r = f r × 60 (1-2)
That is, in Example 1, the heart rate h [bpm] within the heart rate passband (0.5 to 3.0 [Hz]) is 30 to 180 [bpm] according to the equation (1-1). I understand that. Moreover, it turns out that the respiration rate r [bpm] in the passband for respiration (0.05-0.5 [Hz]) is 3-30 [bpm] by said Formula (1-1).

CA8:身体情報記憶手段
身体情報記憶手段CA8は、前記身体情報演算手段C7により演算された前記被検体の身体情報である前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を記憶する。
CA9:身体情報測定判別手段
身体情報測定判別手段CA9は、測定間隔(測定時間)を計時する測定用タイマ(測定時間計時手段)TMを有し、前記各出力信号の履歴の波形が記憶されて前記被検体の身体情報を測定する各測定間隔が計時されたか否かを判別する。
CA8: Physical information storage means The physical information storage means CA8 stores the heart rate h [bpm] and the respiratory rate r [bpm], which are the physical information of the subject calculated by the physical information calculation means C7.
CA9: Physical information measurement discriminating means The physical information measurement discriminating means CA9 has a measuring timer (measurement time measuring means) TM for measuring the measurement interval (measurement time), and stores the history waveform of each output signal. It is determined whether or not each measurement interval for measuring the body information of the subject has been timed.

(身体情報告知プログラムAP2)
また、前記身体情報告知プログラムAP2は、下記の機能手段(プログラムモジュール)を有する。
CA10:身体情報送信手段
身体情報送信手段CA10は、後述する受信用クライアントパソコンPCbの身体情報受信手段CB10に対して、前記身体情報記憶手段CA8に記憶された前記被検体の身体情報である前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を送信する。
(Physical information notification program AP2)
The physical information notification program AP2 has the following functional means (program module).
CA10: Physical information transmission means The physical information transmission means CA10 is the heart information which is the physical information of the subject stored in the physical information storage means CA8 with respect to the physical information reception means CB10 of the receiving client personal computer PCb described later. The number h [bpm] and the respiration rate r [bpm] are transmitted.

図5は本発明の実施例1の身体情報画像の説明図である。
CA11:身体情報画像表示手段
身体情報画像表示手段CA11は、図5に示す、前記身体情報演算手段C7により演算された前記被検体の身体情報である前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を告知する身体情報画像101を前記ディスプレイH2に表示する。
CA12:就床判別手段
就床判別手段CA12は、前記被検体がマットレス1bに横たわっているか否かを判別する。実施例1の前記就床判別手段CA12は、前記被検体検知部材SN3が前記被検体を検知し、且つ、前記心拍数h[bpm]または前記呼吸数r[bpm]が演算されている場合に、前記被検体がマットレス1bに横たわっていると判別する。
FIG. 5 is an explanatory diagram of a physical information image according to the first embodiment of the present invention.
CA11: Physical information image display means The physical information image display means CA11 is shown in FIG. 5, wherein the heart rate h [bpm] and the respiratory rate r, which are physical information of the subject calculated by the physical information calculation means C7. The physical information image 101 that announces [bpm] is displayed on the display H2.
CA12: Bed determination means The bed determination means CA12 determines whether or not the subject is lying on the mattress 1b. The bed determination unit CA12 according to the first embodiment is configured when the subject detection member SN3 detects the subject and the heart rate h [bpm] or the respiration rate r [bpm] is calculated. It is determined that the subject is lying on the mattress 1b.

CA13:離床判別手段
離床判別手段CA13は、前記被検体がベッド1から離れたか否かを判別する。実施例1の前記離床判別手段CA13は、前記被検体検知部材SN3が前記被検体を検知しておらず、且つ、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]がいずれも演算されてない場合に、前記被検体が前記ベッド1から離れたと判別する。
CA14:離床告知手段
離床告知手段CA14は、離床告知情報送信手段CA14aと、離床告知画像表示手段CA14bとを有し、前記離床判別手段CA13により、前記被検体がベッド1から離れたと判別された場合に、前記被検体がベッド1から離れたことを告知する。
CA14a:離床告知情報送信手段
離床告知情報送信手段CA14aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの離床告知情報受信手段CB14aに対して、前記被検体がベッド1から離れたことを告知する離床告知情報を送信する。
CA13: Bed leaving determination means The bed leaving determination means CA13 determines whether the subject has left the bed 1 or not. In the bed leaving determination unit CA13 according to the first embodiment, the subject detection member SN3 does not detect the subject, and both the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] are calculated. If not, it is determined that the subject has left the bed 1.
CA14: Get-off notification means The get-off notice means CA14 has a get-off notice information transmission means CA14a and a get-off notice image display means CA14b, and when the subject is determined to have left the bed 1 by the get-off determination means CA13. In addition, the fact that the subject has left the bed 1 is notified.
CA14a: Get-off notice information sending means The get-off notice information sending means CA 14a gives the get-off notice information for notifying the get-off notice information receiving means CB 14a of the receiving client personal computer PCb described later that the subject has left the bed 1. Send.

図6は本発明の実施例1の各告知画像の説明図であり、図6Aは離床告知画像の説明図であり、図6Bは長期離床告知画像の説明図であり、図6Cは心拍異常告知画像の説明図であり、図6Dは呼吸異常告知画像の説明図であり、図6Eは長期無呼吸告知画像の説明図であり、図6Fは寝返告知画像の説明図であり、図6Gは長期未寝返告知画像の説明図である。
CA14b:離床告知画像表示手段
離床告知画像表示手段CA14bは、図6Aに示す、前記離床告知情報を示す離床告知画像102を前記ディスプレイH2に表示する。
CA15:離床時間計時手段
離床時間計時手段CA15は、前記被検体がベッド1から離れたと判別されてからの経過時間である離床時間を計時する離床用タイマTM′を有し、離床用タイマTM′により、前記離床時間を計時する。
6 is an explanatory diagram of each notification image according to the first embodiment of the present invention, FIG. 6A is an explanatory diagram of a bed leaving notification image, FIG. 6B is an explanatory diagram of a long-term bed leaving notification image, and FIG. 6C is a heartbeat abnormality notification. 6D is an explanatory diagram of a respiratory abnormality notification image, FIG. 6E is an explanatory diagram of a long-term apnea notification image, FIG. 6F is an explanatory diagram of a sleep notification image, and FIG. It is explanatory drawing of a non-sleeping notification image.
CA14b: Get-off notification image display means The get-off notice image display means CA14b displays the get-off notice image 102 showing the get-off notice information shown in FIG. 6A on the display H2.
CA15: bed leaving time measuring means The bed leaving time measuring means CA15 has a bed leaving timer TM 'for measuring a bed leaving time which is an elapsed time since it is determined that the subject has left the bed 1. The bed leaving timer TM' To measure the bed leaving time.

CA16:長期離床判別手段
長期離床判別手段CA16は、前記被検体がベッド1から長期間離れているか否かを判別する。実施例1の前記長期離床判別手段CA16は、前記離床時間計時手段CA15により、計時中の前記離床時間が予め設定された離床判別用閾値を超えた場合に、前記被検体がベッド1から長期間離れていると判別する。
CA17:長期離床告知手段
長期離床告知手段CA17は、長期離床告知情報送信手段CA17aと、長期離床告知画像表示手段CA17bとを有し、前記長期離床判別手段CA16により、前記被検体がベッド1から長期間離れていると判別された場合に、前記被検体がベッド1から長期間離れていることを告知する。
CA17a:長期離床告知情報送信手段
長期離床告知情報送信手段CA17aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの長期離床告知情報受信手段CB17aに対して、前記被検体がベッド1から長期間離れていることを告知する長期離床告知情報を送信する。
CA16: Long-term bed leaving determination means The long-term bed leaving determination means CA16 determines whether or not the subject is away from the bed 1 for a long time. The long-term bed leaving determination unit CA16 according to the first embodiment is configured such that when the bed leaving time during the measurement exceeds a preset bed detection threshold by the bed leaving time measuring unit CA15, the subject moves from the bed 1 for a long time. Determine that you are away.
CA17: Long-term bed leaving notice means The long-term bed leaving notice means CA17 has a long-term bed leaving notice information transmitting means CA17a and a long-term bed leaving notice image display means CA17b. When it is determined that the subject is away from the period, the subject is informed that the subject has been away from the bed 1 for a long period of time.
CA17a: Long-term bed announcement information transmitting means Long-term bed announcement information transmitting means CA17a indicates that the subject is away from the bed 1 for a long time with respect to long-term bed announcement information receiving means CB17a of the receiving client personal computer PCb described later. Send long-term bed announcement information to be notified.

CA17b:長期離床告知画像表示手段
長期離床告知画像表示手段CA17bは、図6Bに示す、前記長期離床告知情報を示す長期離床告知画像103を前記ディスプレイH2に表示する。
CA18:心拍異常判別手段
心拍異常判別手段CA18は、前記被検体の心拍が異常な状態であるか否かを判別する。実施例1の前記心拍異常判別手段CA18は、前記被検体検知部材SN3が前記被検体を検知し、且つ、前記心拍数h[bpm]が予め設定された最小心拍数から最大心拍数までの心拍用正常範囲外である場合に、前記被検体の心拍が異常な状態であると判別する。なお、実施例1では、前記心拍用正常範囲の最小心拍数が、40[bpm]、最大心拍数が、100[bpm]に予め設定されており、前記心拍用正常範囲は、40〜100[bpm]に設定されている。よって、前記心拍数h[bpm]が、40[bpm]より小さい場合は、徐脈と判別され、100[bpm]より大きい場合は、頻脈と判別される。
CA17b: Long-term bed announcement image display means The long-term bed announcement image display means CA17b displays the long-term bed announcement image 103 showing the long-term bed announcement information shown in FIG. 6B on the display H2.
CA18: Heartbeat abnormality determining means The heartbeat abnormality determining means CA18 determines whether or not the subject's heartbeat is in an abnormal state. In the heartbeat abnormality determining means CA18 according to the first embodiment, the subject detection member SN3 detects the subject and the heart rate h [bpm] is a preset heart rate from a minimum heart rate to a maximum heart rate. When it is out of the normal range for use, it is determined that the heartbeat of the subject is abnormal. In Example 1, the minimum heart rate of the normal heart rate range is preset to 40 [bpm], the maximum heart rate is set to 100 [bpm], and the normal heart rate range is 40 to 100 [bpm]. bpm]. Therefore, when the heart rate h [bpm] is less than 40 [bpm], it is determined as bradycardia, and when it is greater than 100 [bpm], it is determined as tachycardia.

CA19:心拍異常告知手段
心拍異常告知手段CA19は、心拍異常告知情報送信手段CA19aと、心拍異常告知画像表示手段CA19bとを有し、前記心拍異常判別手段CA18により、前記被検体の心拍が異常な状態であると判別された場合に、前記被検体の心拍が異常な状態であることを告知する。
CA19a:心拍異常告知情報送信手段
心拍異常告知情報送信手段CA19aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの心拍異常告知情報受信手段CB19aに対して、前記被検体の心拍が異常な状態であることを告知する心拍異常告知情報を送信する。
CA19: Heartbeat abnormality notification means The heartbeat abnormality notification means CA19 has a heartbeat abnormality notification information transmission means CA19a and a heartbeat abnormality notification image display means CA19b, and the heartbeat abnormality determining means CA18 makes the heartbeat of the subject abnormal. If it is determined that the subject is in a state, the subject is informed that the heartbeat of the subject is abnormal.
CA19a: Heartbeat abnormality notification information transmission means The heartbeat abnormality notification information transmission means CA19a notifies the heartbeat abnormality notification information reception means CB19a of the receiving client personal computer PCb described later that the heartbeat of the subject is abnormal. Send heart rate abnormality notification information.

CA19b:心拍異常告知画像表示手段
心拍異常告知画像表示手段CA19bは、図6Cに示す、前記心拍異常告知情報を示す心拍異常告知画像104を前記ディスプレイH2に表示する。
CA20:呼吸異常判別手段
呼吸異常判別手段CA20は、前記被検体の呼吸が異常な状態であるか否かを判別する。実施例1の前記呼吸異常判別手段CA20は、前記被検体検知部材SN3が前記被検体を検知し、且つ、前記呼吸数r[bpm]が予め設定された最小呼吸数から最大呼吸数までの呼吸用正常範囲外である場合に、前記被検体の呼吸が異常な状態であると判別する。なお、実施例1では、前記呼吸用正常範囲の最小呼吸数が、10[bpm]、最大呼吸数が、25[bpm]に予め設定されており、前記呼吸用正常範囲は、10〜25[bpm]に設定されている。よって、前記呼吸数r[bpm]が、10[bpm]より小さい場合は、徐呼吸と判別され、25[bpm]より大きい場合は、頻呼吸と判別される。
CA19b: Heartbeat abnormality notification image display means The heartbeat abnormality notification image display means CA19b displays the heartbeat abnormality notification image 104 indicating the heartbeat abnormality notification information shown in FIG. 6C on the display H2.
CA20: Respiratory abnormality determining means Respiratory abnormality determining means CA20 determines whether or not the subject's respiration is in an abnormal state. In the respiratory abnormality determining means CA20 according to the first embodiment, the subject detection member SN3 detects the subject, and the respiratory rate r [bpm] is preset from the minimum respiratory rate to the maximum respiratory rate. When it is outside the normal range for use, it is determined that the subject's breathing is in an abnormal state. In Example 1, the minimum respiratory rate of the normal breathing range is preset to 10 [bpm], the maximum respiratory rate is set to 25 [bpm], and the normal breathing range is 10 to 25 [bpm]. bpm]. Therefore, when the respiration rate r [bpm] is smaller than 10 [bpm], it is determined as slow breathing, and when it is larger than 25 [bpm], it is determined as tachyrespiration.

CA21:呼吸異常告知手段
呼吸異常告知手段CA21は、呼吸異常告知情報送信手段CA21aと、呼吸異常告知画像表示手段CA21bとを有し、前記呼吸異常判別手段CA20により、前記被検体の呼吸が異常な状態であると判別された場合に、前記被検体の呼吸が異常な状態であることを告知する。
CA21a:呼吸異常告知情報送信手段
呼吸異常告知情報送信手段CA21aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの呼吸異常告知情報受信手段CB21aに対して、前記被検体の呼吸が異常な状態であることを告知する呼吸異常告知情報を送信する。
CA21: Respiratory abnormality notification means Respiratory abnormality notification means CA21 has a respiratory abnormality notification information transmission means CA21a and a respiratory abnormality notification image display means CA21b, and the respiratory abnormality determination means CA20 causes abnormal breathing of the subject. When it is determined that the subject is in a state, the fact that the subject's breathing is in an abnormal state is notified.
CA21a: Respiratory abnormality notification information transmitting means Respiratory abnormality notification information transmitting means CA21a notifies the respiratory abnormality notification information receiving means CB21a of the receiving client personal computer PCb, which will be described later, that the respiration of the subject is abnormal. Send breathing abnormality notification information.

CA21b:呼吸異常告知画像表示手段
呼吸異常告知画像表示手段CA21bは、図6Dに示す、前記呼吸異常告知情報を示す呼吸異常告知画像106を前記ディスプレイH2に表示する。
CA22:無呼吸判別手段
無呼吸判別手段CA22は、前記被検体が無呼吸状態になったか否かを判別する。実施例1の前記無呼吸判別手段CA22は、前記被検体検知部材SN3が前記被検体を検知し、且つ、前記呼吸数r[bpm]が演算されていない場合に、前記被検体が無呼吸状態になったと判別する。
CA21b: Respiratory abnormality notification image display means Respiration abnormality notification image display means CA21b displays a respiratory abnormality notification image 106 indicating the respiratory abnormality notification information shown in FIG. 6D on the display H2.
CA22: Apnea determining means The apnea determining means CA22 determines whether or not the subject is in an apnea state. The apnea discrimination means CA22 of Example 1 is configured so that the subject is in an apnea state when the subject detection member SN3 detects the subject and the respiration rate r [bpm] is not calculated. It is determined that it has become.

