KR20170057521A

KR20170057521A - System for detecting apnea

Info

Publication number: KR20170057521A
Application number: KR1020150160661A
Authority: KR
Inventors: 김원남; 조성호; 최정우
Original assignee: (주)탑중앙연구소; 한양대학교 산학협력단
Priority date: 2015-11-16
Filing date: 2015-11-16
Publication date: 2017-05-25
Anticipated expiration: 2035-11-16
Also published as: KR102270546B1

Abstract

The present invention relates to a system for detecting apnea in real time, and relates to a system which enables a user to accurately detect apnea by detecting an apnea signal which can be generated during a normal activity or during sleep of the user or a measurement target from a radio signal reflected by the user or the measurement target. The apnea detection system comprises: a transceiving unit; an optimal breathing position determining unit; a normal breathing determining unit; and an apnea determining unit.

Description

[0001] SYSTEM FOR DETECTING APNEA [0002]

본 발명은 실시간으로 무호흡을 탐지하기 위한 시스템에 관한 것으로, 사용자 또는 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호로부터 사용자 또는 측정 대상의 정상 활동 또는 수면 중 발생할 수 있는 무호흡 신호를 검출함으로써 정확한 무호흡 탐지가 가능하도록 구성된 시스템에 관한 것이다.
The present invention relates to a system for detecting apnea in real time, and is capable of detecting apnea by detecting a user or an apnea signal that may occur during normal activity or sleep of a measurement subject from a propagation signal reflected by a user or an object to be measured Lt; / RTI >

무호흡(apnea)이란 다양한 의미를 가질 수 있으나, 일반적으로 정상 활동 또는 수면 중에 일시적으로 호흡이 정지되는 현상을 의미하며, 특히 수면 중에 일시적으로 호흡이 정지되는 현상인 수면 무호흡(sleep apnea)은 갑작스러운 사망 사고의 원인이 될 수 있다.Although apnea may have various meanings, it usually refers to a phenomenon in which breathing is temporarily stopped during normal activity or sleep, and sleep apnea, which is a phenomenon that temporarily stops breathing during sleep, It may cause death.

수면 무호흡으로 인해 체내에 산소가 공급되지 않으면 체내 혈액 중 산소 포화도(혈액 속에 산소가 어느 정도 포함되어있는 정도)가 비정상적으로 낮아지게 되기 때문이다.If oxygen is not supplied to the body due to sleep apnea, oxygen saturation (the degree of oxygen contained in the blood) in the body becomes abnormally low.

수면 무호흡으로 인한 야간의 수면 분열(sleep fragmentation)은 주간의 과도한 졸리움(EDS : Excessive Daytime Sleepness)을 유발하고, 동맥혈 내 산소 포화도(O2 saturation)를 감소시킨다. Night sleep fragmentation due to sleep apnea causes Excessive Daytime Sleepiness (EDS) and decreases arterial oxygen saturation (O2 saturation).

산소 포화도의 감소는 고혈압, 부정맥(arrythemia) 등을 일으킬 뿐만 아니라 심지어 수면 중 심장마비(heart attack), 돌연사(sudden death) 등의 심각한 결과도 초래할 수 있는 것이다. Decreased oxygen saturation not only causes hypertension, arrythemia, but it can also cause serious consequences such as heart attack and sudden death during sleep.

수면 무호흡에 의한 사망 사고는 주로 영아들에게서 많이 나타나며, SIDS(Sudden Infant Death Syndrome)리 불린다.Deaths caused by sleep apnea are common in infants and are called Sudden Infant Death Syndrome (SIDS).

이외에도 수면 무호흡에 의한 사망 사고는 무의식의 환자나 노인들에게서도 빈번하게 발생된다.In addition, death due to sleep apnea is frequent in unconscious patients and elderly people.

이러한 수면 무호흡증은 중추성 무호흡증(central apnea), 장애성 무호흡증(obstructive apnea), 혼합성 무호흡증(mixed apnea)의 세 가지 패턴으로 구분될 수 있다.These sleep apneas can be classified into three patterns: central apnea, obstructive apnea, and mixed apnea.

중추성 무호흡증은 수면 중에 모든 호흡적 노력을 중단시키는 신경학적 장애로 정의되며, 주로 신생아 및 영아에게서 잘 나타난다.Central apnea is defined as a neurological disorder that stops all respiratory effort during sleep, and is most commonly seen in neonates and infants.

장애성 무호흡증은 상부 기도(upper airway)의 폐쇄 또는 허탈에 의해 수면 중에 호흡이 반복적으로 정지되는 것이 특징이며, 이로 인해 동맥혈 내의 산소 포화도가 감소된다. Obstructive sleep apnea is characterized by repetitive arrest of breathing during sleep due to obstruction or closure of the upper airway, which reduces oxygen saturation in the arterial blood.

혼합성 무호흡증은 상술한 두 가지의 무호흡증이 동시에 발생하는 것을 의미한다.Mixed apnea refers to the simultaneous occurrence of the two types of apnea.

임상적으로는 야간 수면 중 10초 이상 호흡을 하지 않는 증세가 1시간당 5번 이상 나타나거나 7시간의 수면 동안 30회 이상 나타나면 수면 무호흡 증후군으로 분류될 수 있다. Clinically, it can be classified as sleep apnea syndrome if symptoms that do not breath for 10 seconds or more during nighttime sleep appear more than 5 times per hour or more than 30 times during 7 hours of sleep.

일반적으로, 코골이(snoring)는 상기도의 연구개(soft palate)가 떨려서 나는 소리로서 수면 무호흡 증후군을 의심할 수 있는 강력한 예측인자(precursor)가 될 수 있다.In general, snoring can be a powerful precursor to suspect sleep apnea syndrome as a sound of soft palate shaking.

수면 무호흡 검사는 일반적으로 수면 다원검사를 통해 이루어진다. 수면다원검사는 수면의 구조와 기능, 수면 중 발생한 사건 등을 객관적으로 평가하는 것으로, 수면 8시간동안 뇌파, 안구운동, 하악 근전도, 다리 근전도, 심전도, 코골이, 혈압, 호흡운동, 동맥혈 내 산소 포화도 등을 종합적으로 측정하고, 동시에 비디오로 환자의 수면 중 행동 이상을 기록하는 것이다.Sleep apnea tests are usually performed through sleep polygraphy. The sleep polyvalence test objectively evaluates the structure and function of the sleeping surface and the events that occur during the sleeping. It is used for 8 hours of sleeping, Saturation and so on, while at the same time recording the patient's behavioral abnormalities during sleep.