CA23:無呼吸時間計時手段
無呼吸時間計時手段CA23は、無呼吸用カウンタ(測定回数計数手段)iを有し、前記被検体が無呼吸状態になったと判別されてからの経過時間である無呼吸時間を計時する。実施例1の前記無呼吸時間計時手段CA23は、前記無呼吸用カウンタiにより、前記測定用タイマTMが測定間隔を計時した回数を計数することにより、無呼吸時間を計時する。すなわち、測定間隔をTM1とし、無呼吸時間をTM2とした場合に、以下の式(2−1)を演算することにより、無呼吸時間TM2が演算される。
TM2=i×TM1 …(2−1)
CA23: Apnea time measuring means The apnea time measuring means CA23 has an apnea counter (measurement frequency counting means) i, and is an elapsed time since it is determined that the subject is in an apnea state. Timing breathing time. The apnea time measuring means CA23 of Example 1 measures the apnea time by counting the number of times the measurement timer TM measures the measurement interval by the apnea counter i. That is, when the measurement interval is TM1 and the apnea time is TM2, the apnea time TM2 is calculated by calculating the following equation (2-1).
TM2 = i × TM1 (2-1)

CA24:長期無呼吸判別手段
長期無呼吸判別手段CA24は、前記被検体が長期間無呼吸状態であるか否かを判別する。実施例1の前記長期無呼吸判別手段CA24は、前記無呼吸用カウンタiが予め設定された無呼吸判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が長期間無呼吸状態であると判別する。具体的には、前記無呼吸判別用閾値を、Siとした場合に、i>Siが成立するか否かを判別することにより、前記被検体が長期間無呼吸状態であるか否かを判別する。
CA25:長期無呼吸告知手段
長期無呼吸告知手段CA25は、長期無呼吸告知情報送信手段CA25aと、長期無呼吸告知画像表示手段CA25bとを有し、前記長期無呼吸判別手段CA24により、前記被検体が長期間無呼吸状態であると判別された場合に、前記被検体が長期間無呼吸状態であることを告知する。
CA25a:長期無呼吸告知情報送信手段
長期無呼吸告知情報送信手段CA25aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの長期無呼吸告知情報受信手段CB25aに対して、前記被検体が長期間無呼吸状態であることを告知する長期無呼吸告知情報を送信する。
CA24: Long-term apnea determination means The long-term apnea determination means CA24 determines whether or not the subject is in an apnea state for a long time. The long-term apnea discriminating means CA24 of Example 1 discriminates that the subject is in the apnea state for a long time when the apnea counter i exceeds a preset apnea discrimination threshold. Specifically, when the apnea determination threshold is Si, it is determined whether or not i> Si is satisfied, thereby determining whether or not the subject is in an apnea state for a long time. To do.
CA25: Long-term apnea notification means The long-term apnea notification means CA25 has long-term apnea notification information transmission means CA25a and long-term apnea notification image display means CA25b. If the subject is determined to be in an apnea state for a long time, the subject is informed that the subject is in an apnea state for a long time.
CA25a: Long-term apnea notification information transmitting means Long-term apnea notification information transmitting means CA25a is the long-term apnea notification information receiving means CB25a of the receiving client personal computer PCb described later. Send long-term apnea notification information to notify you.

CA25b:長期無呼吸告知画像表示手段
長期無呼吸告知画像表示手段CA25bは、図6Eに示す、前記長期無呼吸告知情報を示す長期無呼吸告知画像107を前記ディスプレイH2に表示する。
CA26:寝返判別手段
寝返判別手段CA26は、前記被検体が寝返りを行ったか否かを判別する。実施例1の前記寝返判別手段CA26は、前記呼吸成分抽出手段CA6bにより抽出された前記心拍用合成強度が2番目に大きい前記体動成分、または、前記呼吸用合成強度が2番目に大きい前記体動成分の各強度のいずれかが、予め設定された寝返判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が寝返りを行ったと判別する。
CA25b: Long-term apnea notification image display means The long-term apnea notification image display means CA25b displays the long-term apnea notification image 107 indicating the long-term apnea notification information shown in FIG. 6E on the display H2.
CA26: Laying-down discriminating means The lying-down discriminating means CA26 discriminates whether or not the subject has turned over. The turn-over discriminating means CA26 according to the first embodiment is configured such that the body motion component having the second highest combined strength for heart rate extracted by the respiratory component extracting means CA6b or the body having the second highest combined strength for breathing. When any one of the intensities of the dynamic component exceeds a preset turning determination threshold, it is determined that the subject has turned over.

CA27:寝返告知手段
寝返告知手段CA27は、寝返告知情報送信手段CA27aと、寝返告知画像表示手段CA27bとを有し、前記寝返判別手段CA26により、前記被検体が寝返りを行ったと判別された場合に、前記被検体が寝返りを行ったことを告知する。
CA27a:寝返告知情報送信手段
寝返告知情報送信手段CA27aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの寝返告知情報受信手段CB27aに対して、前記被検体が寝返りを行ったことを告知する寝返告知情報を送信する。
CA27: Sleeping notification means The sleeping notification means CA27 includes a sleeping notification information transmitting means CA27a and a sleeping notification image display means CA27b, and when it is determined by the sleep determination means CA26 that the subject has turned over. , Announce that the subject has turned over.
CA27a: sleeping notification information transmitting means The sleeping notification information transmitting means CA27a transmits the sleeping notification information for notifying that the subject has turned to the sleeping notification information receiving means CB27a of the receiving client personal computer PCb described later. To do.

CA27b:寝返告知画像表示手段
寝返告知画像表示手段CA27bは、図6Fに示す、前記寝返告知情報を示す寝返告知画像108を前記ディスプレイH2に表示する。
CA28:未寝返時間計時手段
未寝返時間計時手段CA28は、未寝返用カウンタ(測定回数計数手段)jを有し、前記被検体が寝返りを行ったと判別されてからの経過時間である未寝返時間を計時する。実施例1の前記未寝返時間計時手段CA28は、前記未寝返用カウンタjにより、前記測定用タイマTMが測定間隔を計時した回数を計数することにより、未寝返時間を計時する。すなわち、測定間隔をTM1とし、未寝返時間をTM3とした場合に、以下の式(2−2)を演算することにより、未寝返時間TM3が演算される。
TM3=j×TM1 …(2−2)
CA29:長期未寝返判別手段
長期未寝返判別手段CA29は、前記被検体が長期間寝返りを行っていないか否かを判別する。実施例1の前記長期未寝返判別手段CA29は、前記未寝返用カウンタjが予め設定された未寝返判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないと判別する。具体的には、前記未寝返判別用閾値を、Sjとした場合に、j>Sjが成立するか否かを判別することにより、前記被検体が長期間寝返りを行っていないか否かを判別する。
CA27b: Sleep notification image display means The sleep notification image display means CA27b displays the sleep notification image 108 indicating the sleep notification information shown in FIG. 6F on the display H2.
CA28: Non-sleeping time measuring means The non-sleeping time counting means CA28 has a non-sleeping counter (measurement number counting means) j, and is the non-sleeping time that is an elapsed time since it was determined that the subject has turned over. Time. The non-sleeping time counting means CA28 according to the first embodiment counts the number of times when the measurement timer TM times the measurement interval by the non-sleeping counter j, thereby counting the non-sleeping time. That is, when the measurement interval is TM1 and the non-sleeping time is TM3, the non-sleeping time TM3 is calculated by calculating the following equation (2-2).
TM3 = j × TM1 (2-2)
CA29: Long-term non-sleeping determination means The long-term non-sleeping determination means CA29 determines whether or not the subject has not laid down for a long time. The long-term non-sleep determination means CA29 according to the first embodiment determines that the subject has not laid down for a long time when the non-sleep counter j exceeds a preset non-sleep determination threshold. Specifically, it is determined whether or not the subject has not laid down for a long period of time by determining whether or not j> Sj is satisfied when the threshold for determining unturned is Sj. To do.

CA30:長期未寝返告知手段
長期未寝返告知手段CA30は、長期未寝返告知情報送信手段CA30aと、長期未寝返告知画像表示手段CA30bとを有し、前記長期未寝返判別手段CA29により、前記被検体が長期間寝返りを行っていないと判別された場合に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを告知する。
CA30a:長期未寝返告知情報送信手段
長期未寝返告知情報送信手段CA30aは、後述する受信用クライアントパソコンPCbの長期未寝返告知情報受信手段CB30aに対して、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを告知する長期未寝返告知情報を送信する。
CA30b:長期未寝返告知画像表示手段
長期未寝返告知画像表示手段CA30bは、図6Gに示す、前記長期未寝返告知情報を示す長期未寝返告知画像109を前記ディスプレイH2に表示する。
CA30: Long-term unsleeping notification means Long-term unsleeping notification means CA30 includes long-term unsleeping notification information transmitting means CA30a and long-term unsleeping notification image display means CA30b. When it is determined that the subject has not turned over for a long time, the subject is informed that the subject has not turned over for a long time.
CA30a: Long-term unsleeping notification information transmitting means Long-term unsleeping notification information transmitting means CA30a is not subject to the long-term unsleeping notification information receiving means CB30a of the receiving client personal computer PCb described later. Send long-term unannounced notice information to notify you.
CA30b: Long-term unsleeping notification image display means The long-term unsleeping notification image display means CA30b displays the long-term unsleeping notification image 109 indicating the long-term unsleeping notification information shown in FIG. 6G on the display H2.

(受信用クライアントパソコンPCbのコンピュータ本体H1の制御部の説明)
また、前記受信用クライアントパソコンPCbのハードディスクドライブについても、前記受信用クライアントパソコンPCbの基本動作を制御する基本ソフト(オペレーティングシステム)OSや、アプリケーションプログラムとしての身体情報告知プログラムAP3その他の図示しないソフトウェアが記憶されている。
(Description of the control unit of the computer main body H1 of the receiving client personal computer PCb)
The hard disk drive of the receiving client personal computer PCb also includes a basic software (operating system) OS for controlling basic operations of the receiving client personal computer PCb, a physical information notification program AP3 as an application program, and other software (not shown). It is remembered.

(身体情報告知プログラムAP3)
前記身体情報告知プログラムAP3は、下記の機能手段(プログラムモジュール)を有する。
CB10:身体情報受信手段
身体情報受信手段CB10は、前記身体情報送信手段CA10により送信された前記被検体の身体情報である前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を受信する。
(Physical information notification program AP3)
The physical information notification program AP3 includes the following functional means (program modules).
CB10: Physical information receiving means The physical information receiving means CB10 receives the heart rate h [bpm] and the respiratory rate r [bpm], which are the physical information of the subject transmitted by the physical information transmitting means CA10.

CB11:身体情報画像表示手段
身体情報画像表示手段CB11は、前記身体情報受信手段CB10により受信した前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を、図5に示す前記身体情報画像101として前記ディスプレイH2に表示する。
CB14:離床告知手段
離床告知手段CB14は、離床告知情報受信手段CB14aと、離床告知画像表示手段CB14bとを有し、前記離床告知手段CA14と同様に、前記被検体がベッド1から離れたことを告知する。
CB14a:離床告知情報受信手段
離床告知情報受信手段CB14aは、前記離床告知情報送信手段CA14aにより送信された前記離床告知情報を受信する。
CB14b:離床告知画像表示手段
離床告知画像表示手段CB14bは、前記離床告知情報受信手段CB14aにより受信した前記離床告知情報を、図6Aに示す前記離床告知画像102として前記ディスプレイH2に表示する。
CB11: Physical information image display means The physical information image display means CB11 uses the physical information image 101 shown in FIG. 5 as the heart rate h [bpm] and the respiratory rate r [bpm] received by the physical information reception means CB10. Is displayed on the display H2.
CB14: Get-off notification means The get-off notice means CB14 has a get-off notice information receiving means CB14a and a get-off notice image display means CB14b, and, like the get-off notice means CA14, that the subject has left the bed 1. Notice.
CB14a: Get-off notice information receiving means The get-off notice information receiving means CB14a receives the get-off notice information transmitted by the get-off notice information transmitting means CA 14a.
CB14b: Get-off notification image display means The get-off notice image display means CB14b displays the get-off notice information received by the get-off notice information receiving means CB14a on the display H2 as the get-off notice image 102 shown in FIG. 6A.

CB17:長期離床告知手段
長期離床告知手段CB17は、長期離床告知情報受信手段CB17aと、長期離床告知画像表示手段CA17bとを有し、前記長期離床告知手段CA17と同様に、前記被検体がベッド1から長期間離れていることを告知する。
CB17a:長期離床告知情報受信手段
長期離床告知情報受信手段CB17aは、前記長期離床告知情報送信手段CA17aにより送信された前記長期離床告知情報を受信する。
CA17b:長期離床告知画像表示手段
長期離床告知画像表示手段CA17bは、前記長期離床告知情報受信手段CB17aにより受信した前記長期離床告知情報を、図6Bに示す前記長期離床告知画像103として前記ディスプレイH2に表示する。
CB17: Long-term bed leaving notice means The long-term bed leaving notice means CB17 has a long-term bed leaving notice information receiving means CB17a and a long-term bed leaving notice image display means CA17b. Announce that you have been away for a long time.
CB17a: Long-term bed announcement information receiving means The long-term bed announcement information receiving means CB17a receives the long-term bed announcement information transmitting means CA17a.
CA17b: Long-term bed announcement image display means Long-term bed announcement image display means CA17b displays the long-term bed announcement information received by the long-term bed announcement information reception means CB17a on the display H2 as the long-term bed announcement image 103 shown in FIG. 6B. indicate.

CB19:心拍異常告知手段
心拍異常告知手段CB19は、心拍異常告知情報受信手段CB19aと、心拍異常告知画像表示手段CB19bとを有し、前記心拍異常告知手段CA19と同様に、前記被検体の心拍が異常な状態であることを告知する。
CB19a:心拍異常告知情報受信手段
心拍異常告知情報受信手段CB19aは、前記心拍異常告知情報送信手段CA19aにより送信された前記心拍異常告知情報を受信する。
CB19b:心拍異常告知画像表示手段
心拍異常告知画像表示手段CB19bは、前記心拍異常告知情報受信手段CB19aにより受信した前記心拍異常告知情報を、図6Cに示す前記心拍異常告知画像104として前記ディスプレイH2に表示する。
CB19: Heartbeat abnormality notification means The heartbeat abnormality notification means CB19 has a heartbeat abnormality notification information receiving means CB19a and a heartbeat abnormality notification image display means CB19b. Like the heartbeat abnormality notification means CA19, the heartbeat of the subject is detected. Announce an abnormal condition.
CB19a: Heartbeat abnormality notification information receiving means Heartbeat abnormality notification information receiving means CB19a receives the heartbeat abnormality notification information transmitted by the heartbeat abnormality notification information transmitting means CA19a.
CB19b: Heartbeat abnormality notification image display means The heartbeat abnormality notification image display means CB19b displays the heartbeat abnormality notification information received by the heartbeat abnormality notification information reception means CB19a on the display H2 as the heartbeat abnormality notification image 104 shown in FIG. 6C. indicate.

CB21:呼吸異常告知手段
呼吸異常告知手段CB21は、呼吸異常告知情報受信手段CB21aと、呼吸異常告知画像表示手段CB21bとを有し、前記呼吸異常告知手段CA21と同様に、前記被検体の呼吸が異常な状態であることを告知する。
CB21a:呼吸異常告知情報受信手段
呼吸異常告知情報受信手段CB21aは、前記呼吸異常告知情報送信手段CA21aにより送信された前記呼吸異常告知情報を受信する。
CB21b:呼吸異常告知画像表示手段
呼吸異常告知画像表示手段CB21bは、前記呼吸異常告知情報受信手段CB21aにより受信した前記呼吸異常告知情報を、図6Dに示す前記呼吸異常告知画像106として前記ディスプレイH2に表示する。
CB21: Respiratory abnormality notification means Respiratory abnormality notification means CB21 has a respiratory abnormality notification information receiving means CB21a and a respiratory abnormality notification image display means CB21b. Like the respiratory abnormality notification means CA21, breathing of the subject is performed. Announce an abnormal condition.
CB21a: Respiratory abnormality notification information receiving means Respiratory abnormality notification information receiving means CB21a receives the respiratory abnormality notification information transmitted by the respiratory abnormality notification information transmitting means CA21a.
CB21b: Respiratory abnormality notification image display means Respiration abnormality notification image display means CB21b displays the respiratory abnormality notification information received by the respiratory abnormality notification information receiving means CB21a on the display H2 as the respiratory abnormality notification image 106 shown in FIG. 6D. indicate.

CB25:長期無呼吸告知手段
長期無呼吸告知手段CB25は、長期無呼吸告知情報受信手段CB25aと、長期無呼吸告知画像表示手段CB25bとを有し、前記長期無呼吸告知手段CA25と同様に、前記被検体が長期間無呼吸状態であることを告知する。
CB25a:長期無呼吸告知情報受信手段
長期無呼吸告知情報受信手段CB25aは、前記呼吸異常告知情報送信手段CA21aにより送信された前記長期無呼吸告知情報を受信する。
CB25b:長期無呼吸告知画像表示手段
長期無呼吸告知画像表示手段CB25bは、前記長期無呼吸告知情報受信手段CB25aにより受信した前記長期無呼吸告知情報を、図6Eに示す前記長期無呼吸告知画像107として前記ディスプレイH2に表示する。
CB25: Long-term apnea notification means The long-term apnea notification means CB25 has a long-term apnea notification information reception means CB25a and a long-term apnea notification image display means CB25b. Announce that the subject has been in apnea for a long time.
CB25a: Long-term apnea notification information receiving means The long-term apnea notification information receiving means CB25a receives the long-term apnea notification information transmitted by the respiratory abnormality notification information transmitting means CA21a.
CB25b: Long-term apnea notification image display means The long-term apnea notification image display means CB25b uses the long-term apnea notification information received by the long-term apnea notification information reception means CB25a as the long-term apnea notification image 107 shown in FIG. Is displayed on the display H2.

CB27:寝返告知手段
寝返告知手段CB27は、寝返告知情報受信手段CB27aと、寝返告知画像表示手段CB27bとを有し、前記寝返告知手段CA27と同様に、前記被検体が寝返りを行ったことを告知する。
CB27a:寝返告知情報受信手段
寝返告知情報受信手段CB27aは、前記寝返告知情報送信手段CA27aにより送信された前記寝返告知情報を受信する。
CB27b:寝返告知画像表示手段
寝返告知画像表示手段CB27bは、前記寝返告知情報受信手段CB27aにより受信した前記寝返告知情報を、図6Fに示す前記寝返告知画像108として前記ディスプレイH2に表示する。
CB27: Sleep notification means The sleep notification means CB27 has a sleep notification information receiving means CB27a and a sleep notification image display means CB27b, and, like the sleep notification means CA27, notifies that the subject has turned over. To do.
CB27a: Sleep notification information receiving means The sleep notification information receiving means CB27a receives the sleep notification information transmitted by the sleep notification information transmitting means CA27a.
CB27b: Sleep notification image display means The sleep notification image display means CB27b displays the sleep notification information received by the sleep notification information receiving means CB27a on the display H2 as the sleep notification image 108 shown in FIG. 6F.

CB30:長期未寝返告知手段
長期未寝返告知手段CB30は、長期未寝返告知情報受信手段CB30aと、長期未寝返告知画像表示手段CB30bとを有し、前記長期未寝返告知手段CA30と同様に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを告知する。
CB30a:長期未寝返告知情報受信手段
長期未寝返告知情報受信手段CB30aは、前記長期未寝返告知情報送信手段CA30aにより送信された前記長期未寝返告知情報を受信する。
CB30b:長期未寝返告知画像表示手段
長期未寝返告知画像表示手段CB30bは、前記長期未寝返告知情報受信手段CB30aにより受信した前記長期未寝返告知情報を、図6Gに示す前記長期未寝返告知画像109として前記ディスプレイH2に表示する。
CB30: Long-term unsleeping notification means The long-term unsleeping notification means CB30 includes a long-term unsleeping notification information receiving means CB30a and a long-term unsleeping notification image display means CB30b. Announce that the subject has not been turned over for a long time.
CB30a: Long-term unsleeping notification information receiving means Long-term unsleeping notification information receiving means CB30a receives the long-term unsleeping notification information transmitting means CA30a.
CB30b: Long-term unsleeping notification image display means The long-term unsleeping notification image display means CB30b represents the long-term unsleeping notification information received by the long-term unsleeping notification information receiving means CB30a as the long-term unsleeping notification image 109 shown in FIG. 6G. Is displayed on the display H2.

(実施例1のフローチャートの説明)
次に、実施例1の前記測定用クライアントパソコンPCaの各プログラムAP1,AP2の処理の流れをフローチャートを使用して説明する。なお、実施例1の前記受信用クライアントパソコンPCbの身体情報告知プログラムAP3の各処理については、前記測定用クライアントパソコンPCaの身体情報告知プログラムAP2から送信された前記各情報を受信した場合に、図6に示す前記各画像101〜109として表示するだけであるため、フローチャートによる図示および詳細な説明を省略する。
(実施例1の身体情報測定プログラムAP1の身体情報測定処理のフローチャートの説明)
図7は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の身体情報測定のフローチャートである。
図7のフローチャートの各ST(ステップ)の処理は、前記制御部のROM等に記憶されたプログラムに従って行われる。また、この処理は前記制御部の他の各種処理と並行してマルチタスクで実行される。
(Description of Flowchart of Example 1)
Next, the processing flow of the programs AP1 and AP2 of the measurement client personal computer PCa according to the first embodiment will be described with reference to flowcharts. Note that each process of the physical information notification program AP3 of the receiving client personal computer PCb of the first embodiment is illustrated in FIG. Since the images are only displayed as the images 101 to 109 shown in FIG.
(Description of Flowchart of Physical Information Measurement Process of Physical Information Measurement Program AP1 of Example 1)
FIG. 7 is a flowchart of physical information measurement of the physical information measurement program AP1 according to the first embodiment.
The processing of each ST (step) in the flowchart of FIG. 7 is performed according to a program stored in the ROM or the like of the control unit. This process is executed in a multitasking manner in parallel with other various processes of the control unit.

図7に示すフローチャートは、前記測定用クライアントパソコンPCaが起動した場合に開始される。
図7のST1において、以下の(1)〜(4)の処理を実行し、ST2に移る。
(1)図5に示す身体情報画像101を表示する。
(2)図1、図2に示す各マイクロ波レーダSN1,SN2から出力される各出力信号の履歴の記憶を開始する。
(3)測定用タイマTMによる測定間隔TM1の計時を開始する。
(4)各カウンタi,jを0にセットする(i=j=0)。
ST2において、図1、図2に示す被検体検知部材SN3が被検体を検知したか否かを判別する。ノー(N)の場合はST3に移り、イエス(Y)の場合はST9に移る。
ST3において、心拍数h・呼吸数rが演算済であるか否かを判別する。すなわち、初期状態でないか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST4に移り、ノー(N)の場合はST5に移る。
The flowchart shown in FIG. 7 is started when the measurement client personal computer PCa is activated.
In ST1 of FIG. 7, the following processes (1) to (4) are executed, and the process proceeds to ST2.
(1) The physical information image 101 shown in FIG. 5 is displayed.
(2) The storage of the history of the output signals output from the microwave radars SN1 and SN2 shown in FIGS. 1 and 2 is started.
(3) The measurement of the measurement interval TM1 by the measurement timer TM is started.
(4) Each counter i, j is set to 0 (i = j = 0).
In ST2, it is determined whether or not the subject detection member SN3 shown in FIGS. 1 and 2 has detected the subject. If no (N), the process moves to ST3, and if yes (Y), the process moves to ST9.
In ST3, it is determined whether or not the heart rate h and the respiratory rate r have been calculated. That is, it is determined whether or not the initial state is reached. If yes (Y), the process proceeds to ST4, and, if no (N), the process proceeds to ST5.

ST4において、心拍数hおよび呼吸数rの値が演算されているか否かを判別する。すなわち、h=r=0が成立しないか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST4に移り、ノー(N)の場合はST5に移る。
ST5において、以下の(1)〜(4)の処理を実行し、ST6に移る。
(1)離床告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Aに示す離床告知画像102を表示する。
(3)離床用タイマTM′による離床時間の計時を開始する。
ST6において、被検体検知部材SN3が被検体を検知したか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST9に移り、ノー(N)の場合はST7に移る。
In ST4, it is determined whether or not the values of heart rate h and respiration rate r have been calculated. That is, it is determined whether or not h = r = 0 holds. If yes (Y), the process proceeds to ST4, and, if no (N), the process proceeds to ST5.
In ST5, the following processes (1) to (4) are executed, and the process proceeds to ST6.
(1) Transmitting bed leaving notification information to the receiving client personal computer PCb.
(2) The bed announcement image 102 shown in FIG. 6A is displayed.
(3) Start counting the bed leaving time by the bed leaving timer TM ′.
In ST6, it is determined whether or not the subject detection member SN3 has detected the subject. If yes (Y), the process proceeds to ST9, and, if no (N), the process proceeds to ST7.

ST7において、計時中の離床時間が離床判別用閾値を超えた否かを判別することにより、前記被検体がベッド1から長期間離れているか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST8に移り、ノー(N)の場合はST6に戻る。
ST8において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST2に移る。
(1)長期離床告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Bに示す長期離床告知画像103を表示する。
ST9において、測定用タイマTMにより測定間隔TM1が経過したか否かを判別することにより、各出力信号の履歴の波形が記憶されたか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST10に移り、ノー(N)の場合はST9を繰り返す。
In ST7, it is determined whether or not the subject has been away from the bed 1 for a long time by determining whether or not the bed leaving time during measurement exceeds the threshold for bed leaving determination. If yes (Y), the process proceeds to ST8, and, if no (N), the process returns to ST6.
In ST8, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST2.
(1) The long-term bed leaving notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The long-term bed leaving notification image 103 shown in FIG. 6B is displayed.
In ST9, it is determined whether or not the waveform of the history of each output signal is stored by determining whether or not the measurement interval TM1 has elapsed by the measurement timer TM. If yes (Y), the process proceeds to ST10, and, if no (N), ST9 is repeated.

ST10において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST11に移る。
(1)各出力信号の履歴の波形のうち、心拍用通過帯域(0.5〜3.0[Hz])外の周波数成分を除去し、第1心拍用通過帯域波形および第2心拍用通過帯域波形を生成する。
(2)各出力信号の履歴の波形のうち、呼吸用通過帯域(0.05〜0.5[Hz])外の周波数成分を除去し、第1呼吸用通過帯域波形および第1呼吸用通過帯域波形を生成する。
ST11において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST12に移る。
(1)高速フーリエ変換(FFT)により、各心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度を周波数成分ごとに演算して正規化する。
(2)高速フーリエ変換(FFT)により、各呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度を周波数成分ごとに演算して正規化する。
In ST10, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST11.
(1) The frequency components outside the heartbeat passband (0.5 to 3.0 [Hz]) are removed from the history waveform of each output signal, and the first heartbeat passband waveform and the second heartbeat pass are removed. Generate a band waveform.
(2) The frequency component outside the passband for respiration (0.05 to 0.5 [Hz]) is removed from the history waveform of each output signal, and the first respiration passband waveform and the first respiration pass Generate a band waveform.
In ST11, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST12.
(1) The intensity of each frequency component included in each heartbeat passband waveform is calculated and normalized for each frequency component by fast Fourier transform (FFT).
(2) The intensity of each frequency component included in each respiratory passband waveform is calculated and normalized for each frequency component by fast Fourier transform (FFT).

ST12において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST13に移る。
(1)第1心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度と、前記各周波数成分に対応する第2心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度との積を周波数成分ごとに演算することにより、各心拍用通過帯域波形の周波数成分ごとの合成強度である心拍用合成強度を演算する。
(2)第1呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度と、前記各周波数成分に対応する第2呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度との積を周波数成分ごとに演算することにより、各呼吸用通過帯域波形の周波数成分ごとの合成強度である呼吸用合成強度を演算する。
In ST12, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST13.
(1) The product of the intensity of each frequency component included in the first heartbeat passband waveform and the intensity of each frequency component included in the second heartbeat passband waveform corresponding to each frequency component is calculated for each frequency component. By calculating, the combined intensity for heartbeats, which is the combined intensity for each frequency component of each heartbeat passband waveform, is calculated.
(2) The product of the intensity of each frequency component included in the first respiratory passband waveform and the intensity of each frequency component included in the second respiratory passband waveform corresponding to each frequency component is calculated for each frequency component. By calculating, the combined intensity for respiration, which is the combined intensity for each frequency component of each respiratory passband waveform, is calculated.

ST13において、以下の(1)〜(3)の処理を実行し、ST14に移る。
(1)心拍用合成強度が最大となる周波数成分(ピーク周波数)の周波数成分を心拍成分として抽出する。
(2)呼吸用合成強度が最大となる周波数成分(ピーク周波数)の周波数成分を呼吸成分として抽出する。
(3)心拍用合成強度および呼吸用合成強度が2番目に大きい各周波数成分をそれぞれ体動成分として抽出する。
ST14において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST15に移る。
(1)抽出された心拍成分の周波数f[Hz]と、式(1−1)とに基づいて、被検体の単位時間当りの心拍数h[bpm]を演算して一時記憶する。
(2)抽出された呼吸成分の周波数f[Hz]と、式(1−2)とに基づいて、被検体の単位時間当りの呼吸数r[bpm]を演算して一時記憶する。
In ST13, the following processes (1) to (3) are executed, and the process proceeds to ST14.
(1) A frequency component (peak frequency) having the maximum combined intensity for heartbeat is extracted as a heartbeat component.
(2) The frequency component (peak frequency) that maximizes the combined intensity for respiration is extracted as a respiration component.
(3) Each frequency component with the second highest combined intensity for heartbeat and combined intensity for respiration is extracted as a body movement component.
In ST14, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST15.
(1) Based on the extracted frequency f h [Hz] of the heart rate component and the equation (1-1), the heart rate h [bpm] per unit time of the subject is calculated and temporarily stored.
(2) Based on the extracted respiratory component frequency f r [Hz] and the equation (1-2), the respiratory rate r [bpm] of the subject is calculated and temporarily stored.

ST15において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST16に移る。
(1)被検体の身体情報である演算結果としての心拍数h[bpm]および呼吸数r[bpm]を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)心拍数h[bpm]および呼吸数r[bpm]を身体情報画像1に表示(更新)する。
ST16において、後述する図8に示す心拍異常告知処理を実行する。そして、ST17に移る。
ST17において、後述する図9に示す呼吸異常告知処理を実行する。そして、ST18に移る。
ST18において、後述する図10に示す寝返告知処理を実行する。そして、ST2に戻る。
In ST15, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST16.
(1) The heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] as the calculation results, which are the body information of the subject, are transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The heart rate h [bpm] and the respiratory rate r [bpm] are displayed (updated) on the physical information image 1.
In ST16, a heartbeat abnormality notification process shown in FIG. Then, the process proceeds to ST17.
In ST17, a respiratory abnormality notification process shown in FIG. 9 described later is executed. Then, the process proceeds to ST18.
In ST18, a sleep notification process shown in FIG. Then, the process returns to ST2.

(実施例1の身体情報測定プログラムAP1の心拍異常告知処理のフローチャートの説明)
図8は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の心拍異常告知処理のフローチャートであり、図7のST16のサブルーチンの説明図である。
図8のST101において、心拍数h[bpm]が演算されているか否か、すなわち、h=0[bpm]でないか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST102に移り、ノー(N)の場合はST103に移る。
ST102において、心拍数h[bpm]が、心拍用正常範囲(40〜100[bpm])外であるか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST103に移り、ノー(N)の場合は心拍異常告知処理を終了し、図7のST16に戻る。
ST103において、以下の(1),(2)の処理を実行し、心拍異常告知処理を終了して図7のST16に戻る。
(1)心拍異常告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Cに示す心拍異常告知画像104を表示する。
(Explanation of Flowchart of Heart Rate Abnormality Notification Processing of Physical Information Measurement Program AP1 of Example 1)
FIG. 8 is a flowchart of the abnormal heart rate notification process of the physical information measurement program AP1 of the first embodiment, and is an explanatory diagram of the subroutine of ST16 of FIG.
In ST101 of FIG. 8, it is determined whether or not the heart rate h [bpm] is calculated, that is, whether h = 0 [bpm] is not satisfied. If yes (Y), the process proceeds to ST102, and, if no (N), the process proceeds to ST103.
In ST102, it is determined whether or not the heart rate h [bpm] is outside the normal heart rate range (40 to 100 [bpm]). If yes (Y), the process moves to ST103, and, if no (N), the heartbeat abnormality notification process is terminated, and the process returns to ST16 in FIG.
In ST103, the following processes (1) and (2) are executed, the heartbeat abnormality notification process is terminated, and the process returns to ST16 in FIG.
(1) The heartbeat abnormality notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The heartbeat abnormality notification image 104 shown in FIG. 6C is displayed.

(実施例1の身体情報測定プログラムAP1の呼吸異常告知処理のフローチャートの説明)
図9は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の呼吸異常告知処理のフローチャートであり、図7のST17のサブルーチンの説明図である。
図9のST201において、呼吸数r[bpm]が演算されているか否か、すなわち、r=0[bpm]でないか否かを判別する。ノー(N)の場合はST202に移り、イエス(Y)の場合はST205に移る。
ST202において、無呼吸用カウンタiが予め設定された無呼吸判別用閾値Siを超えたか否かを判別することにより、被検体が長期間無呼吸状態であるか否かを判別する(i>Si)。イエス(Y)の場合はST203に移り、ノー(N)の場合はST204に移る。
ST203において、以下の(1),(2)の処理を実行し、ST204に移る。
(1)長期無呼吸告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Eに示す長期無呼吸告知画像107を表示する。
(Explanation of Flowchart of Respiratory Abnormality Notification Processing of Physical Information Measurement Program AP1 of Example 1)
FIG. 9 is a flowchart of the respiratory abnormality notification process of the physical information measurement program AP1 of Example 1, and is an explanatory diagram of the subroutine of ST17 of FIG.
In ST201 in FIG. 9, it is determined whether or not the respiration rate r [bpm] is calculated, that is, whether r = 0 [bpm] is not satisfied. If no (N), the process proceeds to ST202, and if yes (Y), the process proceeds to ST205.
In ST202, it is determined whether or not the subject is in an apnea state for a long time by determining whether or not the apnea counter i exceeds a preset apnea determination threshold value Si (i> Si). ). If yes (Y), the process proceeds to ST203, and, if no (N), the process proceeds to ST204.
In ST203, the following processes (1) and (2) are executed, and the process proceeds to ST204.
(1) The long-term apnea notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The long-term apnea notification image 107 shown in FIG. 6E is displayed.