이 기록을 수면 검사 전문기사와 수면 의학 전문의가 판독하여 코골이가 어느 정도 심한가, 부정맥 발생 여부, 혈압 상승 여부, 수면 중에 다른 문제가 발생하는지의 여부, 정상인의 수면과 어떤 점에서 차이가 있는지 등에 관한 포괄적인 결과를 얻게된다.This record was read by a sleep specialist and a sleep medicine specialist to determine the degree of snoring, the occurrence of arrhythmia, the rise in blood pressure, whether other problems occurred during sleep, And to obtain a comprehensive result.

수면 무호흡 진단과 관련한 종래 기술로는 미국등록특허 US 6,368,287의 "Integrated sleep apnea screening system"은 임상의사나 전문가의 도움없이 가정에서 일반인들이 쉽게 호흡을 측정할 수 있게 하는 장치로서, 콧구멍 부위에 부착된 온도 센서를 이용하여 들숨과 날숨의 과정에서 호흡에 의한 온도 변화를 이용하여 수면 무호흡을 진단하는 시스템을 개시하고 있다. 이 기술은 측정 부위에 센서가 정확하게 위치하였는가를 발광 다이오드(LED)로 표시한다. 그러나 코 주위에 부착한 온도센서를 이용하여 호흡을 측정하는 것은 중심성 무호흡 진단에는 사용할 수 없기 때문에 실제 임상에서는 콧바람에 의한 온도 변화만으로는 호흡을 측정하지 못하는 문제점이 있다.Prior art related to the diagnosis of sleep apnea is US Patent No. 6,368,287 entitled "Integrated sleep apnea screening system ", which allows a person to easily measure respiration at home without the help of a clinician or an expert. Discloses a system for diagnosing sleep apnea using a temperature change caused by breathing in the course of inhalation and exhalation using a temperature sensor. This technology uses a light emitting diode (LED) to indicate whether the sensor is correctly positioned at the measurement site. However, since the measurement of respiration using a temperature sensor attached around the nose can not be used for the central apnea diagnosis, there is a problem in that the respiration can not be measured only by the temperature change due to the nauseousness in the clinical practice.

미국등록특허 US 6,342,039의 "Microprocessor system for the simplified diagnosis of sleep apnea"는 무호흡에 의하여 산소 포화도가 낮아졌다가, 정상적으로 호흡을 하게되면 산소 포화도가 정상으로 돌아오는 현상을 이용하여 수면 무호흡을 진단하는 시스템을 개시하고 있다. 이 기술은 연속적으로 산소 포화도를 측정하고 그래프화하여 수면 무호흡이 발생할 때 변화하는 산소 포화도의 기울기를 측정하여 무호흡 발생을 진단한다. US Pat. No. 6,342,039 discloses a system for diagnosing sleep apnea using a phenomenon in which oxygen saturation is lowered by apnea and that the oxygen saturation returns to normal when breathing is normal Lt; / RTI > This technique continuously measures and graphs oxygen saturation to diagnose the occurrence of apnea by measuring the slope of varying oxygen saturation when sleep apnea occurs.

또한, 미국등록특허번호 US 5,396,893의 "Method and apparatus for analyzing heart and respitory frequencies photo-plethysmographically"는 광-혈량계를 주파수 대역에 따라 분석하고 호흡에 해당하는 주파수 성분을 추출하여 무호흡을 진단하는 방법으로 정상인의 호흡을 측정하면 매우 정확한 예측이 가능하다. 그러나 호흡 성분을 추출해내는 과정에서 필터의 링잉(ringing) 현상에 의하여 호흡이 발생하지 않은 경우에도 호흡이 발생한 것으로 진단하는 문제점을 가지고 있다.In addition, US Patent No. 5,396,893 entitled " Method and apparatus for analyzing heart and respitory frequencies photo-plethysmographically "describes a method of analyzing a photo-plethysmogram according to a frequency band and extracting frequency components corresponding to respiration to diagnose apnea Measurement of respiration of a normal person is very accurate. However, in the process of extracting the respiratory component, there is a problem that the respiration occurs even when the respiration does not occur due to the ringing phenomenon of the filter.

즉, 종래의 수면 무호흡 탐지 방법은 호흡/무호흡 여부를 탐지하기 위해 측정 대상에게 일정한 센서를 부착시키거나 정확성이 낮은 알고리즘을 채택함으로써 정상 호흡 중임에도 불구하고 무호흡 알람을 내는 경우가 빈번하였다.
That is, in the conventional sleep apnea detection method, in order to detect the respiration / apnea, a certain sensor is attached to the measurement object or the algorithm of low accuracy is adopted, so that the apnea alarm is frequently issued despite the normal breathing.

상기와 같은 기술적 배경 하에서, 본 발명은 사용자 또는 측정 대상의 불규칙한 호흡 신호(즉, Sin 또는 Cos 파형과 유사하지 않은 호흡 신호)를 정확하게 호흡 신호로 인식하여 측정할 뿐만 아니라 정상 호흡 중 비정상 호흡으로의 진입 여부를 정확하게 탐지하기 위한 시스템 및 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.Under the above-mentioned technical background, the present invention not only measures and measures an irregular respiration signal of a user or a measurement object (that is, a respiration signal that is not similar to Sin or Cos waveform) as a respiration signal, And to provide a system and method for accurately detecting whether or not to enter.

또한, 본 발명은 사용자 또는 측정 대상이 원거리에 위치하거나 사용자 또는 측정 대상의 주변에 움직임을 나타내는 동적 개체가 존재하는 노이즈 환경 하에서도 사용자 또는 측정 대상의 호흡 신호를 정확하게 측정하고 이로부터 정상 호흡 중 비정상 호흡으로의 진입 여부를 정확하게 탐지하기 위한 시스템 및 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.In addition, the present invention accurately measures the respiration signal of a user or a measurement object even in a noise environment in which a user or a measurement object is located remotely or a dynamic object in which a user or a moving object shows motion around the measurement object, It is an object of the present invention to provide a system and a method for accurately detecting whether or not the robot enters a breathing state.

아울러, 본 발명은 사용자 또는 측정 대상의 움직임에 따른 비정상 호흡과 수면 중 무호흡을 정확히 구분함과 동시에 정상 호흡이 관측된 이후에 나타날 수 있는 무호흡 증상의 특징을 반영하여 수면 무호흡을 정확히 탐지할 수 있는 시스템 및 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
In addition, the present invention can accurately detect sleep apnea by correctly distinguishing between abnormal breathing and sleep apnea according to the movement of a user or an object to be measured, and reflecting characteristics of apnea symptoms that may appear after normal breathing is observed System, and method.

본 발명의 일 측면에 따른 무호흡 탐지 시스템은 탐지 영역으로 전파 신호를 송신하는 송신부와, 상기 탐지 영역 내 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호를 수신하는 수신부를 포함하는 송수신부, 수신된 전파 신호로부터 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하는 최적 호흡 위치 결정부, 상기 최적 호흡 위치로부터 반사되는 전파 신호로부터 상기 측정 대상의 시간 축 기반 호흡수(f ₁)와 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)를 연산하고, 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁)와 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)를 분석하여 상기 측정 대상의 정상 호흡 여부를 결정하는 정상 호흡 결정부 및 상기 정상 호흡 결정부에서 비정상 호흡으로 결정된 전파 신호로부터 상기 측정 대상의 움직임 및 호흡 신호의 변화량을 측정하여 상기 측정 대상의 무호흡 여부를 결정하는 무호흡 결정부를 포함할 수 있다.An apnea detection system according to an aspect of the present invention includes a transmitter and a receiver including a transmitter for transmitting a radio wave signal to a detection area and a receiver for receiving a radio wave signal reflected by the measurement object in the detection area, Based on the time-axis-based respiration rate f ₁ and the frequency-axis-based respiration rate f ₂ from the radio wave signal reflected from the optimal respiration position, A normal respiration determining unit for determining whether the measurement subject is normal respiration by analyzing the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ , Which measures the amount of movement of the measurement object and the amount of change of the respiration signal from the radio wave signal to determine whether the measurement object is apnea Determining may include a.

여기서, 상기 최적 호흡 위치 결정부는 보다 정확한 최적 호흡 위치의 결정을 위해 수신된 전파 신호로부터 배경 신호를 제거(background subtraction)한 후 상기 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정할 수 있다.Here, the optimal respiration position determination unit may determine an optimum respiration position of the measurement object after background subtraction from the received radio signal to determine a more optimal optimal respiration position.

일 실시예에 있어서, 상기 최적 호흡 위치 결정부는 전체 탐지 영역으로부터 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치를 상기 측정 대상의 최적 호흡 위치로 결정할 수 있다.In one embodiment, the optimal respiration position determination unit may determine a position where the radio wave signal received from the entire detection region has the maximum variance or the maximum energy as the optimal respiration position of the measurement object.

또한, 상기 최적 호흡 위치 결정부는 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 반사되는 전파 신호가 상기 정상 호흡 결정부에 의해 정상 호흡으로 결정될 경우, 상기 위치를 상기 측정 대상의 최적 호흡 위치로 결정할 수 있다.The optimal respiration position determination unit may determine the optimal respiration position of the measurement target when the radio wave signal reflected on the position where the received radio wave signal has the maximum dispersion or the maximum energy is determined to be normal respiration by the normal respiration determination unit. .

여기서, 상기 정상 호흡 결정부는 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 반사되는 전파 신호를 소정의 시간 동안 추출한 제1 전파 신호와 상기 제1 전파 신호를 일정 시간만큼 지연시킨 제2 전파 신호 사이의 자기 상관(auto-correlation) 연산을 통해 두 전파 신호간 유사도를 계산하며, 상기 자기 상관 연산에 의해 계산된 두 전파 신호간 유사도가 최대값을 나타내는 피크 사이의 주기를 통해 측정 대상의 시간 축 기반 호흡수(f ₁)를 연산하고, 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 수신된 전파 신호를 소정 시간 동안 추출한 후 푸리에 변환(Fourier transform) 연산을 통해 상기 전파 신호의 최대 주파수를 계산하며, 상기 푸리에 변환 연산에 의해 계산된 주파수를 통해 측정 대상의 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)를 연산하도록 구성된다.Herein, the normal respiration determining unit determines the normal respiration signal based on the first radio wave signal, which is obtained by extracting the radio wave signal reflected on the position where the received radio wave signal has the maximum variance or the maximum energy, for a predetermined time and the second radio wave Calculating a degree of similarity between two radio wave signals through an auto-correlation operation between signals, and calculating a similarity between two radio wave signals calculated by the autocorrelation calculation through a period between peaks showing a maximum value, after the shaft is based breath can calculate the (f _1), and the received radio wave signals to extract the radio wave signal received on a location having a maximum variance or a maximum energy for a predetermined time up to the radio wave signal through the calculated Fourier transform (Fourier transform) Calculates a frequency of the frequency axis of the measurement object through the frequency calculated by the Fourier transform operation, It is configured to calculate the respiration rate (f _2).

또한, 상기 정상 호흡 결정부는 수신된 전파 신호로부터 연산된 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁)와 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내인 경우, 상기 전파 신호를 정상 호흡 신호로 결정할 수 있다. If the absolute value of the difference between the time axis-based respiration frequency f ₁ and the frequency axis-based respiration frequency f ₂ calculated from the received radio wave signal is within a predetermined range, As the normal breathing signal.

다른 예에 있어서, 상기 정상 호흡 결정부는 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 소정의 시간 동안 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내로 유지될 경우, 상기 전파 신호를 정상 호흡 신호로 결정할 수 있다.In another example, the normal respiratory determiner determines whether the time-axis-based respiration frequency f ₁ and the frequency-axis-based respiratory frequency f ₂ are equal to each other for a predetermined time on a position where the received radio wave signal has the maximum variance or maximum energy. When the absolute value of the difference is kept within a predetermined range, the radio wave signal can be determined as a normal breathing signal.

상기 무호흡 결정부는 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)가 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제2 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _normal)의 일정 수준을 초과할 경우, 상기 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)은 상기 측정 대상의 움직임 개시 시점인 것으로 추정하며, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)가 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제2 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _normal)의 일정 수준 이하인 경우, 상기 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)은 상기 측정 대상의 무호흡 개시 시점인 것으로 추정할 수 있다.The apnea determining unit may determine that the maximum signal intensity M _abnormal in the first time interval between the abnormal breath detection time T ₁ and the abnormal breathing time T ₂ before the predetermined time T is arbitrary ( T ₂ ) is exceeded when a certain level of the maximum signal intensity ( M _normal ) in the second time interval between the normal breathing progression time ( T ₃ ) and the abnormal breathing entry time ( T ₂ ) ( T ₂ ) at a first time interval between the abnormal breath detection time ( T ₁ ) and the abnormal breath arrival time ( T ₂ ) before the predetermined time ( T ) from the abnormal breath detection time If the maximum signal intensity M _abnormal is below a certain level of the maximum signal intensity M _normal in the second time interval between any normal breathing progression time T ₃ and abnormal breathing entry time T ₂ , When breathing It can be estimated that the point T ₂ is the apnea start point of the measurement object.

상기 무호흡 결정부는 상기 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)이 상기 측정 대상의 무호흡 개시 시점인 것으로 추정된 경우, 상기 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)부터 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 사이의 시간 간격 동안 추출한 신호 세기의 변화가 선형성을 나타낼 경우, 상기 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)이 상기 측정 대상의 무호흡 개시 시점인 것으로 결정할 수 있다.Wherein the apnea determining unit determines that the abnormal breathing time T ₁ is shorter than the normal breathing time T ₃ and the abnormal breathing detection time T ₁ when the abnormal breathing time T ₂ is estimated to be the apnea threshold When the variation of the signal intensity extracted during the time interval shows linearity, it can be determined that the abnormal breathing time T ₂ is the apnea threshold of the measurement object.