ST204において、無呼吸用カウンタiに+1を加算する(i=i+1)。そして、呼吸異常告知処理を終了し、図7のST17に戻る。
ST205において、無呼吸用カウンタiを0にリセットする(i=0)。そして、ST206に移る。
S206において、心拍数h[bpm]が、呼吸用正常範囲(10〜25[bpm])外であるか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST207に移り、ノー(N)の場合は呼吸異常告知処理を終了し、図7のST17に戻る。
ST207において、以下の(1),(2)の処理を実行し、呼吸異常告知処理を終了して図7のST17に戻る。
(1)呼吸異常告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Dに示す呼吸異常告知画像106を表示する。
In ST204, +1 is added to the apnea counter i (i = i + 1). Then, the respiratory abnormality notification process is terminated, and the process returns to ST17 of FIG.
In ST205, the apnea counter i is reset to 0 (i = 0). Then, the process proceeds to ST206.
In S206, it is determined whether or not the heart rate h [bpm] is outside the normal breathing range (10 to 25 [bpm]). If yes (Y), the process proceeds to ST207, and, if no (N), the respiratory abnormality notification process ends, and the process returns to ST17 of FIG.
In ST207, the following processes (1) and (2) are executed, the respiratory abnormality notification process is terminated, and the process returns to ST17 in FIG.
(1) The respiratory abnormality notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The respiratory abnormality notification image 106 shown in FIG. 6D is displayed.

(実施例1の身体情報測定プログラムAP1の寝返告知処理のフローチャートの説明)
図10は実施例1の身体情報測定プログラムAP1の寝返告知処理のフローチャートであり、図7のST18のサブルーチンの説明図である。
図10のST301において、体動成分の強度が寝返判別用閾値を超えたか否かを判別することにより、被検体が寝返りを行ったか否かを判別する。イエス(Y)の場合はST302に移り、ノー(N)の場合はST303に移る。
ST302において、以下の(1),(2)の処理を実行し、寝返告知処理を終了して図7のST18に戻る。
(1)寝返告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Fに示す寝返告知画像108を表示する。
(3)未寝返用カウンタjを0にリセットする(j=0)。
ST303において、未寝返用カウンタjが予め設定された未寝返判別用閾値Sjを超えたか否かを判別することにより、前記被検体が長期間寝返りを行っていないか否かを判別する(j>Sj)。イエス(Y)の場合はST304に移り、ノー(N)の場合はST305に移る。
(Explanation of the flowchart of the sleep notification process of the physical information measurement program AP1 of the first embodiment)
FIG. 10 is a flowchart of the sleep notification process of the physical information measurement program AP1 according to the first embodiment, and is an explanatory diagram of the subroutine of ST18 of FIG.
In ST301 of FIG. 10, it is determined whether or not the subject has turned over by determining whether or not the strength of the body motion component has exceeded the threshold for turning over. If yes (Y), the process proceeds to ST302, and, if no (N), the process proceeds to ST303.
In ST302, the following processes (1) and (2) are executed, the sleep notification process is terminated, and the process returns to ST18 in FIG.
(1) The sleep notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The sleep notification image 108 shown in FIG. 6F is displayed.
(3) The non-sleeping counter j is reset to 0 (j = 0).
In ST303, it is determined whether or not the subject has not turned over for a long period of time by determining whether or not the counter for unturning j has exceeded a preset threshold for determination of unturning Sj (j>). Sj). If yes (Y), the process proceeds to ST304, and, if no (N), the process proceeds to ST305.

ST304において、以下の(1),(2)の処理を実行し、寝返告知処理を終了して図7のST18に戻る。
(1)長期未寝返告知情報を受信用クライアントパソコンPCbに送信する。
(2)図6Gに示す長期未寝返告知画像109を表示する。
ST305において、未寝返用カウンタjに+1を加算する(j=j+1)。そして、寝返告知処理を終了し、図7のST18に戻る。
In ST304, the following processes (1) and (2) are executed, the sleep notification process is terminated, and the process returns to ST18 in FIG.
(1) The long-term unsleeping notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb.
(2) The long-term unsleeping notification image 109 shown in FIG. 6G is displayed.
In ST305, +1 is added to the non-sleeping counter j (j = j + 1). Then, the sleep notification process is terminated, and the process returns to ST18 of FIG.

(実施例1の作用)
前記構成を備えた実施例1の前記身体情報測定システムSでは、図7に示すように、被検体の身体情報である前記心拍数[bpm]および前記呼吸数[bpm]を測定する身体情報測定処理が実行される。
実施例1の前記身体情報測定処理では、図7のST2に示すように、被検体がマットレス1bに横たわった場合に、図1、図2に示す前記被検体検知部材SN3に検知される。また、図7のST1,ST9に示すように、図1、図2に示す各マイクロ波レーダSN1,SN2からの各出力信号が測定用クライアントパソコンPCaのコンピュータ本体H1の制御部に出力され、測定間隔TM1ごとに各出力信号の履歴の波形が記憶される。また、図7のST10に示すように、記憶された前記各出力信号の履歴の波形は、前記心拍用通過帯域(0.5〜3.0[Hz])外の周波数成分が除去された前記各心拍用通過帯域波形となり、前記呼吸用通過帯域(0.05〜0.5[Hz])外の周波数成分が除去された前記各呼吸用通過帯域波形となる。
(Operation of Example 1)
In the physical information measurement system S of Example 1 having the above-described configuration, as shown in FIG. 7, physical information measurement for measuring the heart rate [bpm] and the respiratory rate [bpm], which are physical information of the subject. Processing is executed.
In the physical information measurement process of the first embodiment, as shown in ST2 of FIG. 7, when the subject lies on the mattress 1b, the subject detection member SN3 shown in FIGS. 1 and 2 detects the subject. Further, as shown in ST1 and ST9 of FIG. 7, output signals from the microwave radars SN1 and SN2 shown in FIGS. 1 and 2 are output to the control unit of the computer main body H1 of the measurement client personal computer PCa, and the measurement is performed. For each interval TM1, a history waveform of each output signal is stored. Further, as shown in ST10 of FIG. 7, the stored waveform of each output signal has the frequency component outside the passband for heartbeat (0.5 to 3.0 [Hz]) removed. Each heartbeat passband waveform is obtained, and each breathing passband waveform is obtained by removing frequency components outside the breathing passband (0.05 to 0.5 [Hz]).

また、図7のST11に示すように、生成された前記各心拍用通過帯域波形および前記各呼吸用通過帯域波形から、高速フーリエ変換(FFT)により、各周波数成分の強度が周波数成分ごとに演算されて正規化される。また、図7のST12に示すように、前記各心拍用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度どうしの積である前記各周波数成分の心拍用合成強度と、前記各呼吸用通過帯域波形に含まれる各周波数成分の強度どうしの積である前記各周波数成分の呼吸用合成強度とが演算される。また、ST13(1),(2)、ST14に示すように、心拍用合成強度が最大となる心拍成分と、呼吸用合成強度が最大となる呼吸成分とが抽出され、抽出された各成分の周波数f,f[Hz]と、式(1−1),(1−2)とに基づいて、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]が演算されて記憶される。 Also, as shown in ST11 of FIG. 7, the intensity of each frequency component is calculated for each frequency component by fast Fourier transform (FFT) from the generated passband waveform for each heartbeat and each passband waveform for respiration. To be normalized. In addition, as shown in ST12 of FIG. 7, the heart rate combined intensity of each frequency component, which is the product of the intensities of the frequency components included in each heartbeat passband waveform, and the respiratory passband waveform. The respiratory combined intensity of each frequency component, which is the product of the intensities of the included frequency components, is calculated. In addition, as shown in ST13 (1), (2), and ST14, a heartbeat component that maximizes the combined intensity for heartbeat and a respiratory component that maximizes the combined intensity for breathing are extracted, and each extracted component is extracted. Based on the frequencies f h and f r [Hz] and the expressions (1-1) and (1-2), the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] are calculated and stored. .

したがって、実施例1の前記身体情報測定システムSでは、前記被検体に銀皿電極等の接触型センサを接触・密着させずに、前記被検体の身体情報(心拍数h[bpm]、呼吸数r[bpm])を測定することができる。また、実施例1の前記身体情報測定システムSは、2個の前記各マイクロ波レーダSN1,SN2を有し、前記被検体からの反射波を測定する測定領域A1,A2が、前記マットレス1bの上面に2つ設定されている。このため、実施例1の前記身体情報測定システムSは、1個のマイクロ波レーダで測定する前記特許文献1の技術に比べ、前記被検体の寝返り等により、出力信号が出力されず、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数[bpm]が検出できなくなることが低減されている。   Therefore, in the body information measuring system S of the first embodiment, the body information (heart rate h [bpm], respiratory rate) of the subject without contacting or contacting the subject with a contact-type sensor such as a silver plate electrode. r [bpm]) can be measured. The body information measurement system S of the first embodiment includes the two microwave radars SN1 and SN2, and the measurement areas A1 and A2 for measuring the reflected waves from the subject are the mattress 1b. Two are set on the upper surface. For this reason, the body information measurement system S of the first embodiment does not output an output signal due to the subject turning over or the like, compared with the technique of Patent Document 1 in which measurement is performed by one microwave radar, and the heartbeat It is reduced that the number h [bpm] and the respiration rate [bpm] cannot be detected.

(実験例)
ここで、実施例1の前記身体情報測定測定処理が、2個の各マイクロ波レーダSN1,SN2からの各出力信号に基づいて、前記被検体の身体情報(心拍数h[bpm]、呼吸数r[bpm])をどれだけ精度良く測定できるかを調べるために、以下の実験例1および比較例1を準備した。
(実験例1)
実験例1では、実施例1の前記身体情報測定装置Uによる前記身体情報測定処理(図7のST1〜ST15参照)を30秒間だけ実行した。なお、実験例1の前記被検体は、安静にして前記マットレス1b上で仰向けで横になっている人間(被験者、被検者)である。
(比較例1)
比較例1の前記身体情報測定装置Uは、実験例1の前記身体情報測定装置Uの各マイクロ波レーダSN1,SN2に替えて、測定電極を前記被検体の胸部に貼付する接触型の心電図および呼吸センサを有する。比較例1では、実験例1の前記被検体の胸部に前記測定電極を貼付けて、実験例1と同時に前記被検体(人間、被験者、被検者)の身体情報(心拍数h[bpm]、呼吸数r[bpm])の測定を30秒間だけ実行した。
(Experimental example)
Here, the physical information measurement and measurement process of the first embodiment is based on the output signals from the two microwave radars SN1 and SN2, and the physical information (heart rate h [bpm], respiratory rate) of the subject. In order to examine how accurately r [bpm]) can be measured, the following Experimental Example 1 and Comparative Example 1 were prepared.
(Experimental example 1)
In Experimental Example 1, the physical information measurement process (see ST1 to ST15 in FIG. 7) by the physical information measurement apparatus U of Example 1 was performed for 30 seconds. The subject in Experimental Example 1 is a human (subject, subject) who is resting and lying on the mattress 1b.
(Comparative Example 1)
The physical information measuring device U of Comparative Example 1 is a contact-type electrocardiogram in which measurement electrodes are attached to the chest of the subject instead of the microwave radars SN1 and SN2 of the physical information measuring device U of Experimental Example 1. Has a respiration sensor. In Comparative Example 1, the measurement electrode is attached to the chest of the subject in Experimental Example 1, and simultaneously with Experimental Example 1, physical information (heart rate h [bpm], Measurement of respiration rate r [bpm]) was carried out for 30 seconds.

(実験結果)
図11は実験例1および比較例1の各センサによる測定結果の説明図であり、縦軸に振幅[V]をとり、横軸に時間[sec]をとった波形のグラフの説明図であり、図11Aは実験例1の各マイクロ波レーダの各出力信号の履歴の波形と比較例1の心電図の出力波形とについて0.5Hzのハイパスフィルタを通過させた際の被検体の心拍に関する出力波形の説明図であり、図11Bは実験例1の各マイクロ波レーダの各出力信号の履歴の波形と比較例1の呼吸センサの出力波形とについて0.05Hzのハイパスフィルタを通過させた際の被検体の呼吸に関する出力波形の説明図である。
図12は実験例1および比較例1の測定結果に対するバンドパスフィルタリングによる除去結果の説明図であり、図12Aは図11Aの各出力波形が心拍用通過帯域(0.5〜3.0[Hz])外の周波数成分が除去された各心拍用通過帯域波形の説明図であり、図12Bは図11Bの各出力波形が呼吸用通過帯域(0.05〜0.5[Hz])外の周波数成分が除去された各呼吸用通過帯域波形の説明図である。
(Experimental result)
FIG. 11 is an explanatory diagram of measurement results obtained by the sensors of Experimental Example 1 and Comparative Example 1, and is an explanatory diagram of a waveform graph in which the vertical axis indicates amplitude [V] and the horizontal axis indicates time [sec]. FIG. 11A shows an output waveform relating to the heartbeat of the subject when the waveform of each output signal of each microwave radar in Experimental Example 1 and the output waveform of the electrocardiogram in Comparative Example 1 are passed through a high-pass filter of 0.5 Hz. FIG. 11B is a diagram illustrating a history waveform of each output signal of each microwave radar of Experimental Example 1 and an output waveform of the respiratory sensor of Comparative Example 1 when passing through a 0.05 Hz high-pass filter. It is explanatory drawing of the output waveform regarding the respiration of a test substance.
FIG. 12 is an explanatory diagram of the removal result by band-pass filtering for the measurement results of Experimental Example 1 and Comparative Example 1. FIG. 12A shows the output waveform of FIG. 11A in the passband for heartbeat (0.5 to 3.0 [Hz]. ]) Is an explanatory diagram of each heartbeat passband waveform from which the external frequency components have been removed, and FIG. 12B shows each output waveform in FIG. 11B outside the breathing passband (0.05 to 0.5 [Hz]). It is explanatory drawing of each pass band waveform for respiration from which the frequency component was removed.

図13は実験例1および比較例1の測定結果に対するバンドパスフィルタリングによる除去結果の説明図であり、図13Aは30秒間隔で表示された図12Aの各心拍用通過帯域波形を5秒間隔で表示した拡大説明図であり、図13Bは30秒間隔で表示された図12Bの各呼吸用通過帯域波形を5秒間隔で表示した拡大説明図である。
図14は実験例1および比較例1の除去結果に対する高速フーリエ変換による演算結果の説明図であり、縦軸に強度をとり、横軸に周波数[Hz]をとったスペクトル波形のグラフの説明図であり、図14Aは図12A、図13Aの各心拍用通過帯域波形が高速フーリエ変換されたスペクトル波形の説明図であり、図14Bは図12B、図13Bの各呼吸用通過帯域波形が高速フーリエ変換されたスペクトル波形の説明図である。
FIG. 13 is an explanatory diagram of the removal result by band-pass filtering for the measurement results of Experimental Example 1 and Comparative Example 1. FIG. 13A shows the passband waveforms for heartbeats of FIG. 12A displayed at intervals of 30 seconds at intervals of 5 seconds. FIG. 13B is an enlarged explanatory diagram in which each respiratory passband waveform of FIG. 12B displayed at intervals of 30 seconds is displayed at intervals of 5 seconds.
FIG. 14 is an explanatory diagram of calculation results by fast Fourier transform on the removal results of Experimental Example 1 and Comparative Example 1, and an explanatory diagram of a graph of a spectrum waveform in which the vertical axis indicates intensity and the horizontal axis indicates frequency [Hz]. 14A is an explanatory view of a spectrum waveform obtained by fast Fourier transforming each heartbeat passband waveform of FIGS. 12A and 13A, and FIG. 14B is a diagram of each respiratory passband waveform of FIGS. 12B and 13B being fast Fourier transformed. It is explanatory drawing of the converted spectrum waveform.

図15は実験例1の演算結果に対する合成強度(正規化された各強度の積)の演算結果の説明図であり、縦軸に全合成強度に対する割合[%]をとり、横軸に身体情報(心拍数h[bpm]、呼吸数r[bpm])をとったスペクトル波形のグラフの説明図であり、図15Aは図14Aの各心拍用通過帯域波形に含まれる周波数成分ごとの合成強度のスペクトル波形の説明図であり、図15Bは図14Bの各呼吸用通過帯域波形に含まれる周波数成分ごとの合成強度のスペクトル波形の説明図である。
図11に示すように、実験例1の非接触型の各マイクロ波レーダSN1,SN2の各出力波形(出力信号の履歴の波形、1点鎖線および2点鎖線参照)は、比較例1の接触型の心電図および呼吸センサの出力波形(実線参照)に比べ、位相がズレているが、周期がほぼ一致していることがわかる。なお、位相のズレについては、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2が、マイクロ波を照射して反射波を受信するまでの遅延時間等が影響しているものと考えられる。
FIG. 15 is an explanatory diagram of the calculation result of the combined intensity (the product of each normalized intensity) with respect to the calculation result of Experimental Example 1. The vertical axis indicates the ratio [%] to the total combined intensity, and the horizontal axis indicates the body information. It is explanatory drawing of the graph of the spectrum waveform which took (heart rate h [bpm], respiration rate r [bpm]), and FIG. 15A is the synthetic | combination intensity | strength for every frequency component contained in each passband waveform for heartbeats of FIG. 14A. FIG. 15B is an explanatory view of the spectrum waveform of the combined intensity for each frequency component included in each respiratory passband waveform of FIG. 14B.
As shown in FIG. 11, the output waveforms of the non-contact type microwave radars SN <b> 1 and SN <b> 2 of Experimental Example 1 (refer to the waveform of the history of the output signal, refer to the one-dot chain line and the two-dot chain line). It can be seen that the phases are almost the same, although the phase is shifted compared to the output waveform (see solid line) of the electrocardiogram of the type and the respiratory sensor. The phase shift is considered to be affected by the delay time until each of the microwave radars SN1 and SN2 irradiates the microwave and receives the reflected wave.