또한, 상기 무호흡 결정부는 상기 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 이로부터 소정의 시간(T) 이후에 해당하는 시점(T ₄) 사이의 제3 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _current)이 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _previous)의 일정 수준을 초과할 경우, 상기 신호 세기의 변화가 선형성을 나타내는 것으로 판단하며, 상기 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 이로부터 소정의 시간(T) 이후에 해당하는 시점(T ₄) 사이의 제3 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _current)이 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _previous)의 일정 수준 이하인 경우, 상기 신호 세기의 변화가 선형성을 나타내지 않는 것으로 판단할 수 있다.In addition, the apnea-determination section of the signal intensity at the arbitrary normal breathing progress time (T ₃₎ and which from the time (T ₄₎ a third time between the after a predetermined time (T) distance change amount (L _current ) schedule of the abnormal respiration detection time (T ₁₎ and a predetermined time therefrom (T) abnormal breathing entry point to the previous for the (T ₂₎ the amount of change in signal strength at a first time interval between the (L _previous) ( T ₃ ) and a time point ( T ₄ ) corresponding to a predetermined time ( T ) after the normal breathing progression time ( T ₃ ), the controller determines that the change in the signal strength is linear A first time interval between an abnormal breathing detection time point T ₁ and an abnormal breathing time point T ₂ corresponding to a predetermined time T before the change in the signal intensity L _current in the third time interval Of signal intensity at intervals Hwaryang if a certain level or less of the _(previous L), the change in the signal strength can be determined that it does not exhibit linearity.

추가적으로, 상기 무호흡 결정부는 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)를 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)로 설정하고, 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후의 임의의 시점에서 측정되는 신호 세기(M _nobreathing)가 상기 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)의 일정 수준을 초과할 경우, 상기 측정 대상의 무호흡이 중단된 것으로 결정하며, 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후의 임의의 시점에서 측정되는 신호 세기(M _nobreathing)가 상기 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)의 일정 수준 이하인 경우, 상기 측정 대상의 무호흡이 유지되는 것으로 결정할 수 있다.In addition, the apnea determining unit may determine a maximum signal intensity M _abnormal in the first time interval between the abnormal breath detection time T ₁ and the abnormal breathing time T ₂ before the predetermined time T ) of the apnea keeping the reference signal strength (M _reference) set to a, and the abnormal respiration detection time (T ₁₎ the signal strength (M _nobreathing as measured at a particular time after) the above apnea keeping the reference signal strength (M _reference) ( M _nobreathing ) measured at an arbitrary point in time after the abnormal breath detection time ( T ₁ ) is _greater than a predetermined threshold value M _reference ), it can be determined that apnea of the measurement subject is maintained.

다른 예에 있어서, 상기 무호흡 결정부는 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _previous)을 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)으로 설정하고, 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후 상기 제1 시간 간격과 동일한 시간 간격에서 신호 세기의 변화량(L _nobreathing)이 상기 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)의 일정 수준을 초과할 경우, 상기 측정 대상의 무호흡이 중단된 것으로 결정하며, 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후 상기 제1 시간 간격과 동일한 시간 간격에서 신호 세기의 변화량(L _nobreathing)이 상기 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)의 일정 수준 이하인 경우, 상기 측정 대상의 무호흡이 유지되는 것으로 결정할 수 있다.In another example, the apnea determining unit may be configured to determine the apnea time of the signal intensity at the first time interval between the abnormal breathing detection time point T ₁ and the abnormal breathing time point T ₂ before the predetermined time T Wherein the change amount L _previous is set as a change amount L _reference of the apnea maintenance reference signal intensity and a change amount L _nobreathing of the signal intensity at the same time interval as the first time interval after the abnormal breath detection time T ₁ If it exceeds a certain level of the apnea maintained based change amount (L _reference) of the signal strength, and determine that the apnea of the object to be measured is interrupted, the abnormal breathing detection time (T ₁₎ the same time and after the first time interval When the amount of change ( L _nobreathing ) of the signal intensity in the interval is equal to or less than a predetermined level of the amount of change ( L _reference ) of the apnea maintenance reference signal intensity, It can be determined that breathing is maintained.

추가적으로, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 상기 무호흡 결정부에 의해 상기 측정 대상의 무호흡이 탐지된 경우, 무호흡 경고 알람을 발생시키는 무호흡 경고부와 상기 정상 호흡 결정부에서 정상 호흡으로 결정된 전파 신호로부터 상기 측정 대상의 시간 축 기반 호흡수(f ₁)를 연산하는 호흡수 연산부를 더 포함할 수 있다.
In addition, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention may include an apnea alarm unit for generating an apnea warning alarm when apnea of the measurement subject is detected by the apnea determination unit, And a breathing calculator for calculating a time axis-based breathing frequency f ₁ of the measurement object from the radio wave signal.

본 발명에 따르면, 사용자 또는 측정 대상의 불규칙한 호흡 신호(즉, Sin 또는 Cos 파형과 유사하지 않은 호흡 신호)를 정확하게 호흡 신호로 인식하여 측정할 뿐만 아니라 정상 호흡 중 비정상 호흡으로의 진입 여부를 정확하게 탐지할 수 있다.According to the present invention, it is possible to precisely detect whether a user or an irregular respiration signal of a measurement object (i.e., a respiration signal that is not similar to Sin or Cos waveform) can do.

또한, 본 발명에 따르면, 사용자 또는 측정 대상이 원거리에 위치하거나 사용자 또는 측정 대상의 주변에 움직임을 나타내는 동적 개체가 존재하는 노이즈 환경 하에서도 사용자 또는 측정 대상의 호흡 신호를 정확하게 측정하고 이로부터 정상 호흡 중 비정상 호흡으로의 진입 여부를 정확하게 탐지할 수 있다.Also, according to the present invention, even in a noise environment in which a user or a measurement object is located remotely or a dynamic object in which there is a user or a motion around the measurement object exists, the user or the respiration signal of the measurement object can be accurately measured, It is possible to accurately detect whether or not the patient enters the abnormal breathing.

아울러, 본 발명에 따르면, 사용자 또는 측정 대상의 움직임에 따른 비정상 호흡과 수면 중 무호흡을 정확히 구분함과 동시에 정상 호흡이 관측된 이후에 나타날 수 있는 무호흡 증상의 특징을 반영하여 무호흡 증상을 정확히 탐지할 수 있다.
In addition, according to the present invention, it is possible to precisely distinguish between abnormal breathing according to the movement of a user or an object to be measured and sleep apnea, and to accurately detect apnea symptom by reflecting the characteristics of the apnea symptom that may appear after normal breathing is observed .

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템의 전체 동작 순서도를 나타낸 것이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템을 이용하여 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하는 단계를 개략적으로 나타낸 것이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템 상에서 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하는 단계의 동작 순서도를 나타낸 것이다.
도 4는 도 3에서 정상 호흡 신호가 감지되는지 여부를 확인하는 단계의 동작 순서도를 나타낸 것이다.
도 5a는 비정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이며, 도 5b는 도 5a의 비정상 호흡 신호의 푸리에 변환(Fourier transform) 연산 결과를 나타낸 것이며, 도 5c는 도 5a에 나타낸 비정상 호흡 신호의 자기 상관(auto-correlation) 연산 결과를 나타낸 것이다.
도 6a는 정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이며, 도 6b는 도 6a에 나타낸 정상 호흡 신호의 푸리에 변환(Fourier transform) 연산 결과를 나타낸 것이며, 도 6c는 도 6a에 나타낸 정상 호흡 신호의 자기 상관(auto-correlation) 연산 결과를 나타낸 것이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템 상에서 무호흡 결정부의 동작 순서도를 나타낸 것이다.
도 8a는 측정 대상의 움직임에 의한 비정상 호흡이 탐지된 경우 비정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이며, 도 8b는 측정 대상의 무호흡에 의한 비정상 호흡이 탐지된 경우의 비정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이다.
도 9a 및 도 9b는 측정 대상의 무호흡에 의한 비정상 호흡이 탐지된 경우의 비정상 호흡 신호의 시간 변화에 따른 세기 변화를 나타낸 것이다.1 is a flowchart illustrating an overall operation of an apnea detection system according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic view illustrating a step of determining an optimal respiration position of an object to be measured using the apnea detection system according to an embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a flowchart illustrating an operation of determining an optimum respiration position of an object to be measured on an apnea detection system according to an exemplary embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a flowchart illustrating an operation of checking whether a normal breathing signal is sensed in FIG.
5A shows the result of the Fourier transform operation of the abnormal respiration signal of FIG. 5A. FIG. 5C shows the result of the autocorrelation of the abnormal respiration signal of FIG. -correlation) operation result.
6A shows a result of extraction of a normal breathing signal, FIG. 6B shows a result of a Fourier transform operation of the normal breathing signal shown in FIG. 6A, FIG. 6C shows a result of autocorrelation auto-correlation) operation result.
FIG. 7 is a flowchart illustrating an operation of the apnea determination unit on the apnea detection system according to an embodiment of the present invention.
8A shows the extraction result of the abnormal breathing signal when the abnormal breathing due to the movement of the measurement object is detected, and FIG. 8B shows the extraction result of the abnormal breathing signal when the abnormal breathing due to the breathing of the measurement object is detected .
FIGS. 9A and 9B show intensity changes with time of the abnormal respiration signal when abnormal breathing due to apnea of the measurement subject is detected. FIG.

본 발명을 더 쉽게 이해하기 위해 편의상 특정 용어를 본원에 정의한다. 본원에서 달리 정의하지 않는 한, 본 발명에 사용된 과학 용어 및 기술 용어들은 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 의미를 가질 것이다. 또한, 문맥상 특별히 지정하지 않는 한, 단수 형태의 용어는 그것의 복수 형태도 포함하는 것이며, 복수 형태의 용어는 그것의 단수 형태도 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
Certain terms are hereby defined for convenience in order to facilitate a better understanding of the present invention. Unless otherwise defined herein, scientific and technical terms used in the present invention shall have the meanings commonly understood by one of ordinary skill in the art. Also, unless the context clearly indicates otherwise, the singular form of the term also includes plural forms thereof, and plural forms of the term should be understood as including its singular form.

이하, 본 발명의 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템에 대하여 상세히 설명하도록 한다.
Hereinafter, an apnea detection system according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

본 발명은 전파 신호를 이용한 실시간 무호흡 측정 시스템에 관한 것으로서, 상기 시스템을 직접 이용하는 사용자 또는 상기 시스템에 의해 호흡(또는 무호흡)이 측정되도록 의도된 측정 대상(이하에서는 사용자 및 측정 대상을 모두 측정 대상이라 지칭함)의 호흡 패턴 또는 호흡수를 측정함과 동시에 무호흡 현상이 발생하는지 여부를 탐지하기 위한 시스템이다.The present invention relates to a real-time apnea measurement system using a radio wave signal, in which a user who uses the system directly or a measurement object intended to measure respiration (or apnea) by the system And a breathing pattern or respiration rate of the breathing apparatus, and simultaneously detects whether or not an apnea phenomenon occurs.

우선, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 정상 호흡을 나타내는 측정 대상의 호흡 신호를 정확히 포착하는 것을 전제로 한다.First, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention assumes that the respiration signal of the measurement object indicating normal breathing is accurately captured.

또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 측정 대상의 무호흡 증상은 정상 호흡 신호가 관찰된 이후에 나타날 수 있는 현상이라는 점을 근거로 한다.In addition, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention is based on the fact that the apnea symptom to be measured is a phenomenon that may appear after the normal respiration signal is observed.

따라서, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 측정 대상으로부터 정상 호흡 신호가 관찰되는 중 비정상 호흡 신호가 발생한 경우, 상기 비정상 호흡 신호가 무호흡 신호에 해당하는지 여부를 정확하게 판단하는 것을 목표로 한다.
Accordingly, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention aims to accurately determine whether the abnormal respiration signal corresponds to an apnea signal when an abnormal respiration signal occurs during the observation of the normal respiration signal from the measurement object .

우선, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호의 주기성만을 가지고 호흡을 측정하는 것이 아니라, 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호로부터 최적의 호흡 위치를 결정하고, 상기 위치로부터 반사된 전파 신호로부터 호흡에 의해 유발된 호흡 신호를 유효하게 추출하고 이로부터 호흡 패턴 및/또는 호흡수를 정확하게 측정하는 것을 특징으로 한다.First, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention determines an optimum respiration position from a radio wave signal reflected by a measurement object, A respiration signal induced by respiration is effectively extracted from a radio wave signal reflected from the position, and the respiration pattern and / or the respiration rate are accurately measured from the respiration signal.

구체적으로, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 탐지 영역으로 전파 신호를 송신하는 송신부와, 탐지 영역 내 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호를 수신하는 수신부를 포함하는 송수신부 및 수신된 전파 신호로부터 측정 대상의 호흡 패턴, 호흡수 및 무호흡 여부 등을 측정하는 제어부를 포함할 수 있다.Specifically, an apnea detection system according to an embodiment of the present invention includes a transmitter and a receiver including a transmitter for transmitting a radio wave signal to a detection region, a receiver for receiving a radio wave signal reflected by the measurement object in the detection region, A respiration pattern, a respiration rate, and an apnea degree from the signal.