また、図11Aに示すように、各マイクロ波レーダSN1,SN2の心拍に関する出力波形は、比較例1の心電図の出力波形に比べ、ノイズが多く含まれていることがわかる。
また、図11Bに示すように、各マイクロ波レーダSN1,SN2の呼吸に関する出力波形についても、心拍に関する出力波形ほどではないが、比較例1の呼吸センサの出力波形に比べ、ノイズが多く含まれていることがわかる。これは、非接触型の前記各マイクロ波レーダSN1,SN2の測定結果が、接触型の心電図および呼吸センサの測定結果に比べ、被検体の体動の影響を受け易いことが影響しているものと考えられる。
なお、実験例1では、第1マイクロ波レーダSN1の出力波形は、第2マイクロ波レーダSN2の出力波形に比べ、振幅[V]が大きくなっていることがわかる(特に、図11Bの呼吸に関する各出力波形参照)。これは、第1測定領域A1における被検体の呼吸や心拍の微体動の大きさが、第2測定領域A2における被検体の呼吸や心拍の微体動の大きさに比べ、大きかったためであると考えられる。
Further, as shown in FIG. 11A, it can be seen that the output waveform related to the heartbeat of each of the microwave radars SN1 and SN2 contains more noise than the output waveform of the electrocardiogram of Comparative Example 1.
As shown in FIG. 11B, the output waveforms related to respiration of the microwave radars SN1 and SN2 are not as large as the output waveforms related to the heartbeat, but contain more noise than the output waveform of the respiration sensor of Comparative Example 1. You can see that This is because the measurement results of the non-contact type microwave radars SN1 and SN2 are more susceptible to the body movement of the subject than the measurement results of the contact type electrocardiogram and the respiratory sensor. it is conceivable that.
In Experimental Example 1, it can be seen that the output waveform of the first microwave radar SN1 has a larger amplitude [V] than the output waveform of the second microwave radar SN2 (particularly regarding the respiration in FIG. 11B). Refer to each output waveform). This is because the subject's respiration and heartbeat micromotion in the first measurement region A1 are larger than the subject's respiration and heartbeat micromotion in the second measurement region A2. it is conceivable that.

(実験例1および比較例1の心拍数hの測定結果について)
ここで、実験例1および比較例1における被検体の心拍数hの測定結果について説明する。まず、図12A、図13Aに示すように、実験例1の第1心拍用通過帯域波形(1点鎖線参照)については、比較例1の心拍用通過帯域波形(実線参照)とは異なる周期になっているように見える(特に、図13Aの1点鎖線参照)。また、実験例1の第2心拍用通過帯域波形(2点鎖線参照)については、比較例1の心拍用通過帯域波形に対して位相がずれて周期がほぼ一致したままの状態で、波形の形状も近似していることがわかる。
なお、第1心拍用通過帯域波形の周期が異なることについては、前記第1マイクロ波レーダSN1の出力波形の振幅[V]が大きかったため、前記被検体の心拍以外の体動等のノイズの影響が強く現れたためであると考えられる。
(Measurement results of heart rate h in Experimental Example 1 and Comparative Example 1)
Here, the measurement result of the heart rate h of the subject in Experimental Example 1 and Comparative Example 1 will be described. First, as shown in FIG. 12A and FIG. 13A, the first heartbeat passband waveform (refer to the one-dot chain line) of Experimental Example 1 has a different period from the heartbeat passband waveform of Comparative Example 1 (refer to the solid line). (In particular, see the dashed line in FIG. 13A). In addition, the second heartbeat passband waveform (refer to the two-dot chain line) of Experimental Example 1 is out of phase with the cycle of the heartbeat passband waveform of Comparative Example 1 and the period remains substantially the same. It can be seen that the shape is also approximate.
Regarding the difference in the period of the first heartbeat passband waveform, since the amplitude [V] of the output waveform of the first microwave radar SN1 is large, it is influenced by noise such as body movement other than the heartbeat of the subject. This is thought to be due to the strong appearance of.

また、図14Aに示すように、実験例1の第1心拍用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(1点鎖線参照)ついては、ピーク周波数fが、約1.03[Hz]となり、比較例1の心拍用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(実線参照)のピーク周波数fである、約1.05[Hz]と相違することがわかる。また、ピーク周波数f以外、すなわち、ノイズの周波数成分の強度についても、比較例1に比べ、比較的大きな値が散在していることがわかる。また、実験例1の第2心拍用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(2点鎖線参照)ついては、比較例1の心拍用通過帯域波形の強度のスペクトル波形に比べ、ノイズの周波数成分の強度が大きくなっているが、ピーク周波数fが一致し、約1.05[Hz]になっていることがわかる(f≒1.05[Hz])。
なお、第1心拍用通過帯域波形強度のスペクトル波形のピーク周波数fが異なることについては、第1心拍用通過帯域波形(図13Aの1点鎖線参照)がノイズの影響を強く受けていたことが、直接、高速フーリエ変換(FFT)による演算結果として現れたものと考えられる。
Further, as shown in FIG. 14A, the peak frequency f h is about 1.03 [Hz] for the spectrum waveform of the intensity of the first heartbeat passband waveform of Experimental Example 1 (see the one-dot chain line), which is a comparative example. a peak frequency f h of the spectral waveform of the intensity of one heartbeat for the passband waveform (see solid line), it can be seen that differs from the approximately 1.05 [Hz]. Further, it can be seen that relatively large values are scattered in comparison with the comparative example 1 except for the peak frequency f h , that is, the intensity of the noise frequency component. Further, the spectrum waveform of the intensity of the second heartbeat passband waveform in Experimental Example 1 (see the two-dot chain line) has a higher frequency component of noise than the spectrum waveform of the intensity of the heartbeat passband waveform in Comparative Example 1. Although it is large, it can be seen that the peak frequencies f h coincide with each other and are about 1.05 [Hz] (f h ≈1.05 [Hz]).
Note that the peak frequency f h of the spectrum waveform of the first heartbeat passband waveform intensity is different from that of the first heartbeat passband waveform (see the one-dot chain line in FIG. 13A). However, it is thought that it appeared directly as a calculation result by Fast Fourier Transform (FFT).

しかしながら、図15Aに示すように、実験例1の各心拍用通過帯域波形の合成強度のスペクトル波形(1点鎖線参照)ついては、比較例1の心拍用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(図14A、図15Aの実線参照)と近似し、且つ、ピーク周波数fが一致(f≒1.05[Hz])、すなわち、心拍数h[bpm]が一致して、約63[bpm]になっていることがわかる(h≒63[bpm])。すなわち、実験例1では、各心拍用通過帯域波形における各周波数成分の強度どうしの積である心拍用合成強度を演算することにより、前記第1心拍用通過帯域波形におけるノイズの影響が大幅に低減され、比較例1の心拍数h[bpm]と同じ値(h≒63[bpm])が得られるまでに近似できたことがわかる。 However, as shown in FIG. 15A, the spectrum waveform of the intensity of the passband waveform for each heartbeat of Experimental Example 1 (see the dashed line) is the spectrum waveform of the intensity of the passband waveform for the heartbeat of Comparative Example 1 (see FIG. 14A). , And the peak frequency f h coincides (f h ≈1.05 [Hz]), that is, the heart rate h [bpm] coincides and becomes approximately 63 [bpm]. (H≈63 [bpm]). In other words, in Experimental Example 1, the influence of noise in the first heartbeat passband waveform is greatly reduced by calculating the combined intensity for heartbeats, which is the product of the intensities of the frequency components in each heartbeat passband waveform. It can be seen that the approximation was possible until the same value (h≈63 [bpm]) as the heart rate h [bpm] of Comparative Example 1 was obtained.

(実験例1および比較例1の呼吸数rの測定結果について)
また、実験例1および比較例1における被検体の呼吸数rの測定結果について説明する。まず、図12B、図13Bに示すように、実験例1の第1呼吸用通過帯域波形(1点鎖線)および第2呼吸用通過帯域波形(2点鎖線参照)については、第2心拍用通過帯域波形(図13Aの2点鎖線参照)と同様に、比較例1の呼吸用通過帯域波形(実線参照)に対して位相がずれて周期がほぼ一致したままの状態で、波形の形状も近似していることがわかる。
また、図14Bに示すように、実験例1の第1呼吸用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(1点鎖線参照)および第2呼吸用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(2点鎖線参照)についても、第2心拍用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(図14Aの2点鎖線参照)と同様に、比較例1の呼吸用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(実線参照)に比べ、ノイズの周波数成分の強度が大きくなっているが、ピーク周波数fが一致し、約0.2[Hz]になっていることがわかる(f≒0.2[Hz])。
(Measurement results of respiratory rate r in Experimental Example 1 and Comparative Example 1)
The measurement results of the respiratory rate r of the subject in Experimental Example 1 and Comparative Example 1 will be described. First, as shown in FIGS. 12B and 13B, the first breathing passband waveform (one-dot chain line) and the second breathing passband waveform (refer to the two-dot chain line) in Experimental Example 1 are passed through the second heartbeat pass. Similar to the band waveform (see the two-dot chain line in FIG. 13A), the shape of the waveform is also approximated while the phase is out of phase with the passband waveform for respiration (see the solid line) of Comparative Example 1 and the period remains substantially the same. You can see that
Further, as shown in FIG. 14B, the spectrum waveform of the intensity of the first respiratory passband waveform in the experimental example 1 (see the dashed-dotted line) and the spectrum waveform of the intensity of the second respiratory passband waveform (see the dashed-two dotted line). Similarly to the intensity spectrum waveform of the second heartbeat passband waveform (see the two-dot chain line in FIG. 14A), the noise is compared with the intensity spectrum waveform of the breathing passband waveform of Comparative Example 1 (see the solid line). It can be seen that the intensity of the frequency component is increased, but the peak frequencies f r coincide with each other and are about 0.2 [Hz] (f r ≈0.2 [Hz]).

さらに、図15Bに示すように、実験例1の各呼吸用通過帯域波形の合成強度のスペクトル波形(1点鎖線参照)についても、比較例1の呼吸用通過帯域波形の強度のスペクトル波形(図14B、図15Bの実線参照)と近似し、且つ、ピーク周波数fが一致(f≒0.2[Hz])、すなわち、呼吸数r[bpm]が一致して、約12[bpm]になっていることがわかる(r≒12[bpm])。
したがって、実験例1の非接触型の前記身体情報測定装置Uは、比較例1の接触型の前記身体情報測定装置Uと同等の精度で、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を測定できることが確認された。
Furthermore, as shown in FIG. 15B, the spectrum waveform of the intensity of the respiratory passband waveform of Comparative Example 1 (see FIG. 15B) is also applied to the spectrum waveform of the combined intensity of each respiratory passband waveform of Experimental Example 1 (see the dashed line) 14B, refer to the solid line in FIG. 15B), and the peak frequencies f r coincide with each other (f r ≈0.2 [Hz]), that is, the respiration rate r [bpm] coincides, and approximately 12 [bpm]. (R≈12 [bpm]).
Accordingly, the non-contact type physical information measuring device U of Experimental Example 1 has the same accuracy as the contact-type physical information measuring device U of Comparative Example 1 with the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [ bpm] can be measured.

また、実験例1では、第1マイクロ波レーダSN1の出力波形がノイズの影響を強く受けており、単体では、比較例1の接触型の前記身体情報測定装置Uと同等の精度で、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を測定できない可能性があることが確認された。よって、実験例1の前記身体情報測定装置Uは、1個のマイクロ波レーダの出力波形について、呼吸用のローパスフィルタ(0.3[Hz])や心拍用のハイパスフィルタ(1[Hz])を用いて心拍数hおよび呼吸数rを測定する前記特許文献1等の技術に比べ、被検体の体動等に基づくノイズによる影響が低減され、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を精度良く測定できることが確認された。   Further, in Experimental Example 1, the output waveform of the first microwave radar SN1 is strongly affected by noise, and the heart rate of the single microwave radar SN1 with the same accuracy as the contact-type physical information measuring device U of Comparative Example 1 is used alone. It was confirmed that the number h [bpm] and the respiration rate r [bpm] may not be measured. Therefore, the physical information measuring device U of Experimental Example 1 uses the low-pass filter for breathing (0.3 [Hz]) and the high-pass filter for heartbeat (1 [Hz]) for the output waveform of one microwave radar. Compared with the technique of Patent Document 1 or the like that measures the heart rate h and the respiratory rate r using the above, the influence of noise based on the body motion of the subject is reduced, and the heart rate h [bpm] and the respiratory rate r are reduced. It was confirmed that [bpm] can be measured with high accuracy.

また、前記構成を備えた実施例1の前記身体情報測定システムSでは、図7のST2〜ST4に示すように、被検体がマットレス1bに横たわっておらず、且つ、前記心拍数h[bpm]または前記呼吸数r[bpm]が演算されなかった場合には、前記被検体がベッド1から離れていると判別される。そして、図7のST5(1),(2)に示すように、前記離床告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Aに示す前記離床告知画像102が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。このため、実施例1の前記身体情報測定システムSは、前記被検体がベッド1から離れている際には、前記心拍数h[bpm]または前記呼吸数r[bpm]を演算しないようにすることができる。また、例えば、ベッド1が配置された部屋の別室や遠隔地等に配置された前記受信用クライアントパソコンPCbのユーザ(観察者、監視人、介護人、保佐人、医師、看護士等の使用者)が、前記被検体がベッド1から離れていることを確認でき、必要であれば、前記被検体を探しに行くことができる。   Further, in the body information measuring system S of Example 1 having the above-described configuration, as shown in ST2 to ST4 of FIG. 7, the subject does not lie on the mattress 1b, and the heart rate h [bpm] Alternatively, when the respiration rate r [bpm] is not calculated, it is determined that the subject is away from the bed 1. Then, as shown in ST5 (1) and (2) of FIG. 7, the get-off notice information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the get-off notice image 102 shown in FIG. It is displayed on the display H2 of the PCb. For this reason, the body information measurement system S according to the first embodiment does not calculate the heart rate h [bpm] or the respiration rate r [bpm] when the subject is away from the bed 1. be able to. In addition, for example, use of the receiving client personal computer PCb (an observer, a monitor, a caregiver, a caretaker, a doctor, a nurse, etc.) placed in a separate room or a remote place of the room where the bed 1 is placed Person) can confirm that the subject is separated from the bed 1, and if necessary, can go to the subject.

また、図7のST5(3)〜ST7に示すように、被検体がベッド1から離れたと判別された場合には、前記離床用タイマTM′により離床時間が計時され、計時中の前記離床時間が予め設定された離床判別用閾値を超えた場合には、前記被検体がベッド1から長期間離れていると判別される。そして、図7のST8に示すように、前記長期離床告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Bに示す前記長期離床告知画像103が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。このため、例えば、前記被検体から離れた位置にいる前記ユーザが、前記被検体がベッド1から長期間離れていることを確認でき、監視や介護や保佐等が必要な前記被検体が外出・徘徊等をしているかどうか確認するために探しに行ったり、ベッド1から離れた前記被検体の安否を確認しに行ったりすることができる。   Further, as shown in ST5 (3) to ST7 in FIG. 7, when it is determined that the subject has left the bed 1, the bed leaving time is counted by the bed leaving timer TM ′, and the bed leaving time during the time counting is measured. Exceeds a preset threshold for determining bed separation, it is determined that the subject has been separated from the bed 1 for a long period of time. Then, as shown in ST8 of FIG. 7, the long-term leaving notice information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the long-term leaving notice image 103 shown in FIG. 6B is displayed on the display H2 of each client personal computer PCa, PCb. Is displayed. For this reason, for example, the user who is away from the subject can confirm that the subject has been away from the bed 1 for a long period of time, and the subject requiring monitoring, nursing care, maintenance or the like is out. -It is possible to go to search to confirm whether or not he / she is wrinkled, or to check the safety of the subject away from the bed 1.