송수신부는 탐지 영역으로 전파 신호를 송신하는 송신부와, 탐지 영역 내에 존재하는 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호를 수신하는 수신부를 포함한다. 이 때, 수신부는 수신된 전파 신호의 세기를 증가시키는 증폭기를 더 구비할 수 있다. The transmitting and receiving unit includes a transmitting unit for transmitting a radio wave signal to the detection area and a receiving unit for receiving the radio wave signal reflected by the measurement target existing in the detection area. At this time, the receiving unit may further include an amplifier for increasing the intensity of the received radio wave signal.

송수신부가 송신 및 수신하는 전파 신호는 일반적인 측정 시스템에 사용되는 무선 신호가 비제한적으로 사용될 수 있다.The radio signal transmitted and received by the transmitting and receiving unit can be used without limitation for a radio signal used in a general measuring system.

또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 IR-UWB (impulse radio ultra wideband) 통신 기술을 기반으로 구축되는 것이 바람직하다. In addition, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention is preferably constructed based on IR-UWB (impulse radio ultra wideband) communication technology.

IR-UWB 통신 기술은 수 ns에서 수백 ps에 이르는 매우 좁은 폭의 임펄스를 사용함으로써 협대역 신호들에 비해 보다 높은 정확도로 측정 대상으로부터 반사된 전파 신호를 탐지하고 이로부터 호흡 신호를 유효하게 추출하는데 이로울 수 있다.The IR-UWB communication technique uses a very narrow impulse of several ns to several hundreds of ps to detect the reflected signal from the measurement object with higher accuracy than the narrowband signals and to extract the respiratory signal from it effectively This can be beneficial.

제어부는 마이크로프로세서 및 메모리 등과 같은 소자를 포함할 수 있으며, 제어부에서는 송수신부에 의해 송신 및 수신된 전파 신호를 처리하기 위한 알고리즘을 수행하도록 구성된다.The control unit may include a device such as a microprocessor, a memory, and the like, and the control unit is configured to perform an algorithm for processing the radio wave signals transmitted and received by the transmitting and receiving unit.

구체적으로, 제어부는 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하는 최적 호흡 위치 결정부와 측정 대상의 최적 호흡 위치로부터 반사되는 전파 신호로부터 시간 축 기반 호흡수 및 주파수 축 기반 호흡수를 연산하고, 이로부터 측정 대상의 정상 호흡 여부를 결정하는 정상 호흡 결정부 및 정상 호흡 결정부에서 비정상 호흡으로 결정된 전파 신호로부터 측정 대상의 무호흡 여부를 결정하는 무호흡 결정부를 포함한다.Specifically, the control unit calculates the time-based breathing frequency and the frequency-based breathing number from the optimum breathing position determining unit for determining the optimum breathing position of the measurement object and the radio wave signal reflected from the optimal breathing position of the measurement object, A normal respiratory determining unit for determining whether the subject is breathing normally, and an apnea determining unit for determining whether apnea of the measurement subject is determined from a radio wave signal determined to be abnormal breathing in the normal breathing determination unit.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템의 전체 동작 순서도를 나타낸 것으로서, 최초 동작시 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 탐지 영역으로 전파 신호를 송신하게 된다.FIG. 1 is a flowchart illustrating an overall operation of an apnea detection system according to an exemplary embodiment of the present invention. In an initial operation, an apnea detection system according to an exemplary embodiment of the present invention transmits a propagation signal to a detection region.

본 발명의 일 실시예에 따른 실시간 무선 호흡 시스템은 탐지 영역 내에 존재하는 측정 대상에 의해 반사된 전파 신호가 수신되는 시간 및/또는 전파 신호를 반사한 측정 대상까지의 거리를 기록할 수 있다.The real-time wireless respiration system according to an exemplary embodiment of the present invention may record the time at which the radio wave signal reflected by the measurement object existing in the detection area is received and / or the distance to the measurement object at which the radio wave signal is reflected.

이어서, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템의 제어부는 수신된 전파 신호로부터 측정 대상으로부터 반사된 유효한 전파 신호만을 선별하기 위해 수신부를 통해 수신된 전파 신호로부터 배경 신호를 제거(background substraction)하고, 배경 신호가 제거된 전파 신호를 반사된 거리에 따라 분류하도록 구성된다.The control unit of the apnea detection system according to the embodiment of the present invention removes the background signal from the received radio wave signal through the receiver in order to select only the effective radio wave signal reflected from the measurement target from the received radio wave signal , And classify the radio wave signal from which the background signal is removed according to the reflected distance.

배경 신호는 정적 개체(예를 들어, 책상, 화분 등) 및/또는 소정의 세기 미만의 전파 신호를 반사하는 동적 객체(예를 들어, 바람에 의한 커튼의 움직임, 작은 동물의 움직임 등)로부터 선택되는 적어도 하나의 개체로부터 반사되어 수신된 신호일 수 있다. 또한, 정적 개체라 할지라도 동적 개체보다 전파 신호를 강하게 반사시키는 금속 물질 또는 측정 대상보다 큰 동적 개체(예를 들어, 선풍기 등)에 의해 반사된 전파 신호 역시 신호의 세기를 기설정함으로써 배경 신호로 간주될 수 있다. 아울러, 만약 측정 대상이 작은 동물인 경우, 측정 대상이 사람인 경우보다 배경 신호의 기준이 되는 전파 신호의 세기를 더욱 작게하고 일반적으로 사람에 의해 발생하는 신호의 세기를 배경 신호 간주 기준으로 삼아 배경 신호를 제거할 수 있다.Background signals may be selected from static objects (e.g., desk, pollen, etc.) and / or dynamic objects that reflect less than a predetermined intensity of the signal (e.g., wind curtain motion, small animal motion, etc.) Lt; RTI ID = 0.0 > and / or < / RTI > In addition, even static objects, a radio wave signal reflected by a metallic object (for example, a fan, etc.) that is stronger than a dynamic object or that reflects a radio wave signal more strongly than a dynamic object, Can be considered. In addition, if the subject to be measured is a small animal, the intensity of the radio signal, which is the reference of the background signal, is made smaller than that of the person to be measured. Generally, Can be removed.

즉, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 측정 대상으로부터 반사된 전파 신호만을 유효하게 탐지하기 위한 시스템으로서, 탐지 영역 내 원래부터 존재하였던 정적 객체로부터 반사되어 수신된 신호를 노이즈 처리하여 제거함으로써 보다 정확한 호흡 측정이 가능하도록 한다.That is, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention is a system for effectively detecting only a radio wave signal reflected from a measurement object, and is a system for noise canceling the received signal reflected from a static object, Thereby enabling more accurate breath measurement.

상술한 배경 신호는 수신된 전파 신호로부터 배경 신호를 제거하기 위해 본 기술분야에 통상적으로 알려진 기술(예를 들어, 누적 평균 신호를 통한 클러터 신호 추출 및 제거 방법)을 통해 제거될 수 있다.The background signal described above can be removed through techniques commonly known in the art (e.g., a clutter signal extraction and removal method via cumulative averaging) to remove the background signal from the received propagation signal.

상술한 과정을 통해 배경 신호가 제거된 전파 신호는 반사된 거리에 따라 분류된다. 예를 들어, 수신된 전파 신호가 반사된 거리는 전파 신호를 송신한 시점(t₀)와 객체에 의해 반사되어 전파 신호가 수신되는 시점(t₁)의 시간 차인 도착 시간(Time-of-arrive)을 기반으로 추정될 수 있다. 반사된 거리는 (t₁-t₀)*c/2로 계산 할 수 있으며, 여기서 c는 공기 중에서 전파 신호의 전송 속도이다.Through the above-mentioned process, the radio signal with the background signal removed is classified according to the reflected distance. For example, the distance at which a received radio wave signal is reflected is a time-of-arrive time at which a radio wave signal is transmitted (t ₀ ) and a time difference between a time t ₁ at which the radio wave signal is reflected by the object, . &Lt; / RTI > The reflected distance can be calculated as (t ₁ -t ₀ ) * c / 2, where c is the transmission speed of the radio signal in air.

수신된 전파 신호로부터 배경 신호가 제거되고, 거리에 따른 분류가 완료된 경우, 제어부는 수신된 전파 신호의 반사 거리별 세기(분산 및/또는 에너지)에 기반하여 시간-반사 거리별 전파 신호를 기록한다. When the background signal is removed from the received radio wave signal and classification according to the distance is completed, the control unit records the radio wave signal with respect to the time-reflected distance based on the intensity (dispersion and / or energy) .

반사 거리별 전파 신호를 시간의 흐름에 따라 개별 및 순차적으로 생성된 후, 최적 호흡 위치 결정부는 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하게 된다. After the propagation signals of the reflection distances are individually and sequentially generated according to the flow of time, the optimum respiration position determining unit determines the optimal respiration position of the measurement target.

여기서, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템을 이용하여 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하는 단계를 개략적으로 나타낸 도 2에 도시된 바와 같이, 최적 호흡 위치란 측정 대상의 호흡 신호가 포함된 위치, 즉 측정 대상의 호흡 패턴이 정확하게 반영된 위치를 의미하는 것으로서, 반사 거리별로 반사되어 수신되는 전파 신호로부터 정확한 호흡 신호를 포착하는 것은 정확한 호흡 측정을 위해 반드시 선행되어야 한다.Herein, as shown in FIG. 2, which schematically shows the step of determining an optimum respiration position of a measurement object using the apnea detection system according to an embodiment of the present invention, Position, i.e., the position where the respiration pattern of the measurement object is accurately reflected, and capturing the accurate respiration signal from the radio wave signal reflected by the reflection distance must be preceded for accurate breath measurement.

최적 호흡 위치를 결정하는 구성이 결여된 시스템의 경우, 근거리 측정 시스템과 같이 측정 대상의 호흡 신호가 강하게 수신될 수 밖에 없어 호흡 측정이 용이하거나 측정 대상 자체 또는 측정 대상 주위에 호흡 이외의 다른 움직임이 없어 호흡 신호만이 유일하게 수신되는 경우에 국한되어 적용될 수 밖에 없다.In the case of a system lacking a configuration for determining the optimum respiration position, since the respiration signal of the measurement object such as the near field measurement system can not be received strongly, the breath measurement can be easily performed, or the motion other than the respiration around the measurement object itself And only when the respiration signal is received uniquely.

이에 따라, 측정 대상이 원거리에 위치하거나 측정 대상의 주변에 움직임을 나타내는 동적 물체가 존재하는 노이즈 환경 하에서 정확한 호흡 신호의 포착이 어려울 뿐만 아니라 호흡 이외의 움직임을 호흡 신호로 오인하는 경우가 발생할 여지가 존재한다.Accordingly, it is difficult to accurately capture the respiratory signal in a noise environment in which the object to be measured is located at a distance or in a dynamic environment in which a moving object exhibits motion around the object to be measured, and the motion other than respiration may be mistaken for a respiration signal exist.

반면, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템은 수신된 전파 신호로부터 배경 신호를 제거(background subtraction)한 후 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정할 뿐만 아니라, 전체 탐지 영역으로부터 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치를 측정 대상의 최적 호흡 위치로 결정함으로써 노이즈 위치를 측정 대상의 호흡 위치로 오인함에 따라 측정 대상의 정상 호흡 중 무호흡 알람을 발생시킬 수 있는 기존 방식의 단점을 보완하는 것이 가능하다.On the other hand, the apnea detection system according to an embodiment of the present invention not only determines the optimum respiration position of a measurement subject after background subtraction from a received radio signal, It is possible to compensate for the disadvantage of the conventional method which can generate the apnea alarm during the normal breathing of the measurement object as the noise position is determined as the respiration position of the measurement object by determining the position having the dispersion or the maximum energy as the optimum respiration position It is possible.

보다 구체적으로, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템 상에서 측정 대상의 최적 호흡 위치를 결정하는 단계의 동작 순서도를 나타낸 도 3에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템에 적용된 최적 호흡 위치 결정부는 우선 배경 신호가 제거된 시간-반사 거리별 전파 신호로부터 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치를 최적 호흡 후보 위치를 선정한다.More specifically, as shown in FIG. 3 illustrating an operation flow chart for determining an optimum respiration position of an object to be measured on the apnea detection system according to an exemplary embodiment of the present invention, an apnea detection system The optimal respiration position determination unit applied to the optimal respiration position determination unit selects the optimum respiration candidate position as the position having the maximum variance or the maximum energy from the propagation signal of the time-reflection distance at which the background signal is removed.

즉, 최적 호흡 후보 위치에서의 전파 신호는 동일한 거리로부터 반사된 전파 신호들의 시간의 흐름에 따른 세기 변화(도 6a 참조)로 나타나게 된다.That is, the propagation signal at the optimal respiration candidate position is represented by a change in intensity of the propagated signals reflected from the same distance with time (refer to FIG. 6A).

이어서, 최적 호흡 후보 위치에서 추출된 호흡 신호가 소정의 시간 동안 정상 호흡 신호를 나타내는지 여부를 판단하고, 정상 호흡 신호인 경우 호흡 신호 위치가 고정되어 지속적인 호흡 측정이 이루어지게 되나, 비정상 호흡 신호인 것으로 판단된 경우, 해당 위치는 소정의 시간 동안 최적 호흡 후보 위치에서 제외된다.Then, it is determined whether the respiration signal extracted from the optimal respiration candidate position indicates a normal breathing signal for a predetermined time. If the breathing signal is a normal breathing signal, the respiration signal position is fixed and continuous breathing measurement is performed. However, The position is excluded from the optimum breathing candidate position for a predetermined time.