また、前記構成を備えた実施例1の前記身体情報測定システムSでは、被検体がマットレス1bに横たわり、前記身体情報測定処理が実行された場合には、図7のST16、図8に示す前記心拍異常告知処理が実行される。
実施例1の前記心拍異常告知処理では、図8のST101,ST102に示すように、前記心拍数h[bpm]が、演算されていない場合や(h≒0[bpm])、心拍用正常範囲(40〜100[bpm])外である場合には、被検体の心拍が異常な状態であると判別される。そして、図8のST103に示すように、前記心拍異常告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Cに示す前記心拍異常告知画像104が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。このため、前記各クライアントパソコンPCa,PCbのユーザが、前記被検体の生命維持が危険な状態(心肺停止、徐脈、頻脈等の状態)であることを確認でき、被検体から離れた位置にいる受信用クライアントパソコンPCbのユーザが前記被検体の安否を確認しに駆けつけたり、測定用クライアントパソコンPCaの近く(病室内等)にいるユーザ(医者、看護士等)が速やかに医療行為等を行ったりすることができる。
Further, in the physical information measuring system S of Example 1 having the above-described configuration, when the subject lies on the mattress 1b and the physical information measuring process is executed, ST16 in FIG. 7 and the above-described in FIG. Heart rate abnormality notification processing is executed.
In the heartbeat abnormality notification process of the first embodiment, as shown in ST101 and ST102 of FIG. 8, when the heart rate h [bpm] is not calculated (h≈0 [bpm]), the normal range for heartbeats If it is outside (40 to 100 [bpm]), it is determined that the heartbeat of the subject is in an abnormal state. Then, as shown in ST103 in FIG. 8, the heartbeat abnormality notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the heartbeat abnormality notification image 104 shown in FIG. 6C is displayed on the display H2 of each client personal computer PCa, PCb. Is displayed. For this reason, the user of each of the client personal computers PCa and PCb can confirm that the life support of the subject is in a dangerous state (state of cardiopulmonary arrest, bradycardia, tachycardia, etc.), and a position away from the subject The user of the receiving client personal computer PCb in the hospital rushed to confirm the safety of the subject, or the user (doctor, nurse, etc.) near the measuring client personal computer PCa (medical room, etc.) Can be done.

また、前記構成を備えた実施例1の前記身体情報測定システムSでは、前記心拍異常告知処理と共に、図7のST17、図9に示す前記呼吸異常告知処理も実行される。
実施例1の前記呼吸異常告知処理では、図9のST206に示すように、前記呼吸数r[bpm]が、呼吸用正常範囲(10〜25[bpm])外である場合には、被検体の呼吸が異常な状態であると判別される。そして、図8のST207に示すように、前記呼吸異常告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Dに示す前記呼吸異常告知画像106が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。このため、前記心拍異常告知処理と同様に、前記各クライアントパソコンPCa,PCbのユーザが、被検体の生命維持が危険な状態(心肺停止、徐呼吸、頻呼吸等の状態)であることを確認でき、被検体から離れた位置にいる受信用クライアントパソコンPCbのユーザが前記被検体の安否を確認しに駆けつけたり、測定用クライアントパソコンPCaの近くにいるユーザが速やかに医療行為等を行ったりすることができる。
Further, in the physical information measuring system S of the first embodiment having the above-described configuration, the abnormal breath notification process shown in ST17 of FIG. 7 and the respiratory abnormality notification process shown in FIG.
In the respiratory abnormality notification process of the first embodiment, as shown in ST206 of FIG. 9, when the respiratory rate r [bpm] is outside the normal breathing range (10 to 25 [bpm]), the subject Is determined to be in an abnormal state. Then, as shown in ST207 of FIG. 8, the respiratory abnormality notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the respiratory abnormality notification image 106 shown in FIG. 6D is displayed on the display H2 of each client personal computer PCa, PCb. Is displayed. For this reason, as in the case of the abnormal heart rate notification process, the user of each of the client personal computers PCa and PCb confirms that the life of the subject is in a dangerous state (states such as cardiopulmonary arrest, slow breathing, and tachypnea). The user of the receiving client personal computer PCb located away from the subject can rush to confirm the safety of the subject, or the user near the measuring client personal computer PCa can promptly perform a medical practice or the like. be able to.

また、実施例1の前記呼吸異常告知処理では、図9のST201〜ST202,ST204,ST205に示すように、呼吸数r[bpm]が演算されておらず、且つ、無呼吸用カウンタiが予め設定された無呼吸判別用閾値Siを超えた場合には(i>Si)、被検体が長期間無呼吸状態であると判別される。よって、実施例1の前記身体情報測定システムSは、前記無呼吸判別用閾値Siの値に応じて、例えば、呼吸数r[bpm]が30秒〜2分程度、測定されなかったことを判別できる(Si×TM1>30[sec],Si×TM1>120[sec])。そして、ST203に示すように、前記長期無呼吸告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Eに示す前記長期無呼吸告知画像107が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。   In the respiratory abnormality notification process of the first embodiment, as shown in ST201 to ST202, ST204, ST205 of FIG. 9, the respiratory rate r [bpm] is not calculated, and the apnea counter i is set in advance. If the set apnea discrimination threshold Si is exceeded (i> Si), it is determined that the subject is in an apnea state for a long time. Therefore, the physical information measurement system S of Example 1 determines that the respiration rate r [bpm] has not been measured for about 30 seconds to 2 minutes, for example, according to the value of the apnea determination threshold Si. (Si × TM1> 30 [sec], Si × TM1> 120 [sec]). Then, as shown in ST203, the long-term apnea notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the long-term apnea notification image 107 shown in FIG. 6E is displayed on the display H2 of each of the client personal computers PCa and PCb. Is done.

このため、前記各クライアントパソコンPCa,PCbのユーザが、被検体が危険な状態(長期間心肺停止、睡眠時無呼吸症候群等の状態)であることを確認できる。よって、例えば、被検体から離れた位置にいる受信用クライアントパソコンPCbのユーザが、前記被検体の安否を確認しに駆けつけることができる。また、例えば、測定用クライアントパソコンPCaの近くにいるユーザが、被検体を起床させて、直接、被検体に呼吸することを促したり、被検体の体位を調節して呼吸し易い状態にして(例えば、身体を横向きにしたり、顎を上向けにして気道確保したりする等)、間接的に、被検体に呼吸させることを促したりすることもできる。また、例えば、睡眠時無呼吸症候群の治療のために、被検体の呼吸数r[bpm]の履歴を記録して、症状の重度の検査に利用したり、検査結果(検査記録)を治療に活用したりすることも可能である。   Therefore, the user of each of the client personal computers PCa and PCb can confirm that the subject is in a dangerous state (long-term cardiopulmonary arrest, sleep apnea syndrome, etc.). Therefore, for example, the user of the receiving client personal computer PCb located at a position away from the subject can rush to confirm the safety of the subject. In addition, for example, a user near the measurement client personal computer PCa wakes up the subject and prompts the subject to breathe directly, or adjusts the posture of the subject to make it easy to breathe ( For example, the body can be turned sideways, the airway can be secured with the chin facing up), or the subject can be encouraged to breathe indirectly. Also, for example, for the treatment of sleep apnea syndrome, the history of the respiratory rate r [bpm] of the subject is recorded and used for a severe examination of symptoms, or the test result (test record) is used for treatment. It can also be used.

また、前記構成を備えた実施例1の前記身体情報測定システムSでは、前記心拍異常告知処理および前記呼吸異常告知処理と共に、図7のST18、図10に示す前記寝返告知処理も実行される。
実施例1の前記寝返告知処理では、図10のST301に示すように、前記各心拍用通過帯域波形および前記各心拍用通過帯域波形の合成強度が2番目に大きい周波数成分である体動成分の強度が予め設定された寝返判別用閾値を超えた場合に、被検体が寝返りを行ったと判別する。よって、実施例1の前記身体情報測定システムSは、ノイズの周波数成分である前記体動成分に基づいて、被検体が寝返りを行ったか否かを判別できる。そして、ST302(1),(2)に示すように、前記寝返告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Fに示す前記寝返告知情報画像108が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。このため、前記被検体から離れた位置にいる前記ユーザが、前記被検体が寝返りを行ったことを確認でき、例えば、観察中の前記被検体(冬眠中の動物等)の生態の調査記録等を行うことができる。
Further, in the physical information measuring system S of the first embodiment having the above-described configuration, the sleep notification process shown in ST18 of FIG. 7 and the sleep notification process shown in FIG. 10 are executed together with the heartbeat abnormality notification process and the respiratory abnormality notification process.
In the sleep notification process of the first embodiment, as shown in ST301 of FIG. 10, the body motion component which is the second highest frequency component of the combined intensity of each heartbeat passband waveform and each heartbeat passband waveform. When the intensity exceeds a preset threshold for turning over determination, it is determined that the subject has turned over. Therefore, the body information measuring system S according to the first embodiment can determine whether or not the subject has turned over based on the body motion component that is a frequency component of noise. Then, as shown in ST302 (1) and (2), the sleep notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the sleep notification information image 108 shown in FIG. 6F is displayed on each of the client personal computers PCa and PCb. It is displayed on the display H2. For this reason, the user who is away from the subject can confirm that the subject has turned over, for example, an ecological survey record of the subject under observation (such as a hibernating animal). It can be performed.

また、実施例1の前記寝返告知処理では、図10のST302(3),ST303,ST305に示すように、被検体が最後に寝返りを行った後、未寝返用カウンタjが予め設定された未寝返判別用閾値Sjを超えた場合には(j>Sj)、被検体が長期間寝返りを行っていないと判別される。そして、ST304に示すように、前記長期未寝返告知情報が受信用クライアントパソコンPCbに送信されると共に、図6Gに示す前記長期未寝返告知画像109が、各クライアントパソコンPCa,PCbのディスプレイH2に表示される。このため、前記各クライアントパソコンPCa,PCbのユーザが、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを確認できる。また、例えば、介護や保佐等が必要な前記被検体が床擦れ等をしないようにするために、測定用クライアントパソコンPCaの近くにいるユーザや、前記被検体から離れた位置からベッド1まで駆けつけた受信用クライアントパソコンPCbのユーザが、前記被検体に対して寝返りを促したり、寝返りを補助したりすることができる。   Further, in the sleep notification process of the first embodiment, as shown in ST302 (3), ST303, and ST305 in FIG. When the turning determination threshold value Sj is exceeded (j> Sj), it is determined that the subject has not turned over for a long time. Then, as shown in ST304, the long-term non-sleeping notification information is transmitted to the receiving client personal computer PCb, and the long-term non-sleeping notification image 109 shown in FIG. 6G is displayed on the display H2 of each of the client personal computers PCa and PCb. Is done. Therefore, the user of each of the client personal computers PCa and PCb can confirm that the subject has not turned over for a long time. Further, for example, in order to prevent the subject requiring care or maintenance from rubbing the floor or the like, the user who is near the measurement client personal computer PCa or rushes to the bed 1 from a position away from the subject. The user of the receiving client personal computer PCb can urge the subject to turn over or assist in turning over.

(変更例)
以上、本発明の実施例を詳述したが、本発明は、前記実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内で、種々の変更を行うことが可能である。本発明の変更例(H01)〜(H018)を下記に例示する。
(H01)前記実施例では、前記被検体を人間(被験者、被検者)としたが、これに限定されず、例えば、その他の動物等の生体についても本発明を適用可能である。
(H02)前記実施例では、前記ベッド1のサイズを、シングルで構成したが、これに限定されず、例えば、セミシングル、セミダブル、ダブル、ワイドダブル、クイーン、キングや、その他のサイズで構成することも可能である。また、前記ベッド1および前記各センサSN1〜SN3の寸法・配置距離L1〜L7等についても、前記ベッド1のサイズや前記被検体の身長・身幅等に応じて、任意に変更可能である。
(Example of change)
As mentioned above, although the Example of this invention was explained in full detail, this invention is not limited to the said Example, A various change is performed within the range of the summary of this invention described in the claim. It is possible. Modification examples (H01) to (H018) of the present invention are exemplified below.
(H01) In the above embodiment, the subject is a human (subject, subject), but is not limited to this. For example, the present invention can also be applied to living bodies such as other animals.
(H02) In the above embodiment, the size of the bed 1 is configured as a single, but is not limited to this. It is also possible. The dimensions and arrangement distances L1 to L7 of the bed 1 and the sensors SN1 to SN3 can be arbitrarily changed according to the size of the bed 1 and the height and width of the subject.

(H03)前記実施例において、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2の数については、2個で構成したが、これに限定されず、3個以上で構成することも可能である。この場合、出力波形にノイズが強く現れるマイクロ波レーダの個数を低減でき、前記合成強度に基づく前記心拍成分および前記呼吸成分の抽出の精度を向上させることができ、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]の測定結果の精度を向上させることができる。また、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2の測定領域A1,A2の面積については、実際に使用する機器の測定精度に応じて、任意に変更可能である。なお、各測定領域A1,A2の面積を広くした場合には、例えば、第1測定領域A1と第2測定領域A2とが一部重複するような構成とすることも可能である。
(H04)前記実施例において、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2は、前記マットレス1bの下面に支持、すなわち、張付けられているが、これに限定されず、前記マットレス1bの内部に内蔵させることも可能である。また、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2は、前記マットレス1bの下面に固定支持されているが、これに限定されず、例えば、前記マットレス支持体1aと前記マットレス1bとの間に、マットレス1bの前後方向および左右方向に移動可能なスライダ等を設けることにより、任意の位置に可変で設定できるように構成することも可能である。
(H03) In the above-described embodiment, the number of the microwave radars SN1 and SN2 is two, but is not limited thereto, and may be three or more. In this case, the number of microwave radars in which noise appears strongly in the output waveform can be reduced, the accuracy of extraction of the heart rate component and the respiratory component based on the combined intensity can be improved, and the heart rate h [bpm] and The accuracy of the measurement result of the respiration rate r [bpm] can be improved. Further, the areas of the measurement areas A1 and A2 of the microwave radars SN1 and SN2 can be arbitrarily changed according to the measurement accuracy of the device actually used. In addition, when the area of each measurement area | region A1, A2 is enlarged, it can also be set as the structure which 1st measurement area | region A1 and 2nd measurement area | region A2 overlap, for example.
(H04) In the above embodiment, each of the microwave radars SN1 and SN2 is supported on, or attached to, the lower surface of the mattress 1b. Is possible. The microwave radars SN1 and SN2 are fixedly supported on the lower surface of the mattress 1b. However, the present invention is not limited to this. For example, between the mattress support 1a and the mattress 1b, By providing a slider or the like that can move in the front-rear direction and the left-right direction, it can be configured to be variably set at an arbitrary position.

(H05)前記実施例において、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2は、前記マットレス1bの下面に支持、すなわち、張付けられているが、これに限定されず、前記マットレス1bの内部に内蔵させることも可能である。また、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2は、前記マットレス1bの下面に固定支持されているが、これに限定されず、例えば、前記マットレス支持体1aと前記マットレス1bとの間に、マットレス1bの前後方向および左右方向に移動可能なスライダ等を設けることにより、任意の位置に可変で設定できるように構成することも可能である。
(H06)前記実施例において、前記各クライアントパソコンPCa,PCbどうしの接続を、前記有線LAN2により構成したが、これに限定されず、例えば、無線LAN、インターネット、ナースコール等の専用線、電話回線等のその他の情報通信回線、または、これらの組合せにより構成することも可能である。
(H07)前記実施例において、前記被検体検知部材SN3は、いわゆる、離床センサ(徘徊センサ)によって構成されているが、これに限定されず、例えば、歪ゲージや圧センサ等により構成し、前記マットレス1bに圧力がかかっているか否かを判別することにより、前記被検体を検知することも可能である。
(H05) In the embodiment, each of the microwave radars SN1 and SN2 is supported on, or attached to, the lower surface of the mattress 1b. However, the present invention is not limited to this. Is possible. The microwave radars SN1 and SN2 are fixedly supported on the lower surface of the mattress 1b. However, the present invention is not limited to this. For example, between the mattress support 1a and the mattress 1b, By providing a slider or the like that can move in the front-rear direction and the left-right direction, it can be configured to be variably set at an arbitrary position.
(H06) In the above embodiment, the connection between the client personal computers PCa and PCb is configured by the wired LAN 2. However, the present invention is not limited to this. For example, a dedicated line such as a wireless LAN, the Internet, or a nurse call, a telephone line It is also possible to configure other information communication lines such as the above or a combination thereof.
(H07) In the above-described embodiment, the subject detection member SN3 is configured by a so-called bed leaving sensor (an heel sensor), but is not limited thereto, and is configured by, for example, a strain gauge, a pressure sensor, or the like, It is also possible to detect the subject by determining whether or not pressure is applied to the mattress 1b.

(H08)前記実施例のように、前記被検体検知部材SN3が被検体を検知した状態で、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2による前記心拍数h[bpm]や前記呼吸数r[bpm]の測定を実行することが好ましいが、前記被検体検知部材SN3を省略することも可能である。すなわち、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2により、前記心拍数h[bpm]や前記呼吸数r[bpm]を常時測定する構成とすることも可能である。なお、この場合、離床判別処理(図7のST4参照)、長期離床判別処理(図7のST7参照)、心拍異常判別処理(図7のST16、図8のST101,ST102参照)、呼吸異常判別処理(図7のST17、図8のST206参照)、長期無呼吸判別処理(図7のST17、図8のST201,ST202参照)、寝返判別処理(図7のST18、図8のST301参照)、長期未寝返判別処理(図7のST18、図8のST301,ST303参照)についても、前記心拍数h[bpm]や前記呼吸数r[bpm]の測定結果のみに基づいて行うことも可能である。 (H08) In the state where the subject detection member SN3 detects the subject as in the embodiment, the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] by the microwave radars SN1 and SN2 are set. Although it is preferable to perform measurement, the subject detection member SN3 can be omitted. That is, it is also possible to employ a configuration in which the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] are constantly measured by the microwave radars SN1 and SN2. In this case, the bed leaving determination process (see ST4 in FIG. 7), the long-term bed leaving determination process (see ST7 in FIG. 7), the heartbeat abnormality determination process (see ST16 in FIG. 7, ST101 and ST102 in FIG. 8), respiratory abnormality determination Processing (see ST17 in FIG. 7 and ST206 in FIG. 8), long-term apnea discrimination processing (see ST17 in FIG. 7, ST201 and ST202 in FIG. 8), rollover discrimination processing (see ST18 in FIG. 7 and ST301 in FIG. 8), The long-term non-sleeping determination process (see ST18 in FIG. 7 and ST301 and ST303 in FIG. 8) can also be performed based only on the measurement results of the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm]. .

(H09)前記実施例において、前記各情報を受信する受信端末を受信用クライアントパソコンPCbにより構成したが、これに限定されず、例えば、無線LANやインターネット等の情報通信回線に接続可能なPDA(Personal Digital Assistant,Personal Data Assistance)や携帯電話等の携帯情報端末等により構成することも可能である。また、前記身体情報測定システムSは、これらの前記受信端末を有することが好ましいが、これに限定されず、前記有線LAN2および前記受信用クライアントパソコンPCbが省略された前記身体情報測定装置Uのみで構成した場合にも、本発明の作用効果を奏することが可能である。
(H010)前記実施例において、各合成強度を、各周波数成分の強度どうしの積により演算したが、これに限定されず、例えば、各周波数成分の強度どうしの和により演算することも可能である。なお、この場合、例えば、一方のマイクロ波レーダSN1,SN2からは出力波形(出力信号の履歴の波形)が得られているが、他方のマイクロ波レーダSN2,SN1からは出力波形が得られていない場合であって、前記各周波数成分の強度どうしの積が得られない、すなわち、0になる場合でも、前記各周波数成分の強度どうしの和であれば前記一方のマイクロ波レーダSN1,SN2の出力波形のみから前記各合成強度を演算できる。このため、前記他方のマイクロ波レーダSN2,SN1から出力波形が得られていない場合のみ、前記各周波数成分の強度どうしの積でなく和をとるような構成にすることも可能である。
(H09) In the above embodiment, the receiving terminal for receiving each piece of information is constituted by the receiving client personal computer PCb. However, the present invention is not limited to this. For example, a PDA ( (Personal Digital Assistant, Personal Data Assistance) or a portable information terminal such as a cellular phone can be used. The physical information measuring system S preferably includes these receiving terminals. However, the physical information measuring system S is not limited to this, and only the physical information measuring device U in which the wired LAN 2 and the receiving client personal computer PCb are omitted. Even when configured, the effects of the present invention can be achieved.
(H010) In the above embodiment, each combined intensity is calculated by the product of the intensities of the frequency components. However, the present invention is not limited to this. For example, it is also possible to calculate by the sum of the intensities of the frequency components. . In this case, for example, an output waveform (a waveform of an output signal history) is obtained from one of the microwave radars SN1 and SN2, but an output waveform is obtained from the other microwave radars SN2 and SN1. The product of the intensities of the respective frequency components cannot be obtained, that is, even if it is 0, if the sum of the intensities of the respective frequency components is the sum of the one of the microwave radars SN1 and SN2, Each combined intensity can be calculated from only the output waveform. For this reason, only when the output waveform is not obtained from the other microwave radars SN2 and SN1, it is also possible to adopt a configuration in which the sum is obtained instead of the product of the intensities of the respective frequency components.

(H011)前記実施例において、一方のマイクロ波レーダSN1,SN2からは出力波形(出力信号の履歴の波形)が得られているが、他方のマイクロ波レーダSN2,SN1からは出力波形が得られていない場合に、被検体の就寝位置が前記一方のマイクロ波レーダSN1,SN2側に偏っていると判別する就寝位置判別処理を実行することも可能である。なお、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2を3個以上、例えば、左右両対象に2個ずつの各マイクロ波レーダSN1,SN2を上下方向に等間隔で4列配置して構成すれば(2×4=8)、前記就寝位置判別処理の精度をさらに向上させることも可能である。
(H012)前記実施例において、前記各通過帯域波形の各周波数成分の強度を演算するために、前記高速フーリエ変換(FFT)を使用したが、これに限定されず、例えば、前記高速フーリエ変換ほど高速ではないが、信号処理等で離散化されたデジタル信号の周波数解析や偏微分方程式や畳み込み積分を効率的に計算するために使用される離散フーリエ変換(DFT:Discrete Fourier Transform)やその他の周波数解析手段を使用することも可能である。
(H011) In the above embodiment, an output waveform (waveform of output signal history) is obtained from one of the microwave radars SN1 and SN2, but an output waveform is obtained from the other microwave radar SN2 and SN1. If not, it is also possible to execute a sleeping position determination process for determining that the sleeping position of the subject is biased toward the one of the microwave radars SN1 and SN2. If the microwave radars SN1 and SN2 are arranged three or more, for example, two microwave radars SN1 and SN2 are arranged in four rows at equal intervals in the vertical direction (2 × 4 = 8), it is possible to further improve the accuracy of the sleeping position determination process.
(H012) In the above embodiment, the Fast Fourier Transform (FFT) is used to calculate the intensity of each frequency component of each passband waveform. However, the present invention is not limited to this. Discrete Fourier Transform (DFT) and other frequencies used to efficiently calculate frequency analysis, partial differential equations and convolution integrals of digital signals that are not high-speed but digitized by signal processing, etc. It is also possible to use analysis means.

(H013)前記実施例において、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]の測定結果の精度を向上させるために、前記バンドパスフィルタリング処理(図7のST10参照)および前記正規化処理(図7のST11参照)を実行することが好ましいが、これらの処理を省略することも可能である。
(H014)前記実施例において、前記各マイクロ波レーダSN1,SN2の出力信号に基づいて、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]を測定したが、これに限定されず、例えば、前記心拍数h[bpm]のみ、または、前記呼吸数r[bpm]のみを測定することも可能である。
(H015)前記実施例において、長期離床判別処理(図7のST7参照)では、計時中の前記離床時間が予め設定された離床判別用閾値を超えた場合に、前記被検体がベッド1から長期間離れていると判別するが、これに限定されず、例えば、計時中の前記離床時間が、10分以内であれば、前記被検体が小用を足している等と判別し、20分以内であれば、前記被検体が大用を足している等と判別し、30分以内であれば、前記被検体が散歩中である等と判別し、30分以上であれば、前記被検体がベッド1から長期間離れており、探しに行く必要があると判別するように構成することも可能である。
(H013) In the embodiment, in order to improve the accuracy of the measurement result of the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm], the bandpass filtering process (see ST10 in FIG. 7) and the normalization It is preferable to execute the process (see ST11 in FIG. 7), but these processes can be omitted.
(H014) In the above embodiment, the heart rate h [bpm] and the respiration rate r [bpm] are measured based on the output signals of the microwave radars SN1 and SN2, but the present invention is not limited to this. It is also possible to measure only the heart rate h [bpm] or only the respiratory rate r [bpm].
(H015) In the above-described embodiment, in the long-term bed leaving determination process (see ST7 in FIG. 7), when the bed leaving time during the measurement exceeds a predetermined bed leaving detection threshold, the subject is long from the bed 1. Although it is determined that the period is separated, the present invention is not limited to this. For example, if the bed leaving time during measurement is within 10 minutes, it is determined that the subject has added a small amount, and within 20 minutes. If it is within 30 minutes, it is determined that the subject is taking a walk, and if it is 30 minutes or more, the subject is determined to be It can be configured to determine that it has been away from the bed 1 for a long time and needs to be searched.

(H016)前記実施例では、前記各情報を告知する方法として、図6に示す前記各画像101〜109を前記ディスプレイH2に表示したが、これに限定されず、例えば、警報音を鳴らしたり、前記各情報を説明する各警告メッセージを読み上げたり、警告色を点灯させたりして告知することも可能である。
(H017)前記実施例では、前記身体情報画像101として、前記心拍数h[bpm]および前記呼吸数r[bpm]の数値のみを記載した画像により構成したが、これに限定されず、例えば、図11に示す、ハイパスフィルタリング後の各マイクロ波レーダSN1,SN2による測定結果を心拍・呼吸に関する出力波形として表示したり、図12〜図15に示す各過程の波形を表示したりすることも可能である。
(H016) In the embodiment, as the method of notifying each information, the images 101 to 109 shown in FIG. 6 are displayed on the display H2. However, the present invention is not limited to this. For example, an alarm sound is generated. It is also possible to notify by reading out each warning message explaining each piece of information or lighting a warning color.
(H017) In the above embodiment, the physical information image 101 is configured by an image that describes only the values of the heart rate h [bpm] and the respiratory rate r [bpm], but is not limited thereto. The measurement results obtained by the microwave radars SN1 and SN2 after high-pass filtering shown in FIG. 11 can be displayed as output waveforms relating to heartbeat and respiration, and the waveforms of the respective processes shown in FIGS. 12 to 15 can be displayed. It is.

(H018)前記実施例では、図7のST13(3)において、心拍用合成強度および呼吸用合成強度が2番目に大きい各周波数成分をそれぞれ体動成分として抽出したが、これに限定されず、例えば、心拍成分および呼吸成分以外のノイズの周波数成分全体を体動成分とすることも可能である。この場合、前記実施例では、前記寝返判別処理(図7のST18、図8のST301参照)において、前記体動成分の合成強度が寝返判別用閾値を超えたか否かを判別することにより、被検体が寝返りを行ったか否かを判別したが、例えば、体動成分の合成強度の合計値が寝返判別用閾値を超えたか否かを判別することにより、被検体が寝返りを行ったか否かを判別することも可能である。すなわち、心拍用合成強度または呼吸用合成強度の値である、各合成強度全体に対する割合(率、比率、構成比、構成比率)が、予め設定された閾値以下となった場合に、体動成分の合成強度の合計値が寝返判別用閾値を超えたと判別し、被検体が寝返りを行ったか否かを判別することも可能である。 (H018) In the above embodiment, in ST13 (3) of FIG. 7, each frequency component having the second highest combined strength for heartbeat and the combined strength for respiration is extracted as a body motion component, but the present invention is not limited to this. For example, the entire frequency component of noise other than the heartbeat component and the respiratory component can be used as the body motion component. In this case, in the embodiment, in the turning determination process (see ST18 in FIG. 7 and ST301 in FIG. 8), it is determined whether or not the combined strength of the body motion components has exceeded the turning determination threshold. Whether or not the sample has been turned over is determined, for example, whether or not the subject has turned over by determining whether or not the total value of the combined intensity of the body motion components has exceeded the threshold for determining the turn over. It is also possible to determine. That is, when the ratio (rate, ratio, composition ratio, composition ratio) to the total composition intensity, which is the value of the combined intensity for heartbeat or the combined intensity for breathing, is equal to or less than a preset threshold value, the body motion component It is also possible to determine whether or not the total value of the combined intensities exceeds the threshold for turning over and whether or not the subject has turned over.

本発明の前記身体情報測定装置Uおよび前記身体情報測定システムSは、例えば、医師や看護士等が、診察室やナースステーション等の病院内や、外出・帰宅時の遠隔地において、病室内の入院患者の安否確認する場合等に有用である。また、例えば、在宅介護者が、自宅内の別室や外出時の遠隔地において、被介護者(要介護者)の安否確認する場合等にも有用である。また、例えば、動物園で冬眠中の熊等の動物の生態の研究のため、遠隔地において観察する場合等にも有用である。   The physical information measuring device U and the physical information measuring system S of the present invention can be used, for example, in a hospital where a doctor, a nurse, or the like is in a hospital such as an examination room or a nurse station, or in a remote place when going out or going home. This is useful when confirming the safety of hospitalized patients. Also, for example, it is useful when a home caregiver confirms the safety of a care recipient (care recipient) in a separate room at home or in a remote place when going out. It is also useful when observing in a remote place, for example, to study the ecology of animals such as bears that are hibernating in a zoo.

1…寝台、101…身体情報画像、A1…第1測定領域、A2…第2測定領域、CA1…出力信号履歴記憶手段、CA2…周波数成分除去手段、CA2a…心拍用周波数成分除去手段、CA2b…呼吸用周波数成分除去手段、CA3…周波数成分強度演算手段、CA4…強度正規化手段、CA5…合成強度演算手段、CA6…周波数成分抽出手段、CA7a…心拍数演算手段、CA7b…呼吸数演算手段、CA11,CB11…身体情報画像表示手段、CA12…就床判別手段、CA13…離床判別手段、CA14,CB14…離床告知手段、CA15…離床時間計時手段、CA16…長期離床判別手段、CA17,CB17…長期離床告知手段、CA18…心拍異常判別手段、CA19,CB19…心拍異常告知手段、CA20…呼吸異常判別手段、CA21,CB21…呼吸異常告知手段、CA22…無呼吸判別手段、CA23…無呼吸時間計時手段、CA24…長期無呼吸判別手段、CA25,CB25…長期無呼吸告知手段、CA26…寝返判別手段、CA28…未寝返時間計時手段、CA29…長期未寝返判別手段、CA30,CB30…長期未寝返告知手段、h…心拍数、r…呼吸数、S…身体情報測定システム、Si×TM1…無呼吸判別用閾値、Sj×TM1…未寝返判別用閾値、SN1…第1電磁波送受信部材、SN1a…第1電磁波照射部、SN1b…第1電磁波受信部、SN2…第2電磁波送受信部材、SN2a…第2電磁波照射部、SN2b…第2電磁波受信部、SN3…被検体検知部材、TM2…無呼吸時間、TM3…未寝返時間、U…身体情報測定装置。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Bed, 101 ... Body information image, A1 ... 1st measurement area | region, A2 ... 2nd measurement area | region, CA1 ... Output signal history storage means, CA2 ... Frequency component removal means, CA2a ... Frequency component removal means for heartbeat, CA2b ... Frequency component removing means for breathing, CA3 ... Frequency component intensity calculating means, CA4 ... Intensity normalizing means, CA5 ... Synthetic intensity calculating means, CA6 ... Frequency component extracting means, CA7a ... Heart rate calculating means, CA7b ... Respiration rate calculating means, CA11, CB11 ... physical information image display means, CA12 ... getting bed judging means, CA13 ... getting bed judging means, CA14, CB14 ... getting out bed notification means, CA15 ... leaving time measuring means, CA16 ... long-term bed leaving judgment means, CA17, CB17 ... long term Bed leaving notification means, CA18 ... heartbeat abnormality determination means, CA19, CB19 ... heartbeat abnormality notification means, CA20 ... breathing abnormality determination means, CA21, CB21 ... breathing abnormality notification means, CA22 Apnea discrimination means, CA23 ... Apnea time measurement means, CA24 ... Long-term apnea discrimination means, CA25, CB25 ... Long-term apnea notification means, CA26 ... Lay-down discrimination means, CA28 ... Non-sleep time measurement means, CA29 ... Long-term non-sleep Discriminating means, CA30, CB30 ... long-term non-sleep notification means, h ... heart rate, r ... respiration rate, S ... physical information measurement system, Si × TM1 ... apnea discrimination threshold, Sj × TM1 ... no-sleep discrimination threshold, SN1 ... 1st electromagnetic wave transmission / reception member, SN1a ... 1st electromagnetic wave irradiation part, SN1b ... 1st electromagnetic wave reception part, SN2 ... 2nd electromagnetic wave transmission / reception member, SN2a ... 2nd electromagnetic wave irradiation part, SN2b ... 2nd electromagnetic wave reception part, SN3 ... Subject detection member, TM2 ... apnea time, TM3 ... non-sleeping time, U ... physical information measuring device.

Claims (15)

被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の心拍に対応する前記周波数成分である心拍成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記心拍成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの心拍数を演算する心拍数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの心拍数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする身体情報測定装置。
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a heartbeat component that is the frequency component corresponding to the heartbeat of the subject based on the combined intensity for each frequency component;
Heart rate calculating means for calculating a heart rate per unit time of the subject based on the extracted heart rate component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the calculated heart rate per unit time of the subject;
An apparatus for measuring physical information, comprising:
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分を抽出する前記周波数成分抽出手段と、
抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数を演算する呼吸数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの心拍数および呼吸数を告知する前記身体情報画像を表示する前記身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする請求項1に記載の身体情報測定装置。
The frequency component extraction means for extracting a respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject based on the combined intensity for each frequency component;
Respiration rate calculating means for calculating a respiration rate per unit time of the subject based on the extracted respiration component;
The physical information image display means for displaying the physical information image for notifying the calculated heart rate and respiratory rate per unit time of the subject;
The physical information measuring device according to claim 1, further comprising:
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数を演算する呼吸数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの呼吸数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする身体情報測定装置。
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject, based on the combined intensity for each frequency component;
Respiration rate calculating means for calculating a respiration rate per unit time of the subject based on the extracted respiration component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the computed respiratory rate per unit time of the subject;
An apparatus for measuring physical information, comprising:
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度の積を演算することにより、前記合成強度を演算する前記合成強度演算手段と、
を備えたことを特徴とする請求項1ないし3のいずれかに記載の身体情報測定装置。
The combined intensity calculating means for calculating the combined intensity by calculating a product of intensity of each frequency component of the waveform of the history of the first output signal and the waveform of the history of the second output signal;
The body information measuring device according to any one of claims 1 to 3, further comprising:
前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された最小周波数から最大周波数までの通過帯域外の周波数成分を除去する周波数成分除去手段と、
前記通過帯域内の前記各周波数成分の強度を演算する前記周波数成分強度演算手段と、
を備えたことを特徴とする請求項1ないし4のいずれかに記載の身体情報測定装置。
Of the history waveform of each output signal, a frequency component removing means for removing a frequency component outside the passband from a preset minimum frequency to a maximum frequency;
The frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of each frequency component in the passband;
The body information measuring device according to claim 1, further comprising:
前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された心拍用最小周波数から心拍用最大周波数までの心拍用通過帯域外の周波数成分を除去する心拍用周波数成分除去手段と、
前記各出力信号の履歴の波形のうちの、予め設定された呼吸用最小周波数から呼吸用最大周波数までの呼吸用通過帯域外の周波数成分を除去する呼吸用周波数成分除去手段と、
前記心拍用通過帯域内の前記各周波数成分の強度を演算すると共に、前記呼吸用通過帯域内の前記各周波数成分の強度を演算する前記周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分のうち、前記心拍用通過帯域内の各周波数成分の強度が合成された心拍用合成強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記呼吸用通過帯域内の各周波数成分の強度が合成された呼吸用合成強度を前記周波数成分ごとに演算する前記合成強度演算手段と、
前記心拍用合成強度に基づいて、前記心拍成分を抽出すると共に、前記呼吸用合成強度に基づいて、前記呼吸成分を抽出する前記周波数成分抽出手段と、
を備えたことを特徴とする請求項5に記載の身体情報測定装置。
A heartbeat frequency component removing means for removing a frequency component outside the heartbeat passband from a preset heartbeat minimum frequency to a heartbeat maximum frequency in the history waveform of each output signal;
Breathing frequency component removing means for removing a frequency component outside a breathing passband from a preset breathing minimum frequency to a breathing maximum frequency in a history waveform of each output signal;
The frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of each frequency component in the heartbeat passband and calculating the intensity of each frequency component in the breathing passband;
Of the frequency components of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal, the combined intensity for heartbeats obtained by combining the intensities of the frequency components in the passband for heartbeats is the frequency. The combined intensity calculating means for calculating for each frequency component, calculating for each frequency component, calculating for each component, and calculating for each frequency component a combined intensity for respiration in which the intensity of each frequency component in the respiration passband is combined.
The frequency component extracting means for extracting the heartbeat component based on the heartbeat synthetic intensity and extracting the respiratory component based on the respiratory synthetic intensity;
The physical information measuring device according to claim 5, further comprising:
前記寝台上の前記被検体を検知する被検体検知部材と、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの心拍数または呼吸数が演算されている場合に、前記被検体が前記寝台に横たわっていると判別する就床判別手段と、
前記被検体検知部材が前記被検体を検知しておらず、且つ、前記被検体の単位時間当りの心拍数および呼吸数が演算されてない場合に、前記被検体が前記寝台から離れたと判別する離床判別手段と、
前記被検体が前記寝台から離れたと判別された場合に、前記被検体が前記寝台から離れたことを告知する離床告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項1ないし6のいずれかに記載の身体情報測定装置。
An object detection member for detecting the object on the bed;
When the subject detection member detects the subject and the heart rate or respiration rate per unit time of the subject is calculated, it is determined that the subject is lying on the bed. Floor discrimination means;
When the subject detection member does not detect the subject and the heart rate and respiration rate per unit time of the subject are not calculated, it is determined that the subject is separated from the bed. Leaving bed discrimination means;
When it is determined that the subject is separated from the bed, a bed leaving notification means for notifying that the subject is separated from the bed;
The body information measuring device according to claim 1, further comprising:
前記被検体が前記寝台から離れたと判別されてからの経過時間である離床時間を計時する離床時間計時手段と、
計時中の前記離床時間が予め設定された離床判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が前記寝台から長期間離れていると判別する長期離床判別手段と、
前記被検体が前記寝台から長期間離れていると判別された場合に、前記被検体が前記寝台から長期間離れていることを告知する長期離床告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項7に記載の身体情報測定装置。
A bed leaving time measuring means for measuring a bed leaving time that is an elapsed time since it was determined that the subject has left the bed;
A long-term getting-off determining means for determining that the subject is away from the bed for a long time when the getting-off time during the measurement exceeds a predetermined threshold for getting out of bed;
When it is determined that the subject is away from the bed for a long time, long-term bed notification means for notifying that the subject is away from the bed for a long time;
The physical information measuring device according to claim 7, further comprising:
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの心拍数が予め設定された最小心拍数から最大心拍数までの心拍用正常範囲外である場合に、前記被検体の心拍が異常な状態であると判別する心拍異常判別手段と、
前記被検体の心拍が異常な状態であると判別された場合に、前記被検体の心拍が異常な状態であることを告知する心拍異常告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項7または8に記載の身体情報測定装置。
When the subject detection member detects the subject and the heart rate per unit time of the subject is outside the normal heart rate range from a preset minimum heart rate to a maximum heart rate, A heartbeat abnormality determining means for determining that the heartbeat of the subject is in an abnormal state;
A heartbeat abnormality notification means for notifying that the heartbeat of the subject is in an abnormal state when it is determined that the heartbeat of the subject is in an abnormal state;
The physical information measuring device according to claim 7 or 8, further comprising:
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの呼吸数が予め設定された最小呼吸数から最大呼吸数までの呼吸用正常範囲外である場合に、前記被検体の呼吸が異常な状態であると判別する呼吸異常判別手段と、
前記被検体の呼吸が異常な状態であると判別された場合に、前記被検体の呼吸が異常な状態であることを告知する呼吸異常告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項7ないし9のいずれかに記載の身体情報測定装置。
When the subject detection member detects the subject and the respiratory rate per unit time of the subject is outside a normal range for breathing from a preset minimum respiratory rate to a maximum respiratory rate, Breathing abnormality determining means for determining that the subject's breathing is in an abnormal state;
A breathing abnormality notification means for notifying that the subject's breathing is in an abnormal state when it is determined that the subject's breathing is in an abnormal state;
10. The body information measuring device according to claim 7, further comprising:
前記被検体検知部材が前記被検体を検知し、且つ、前記被検体の単位時間当りの呼吸数が演算されていない場合に、前記被検体が無呼吸状態になったと判別する無呼吸判別手段と、
前記被検体が無呼吸状態になったと判別されてからの経過時間である無呼吸時間を計時する無呼吸時間計時手段と、
計時中の前記無呼吸時間が予め設定された無呼吸判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が長期間無呼吸状態であると判別する長期無呼吸判別手段と、
前記被検体が長期間無呼吸状態であると判別された場合に、前記被検体が長期間無呼吸状態であることを告知する長期無呼吸告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項7ないし10のいずれかに記載の身体情報測定装置。
An apnea discrimination means for discriminating that the subject is in an apnea state when the subject detection member detects the subject and the respiration rate per unit time of the subject is not calculated; ,
An apnea time measuring means for measuring an apnea time which is an elapsed time since it was determined that the subject is in an apnea state;
Long-term apnea discrimination means for discriminating that the subject is in an apnea state for a long time when the apnea time during timing exceeds a preset apnea discrimination threshold;
When it is determined that the subject is in an apnea state for a long time, a long-term apnea notification means for notifying that the subject is in an apnea state for a long time;
The body information measuring device according to claim 7, further comprising:
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分のうち、前記心拍成分および前記呼吸成分以外の前記周波数成分であって、前記被検体の体動に対応する前記周波数成分である体動成分を抽出する前記周波数成分抽出手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる前記体動成分の強度、または、前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる前記体動成分の強度が、予め設定された寝返判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が寝返りを行ったと判別する寝返判別手段と、
前記被検体が寝返りを行ったと判別された場合に、前記被検体が寝返りを行ったことを告知する寝返告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項7ないし11のいずれかに記載の身体情報測定装置。
Of the frequency components of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal, the frequency components other than the heartbeat component and the respiratory component, and the body motion of the subject. The frequency component extracting means for extracting the body motion component which is the corresponding frequency component;
The strength of the body motion component included in the history waveform of the first output signal or the strength of the body motion component included in the history waveform of the second output signal is set to a preset threshold for turning determination. When it exceeds, the turning determination means for determining that the subject has turned over,
When it is determined that the subject has turned over, the bed notifying means for notifying that the subject has turned over; and
The physical information measuring device according to claim 7, further comprising:
前記被検体が寝返りを行ったと判別されてからの経過時間である未寝返時間を計時する未寝返時間計時手段と、
計時中の前記未寝返時間が予め設定された未寝返判別用閾値を超えた場合に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないと判別する長期未寝返判別手段と、
前記被検体が長期間寝返りを行っていないと判別された場合に、前記被検体が長期間寝返りを行っていないことを告知する長期未寝返告知手段と、
を備えたことを特徴とする請求項12に記載の身体情報測定装置。
A non-sleep time measuring means for measuring a non-sleep time which is an elapsed time since it was determined that the subject has turned over;
Long-term non-sleep determination means for determining that the subject has not turned over for a long period of time when the non-sleep time exceeds a preset non-sleep determination threshold,
When it is determined that the subject has not turned over for a long time, a long-term non-sleeping notification means for notifying that the subject has not turned over for a long time;
The physical information measuring device according to claim 12, comprising:
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の心拍に対応する前記周波数成分である心拍成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記心拍成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの心拍数を演算する心拍数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの心拍数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする身体情報測定システム。
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a heartbeat component that is the frequency component corresponding to the heartbeat of the subject based on the combined intensity for each frequency component;
Heart rate calculating means for calculating a heart rate per unit time of the subject based on the extracted heart rate component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the calculated heart rate per unit time of the subject;
A body information measuring system characterized by comprising:
被検体が横たわる寝台と、
前記寝台に予め設定された第1測定領域に対して第1の電磁波を照射する第1電磁波照射部と、前記第1測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第1の電磁波を受信する第1電磁波受信部と、を有し、前記第1電磁波受信部が受信した前記第1の電磁波に応じて第1出力信号を出力する第1電磁波送受信部材と、
前記寝台の前記第1測定領域からずれた領域に予め設定された第2測定領域に対して第2の電磁波を照射する第2電磁波照射部と、前記第2測定領域内に横たわる前記被検体から反射した前記第2電磁波を受信する第2電磁波受信部と、を有し、前記第2電磁波受信部が受信した前記第2の電磁波に応じて第2出力信号を出力する第2電磁波送受信部材と、
前記第1出力信号の履歴と、前記第2出力信号の履歴とを記憶する出力信号履歴記憶手段と、
前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第1出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算すると共に、前記出力信号履歴記憶手段に記憶された前記第2出力信号の履歴の波形に含まれる周波数成分の強度を前記周波数成分ごとに演算する周波数成分強度演算手段と、
前記第1出力信号の履歴の波形と前記第2出力信号の履歴の波形との各周波数成分の強度が合成された合成強度を前記周波数成分ごとに演算する合成強度演算手段と、
前記周波数成分ごとの合成強度に基づいて、前記被検体の呼吸に対応する前記周波数成分である呼吸成分を抽出する周波数成分抽出手段と、
抽出された前記呼吸成分に基づいて、前記被検体の単位時間当りの呼吸数を演算する呼吸数演算手段と、
演算された前記被検体の単位時間当りの呼吸数を告知する身体情報画像を表示する身体情報画像表示手段と、
を備えたことを特徴とする身体情報測定システム。
A bed on which the subject lies;
A first electromagnetic wave irradiation unit configured to irradiate a first measurement region set in advance on the bed with a first electromagnetic wave; and the first electromagnetic wave reflected from the subject lying in the first measurement region. A first electromagnetic wave receiving unit, and a first electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a first output signal in response to the first electromagnetic wave received by the first electromagnetic wave receiving unit;
From a second electromagnetic wave irradiation unit that irradiates a second measurement region preset in a region shifted from the first measurement region of the bed with a second electromagnetic wave, and the subject lying in the second measurement region A second electromagnetic wave receiving unit that receives the reflected second electromagnetic wave, and a second electromagnetic wave transmitting / receiving member that outputs a second output signal in response to the second electromagnetic wave received by the second electromagnetic wave receiving unit; ,
Output signal history storage means for storing the history of the first output signal and the history of the second output signal;
The intensity of the frequency component contained in the waveform of the history of the first output signal stored in the output signal history storage means is calculated for each frequency component, and the second output stored in the output signal history storage means Frequency component intensity calculating means for calculating the intensity of the frequency component included in the waveform of the signal history for each frequency component;
A combined intensity calculating means for calculating, for each frequency component, a combined intensity obtained by combining the intensity of each frequency component of the history waveform of the first output signal and the history waveform of the second output signal;
Frequency component extraction means for extracting a respiratory component that is the frequency component corresponding to the breathing of the subject, based on the combined intensity for each frequency component;
Respiration rate calculating means for calculating a respiration rate per unit time of the subject based on the extracted respiration component;
A physical information image display means for displaying a physical information image for notifying the computed respiratory rate per unit time of the subject;
A body information measuring system characterized by comprising:
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Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5533726B2 (en) * 2011-02-18 2014-06-25 コニカミノルタ株式会社 Sleep apnea determination device
US9901310B2 (en) 2011-04-22 2018-02-27 Koninklijke Philips N.V. Patient localization system
JP5578683B2 (en) * 2011-10-03 2014-08-27 公立大学法人首都大学東京 Physical information measuring device and physical information measuring method
JP6035813B2 (en) * 2012-03-28 2016-11-30 富士通株式会社 Biological monitoring apparatus, apparatus control method, and apparatus control program
JP5935593B2 (en) * 2012-08-22 2016-06-15 富士通株式会社 HEART RATE ESTIMATION DEVICE AND METHOD, AND PROGRAM
JP6127602B2 (en) * 2013-03-13 2017-05-17 沖電気工業株式会社 State recognition device, state recognition method, and computer program
JP6123449B2 (en) * 2013-04-16 2017-05-10 富士通株式会社 Biological information acquisition apparatus, method, and program
JP6353194B2 (en) * 2013-04-22 2018-07-04 公立大学法人首都大学東京 Physical information measuring device
CN104274158A (en) * 2013-07-10 2015-01-14 上海宽带技术及应用工程研究中心 Furniture physical sign detection device and furniture type physical sign monitoring system
JP6233837B2 (en) * 2013-11-19 2017-11-22 公立大学法人首都大学東京 Sleep stage determination device, sleep stage determination program, and sleep stage determination method
JP2015100576A (en) * 2013-11-26 2015-06-04 日本光電工業株式会社 Biological information detection system
WO2018145042A1 (en) * 2017-02-03 2018-08-09 University Of Notre Dame Du Lac Heart and lung monitoring with coherent signal dispersion
JP6617591B2 (en) * 2016-02-04 2019-12-11 オムロン株式会社 Biological information detection device
CA2978745C (en) * 2016-06-28 2019-07-16 Softcare Co., Ltd. Apparatus and method for imaging and analyzing hemodynamics
JP6660492B2 (en) * 2017-01-20 2020-03-11 シャープ株式会社 Monitoring device
JP7066389B2 (en) * 2017-12-07 2022-05-13 パラマウントベッド株式会社 Posture judgment device
JP2020000371A (en) * 2018-06-26 2020-01-09 凸版印刷株式会社 Sleep state determination device, sleep state determination method, and sleep state determination system
TWI687202B (en) * 2018-12-21 2020-03-11 緯創資通股份有限公司 Non-contact vital-sign monitoring system and method
JP7139959B2 (en) * 2019-01-10 2022-09-21 株式会社Soken Biological information detector
TWI687203B (en) * 2019-09-03 2020-03-11 緯創資通股份有限公司 Adaptive vital-sign detection method and system
KR102139047B1 (en) * 2019-12-16 2020-07-30 주식회사 피플멀티 Smart health care mattress
JP7455191B2 (en) * 2020-03-17 2024-03-25 データソリューションズ株式会社 Biological abnormality detection device, biological abnormality detection method, and program
WO2024215105A1 (en) * 2023-04-10 2024-10-17 주식회사 비알랩 System for providing sleep state analysis information and improvement guide, and method therefor

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4962947B2 (en) * 2006-10-19 2012-06-27 株式会社タウ技研 Non-contact diagnostic device

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