도 4에는 최적 호흡 후보 위치에서의 호흡 신호가 정상 호흡 신호인지 여부를 판단하는 단계의 동작 순서도가 도시되어 있으며, 상기 단계들은 정상 호흡 결정부에 의해 수행될 수 있으나, 반드시 이에 제한되는 것은 아니다.4 is a flowchart illustrating an operation of determining whether a respiration signal at an optimal breathing position is a normal breathing signal, and the steps may be performed by a normal breathing determination unit, but the present invention is not limited thereto.

일 실시예에 있어서, 정상 호흡 결정부는 구체적으로 다음과 같은 단계를 통해 정상 호흡 신호인지 여부를 판단할 수 있다.
In one embodiment, the normal respiratory determiner may determine whether it is a normal respiration signal through the following steps.

1) 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 반사되는 전파 신호를 소정의 시간 동안 추출한 제1 전파 신호와 상기 제1 전파 신호를 일정 시간만큼 지연시킨 제2 전파 신호 사이의 자기 상관(auto-correlation) 연산을 통해 두 전파 신호간 유사도를 계산하며, 상기 자기 상관 연산에 의해 계산된 두 전파 신호간 유사도가 최대값을 나타내는 피크 사이의 주기를 통해 측정 대상의 시간 축 기반 호흡수(f ₁)를 연산하는 단계;
1) autocorrelation between a first radio signal obtained by extracting a radio wave signal reflected on a position where the received radio wave signal has a maximum dispersion or a maximum energy for a predetermined time and a second radio wave signal obtained by delaying the first radio wave signal by a predetermined time based on the time-base-based respiration rate (the number of times of measurement) of the measurement object through the period between the peaks showing the maximum value of the similarity between the two propagation signals calculated by the autocorrelation calculation f ₁ );

2) 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 수신된 전파 신호를 소정 시간 동안 추출한 후 푸리에 변환(Fourier transform) 연산을 통해 상기 전파 신호의 최대 주파수를 계산하며, 상기 푸리에 변환 연산에 의해 계산된 주파수를 통해 측정 대상의 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)를 연산하는 단계;
2) extracting a received radio wave signal at a position where the received radio wave signal has the maximum variance or maximum energy for a predetermined time, calculating a maximum frequency of the radio wave signal through a Fourier transform operation, Calculating a frequency axis-based breathing frequency f ₂ of the measurement object through the frequency calculated by the frequency-based breathing frequency f ₂ ;

3) 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내인 경우, 소정의 시간 동안 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내로 유지되는지 여부를 판단하는 단계;
3) If the absolute value of the difference between the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ is within a predetermined range, the time axis based breathing frequency f ₁ and / Determining whether an absolute value of a difference between the frequency-based breathing frequencies ( f ₂ ) is maintained within a predetermined range;

4) 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 측정된 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 밖이거나 소정의 시간 동안 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내로 유지되지 않는 경우, 해당 위치를 최적 호흡 후보 위치에서 제외하고, 나머지 영역에서 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 상기 단계 1) 내지 상기 단계 3)을 반복하는 단계.
4) If the absolute value of the difference between the time-axis-based respiration rate f ₁ and the frequency-axis-based respiration rate f ₂ measured at a position where the received radio wave signal has the maximum variance or maximum energy is out of a predetermined range If the absolute value of the difference between the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ is not maintained within a predetermined range for a predetermined time, the position is excluded from the optimum breathing candidate position , And repeating the steps 1) to 3) on the position where the received radio signal in the remaining region has the maximum dispersion or maximum energy.

단계 1) 및 단계 2)에서 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 반사되는 전파 신호를 추출하는 "소정의 시간(t ₁)"은 추출된 전파 신호를 자기 상관 연산 및 푸리에 변환 연산을 했을 때 유의미한 결과값이 얻어지기에 충분한 시간을 의미한다."Predetermined time ( t ₁ )" for extracting a radio wave signal that is reflected on a position where the radio wave signal received in steps 1) and 2) has a maximum dispersion or maximum energy is obtained by subjecting the extracted radio wave signal to autocorrelation and Fourier transform It means enough time to get a meaningful result when the operation is performed.

측정 대상의 호흡 패턴에 따라 단계 1)에서의 "소정의 시간(t ₁)"은 적절히 조절될 수 있으며, 예를 들어, 단계 1)에서의 "소정의 시간(t ₁)"은 호흡 신호로 예상되는 전파 신호의 골과 마루가 적어도 2회 이상 수신되기에 충분한 시간일 수 있다.The predetermined time t _{1 in} step 1) can be appropriately adjusted depending on the respiration pattern of the measurement subject, and for example, the predetermined time t ₁ in step 1 is set as a respiration signal It may be a time sufficient for the expected radio wave signal to be received at least two times.

단계 3)에서 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 존재하여야 할 "소정의 범위(d)"는 측정 대상의 호흡 패턴에 따라 달라질 수 있으나, 일반적으로 주 측정 대상에 해당하는 사람의 호흡 신호는 Sin 또는 Cos 파형과 상당히 유사하기 때문에 시간 축 기반 호흡수(f ₁)와 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이는 정상적인 호흡 신호일 경우 "소정의 범위(d)"는 실제 호흡수(또는 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 주파수 축 기반 호흡수(f ₂) 중 어느 하나의 값)의 10% 미만, 바람직하게는 5% 미만일 수 있다.The predetermined range d in which the absolute value of the difference between the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ in the step 3) should exist depends on the breathing pattern of the measurement subject However, since the respiratory signal of a person who is usually the subject of measurement is quite similar to the Sin or Cos waveform, the difference between the time-based respiratory rate ( f ₁ ) and the frequency-based respiratory rate ( f ₂ ) The predetermined range d is less than 10% of the actual respiratory rate (or any one of the time-base-based respiratory rate f ₁ and the frequency-based respiratory rate f ₂ ), preferably 5 % &Lt; / RTI >

예를 들어, 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 측정된 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 밖인 경우와 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 측정된 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내인 경우가 각각 도 5 및 도 6에 도시되어 있다.For example, if the absolute value of the difference between the time axis-based respiration frequency f ₁ and the frequency axis-based respiration frequency f ₂ measured at a position where the received radio wave signal has the maximum variance or the maximum energy is within a predetermined range Based breaths ( f ₁ ) and the frequency-axis-based breaths ( f ₂ ) measured on a position where the received radio wave signal has a maximum dispersion or a maximum energy is within a predetermined range The cases are shown in Figs. 5 and 6, respectively.

우선, 도 5a는 비정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이며, 도 5b는 도 5a의 비정상 호흡 신호의 푸리에 변환(Fourier transform) 연산 결과를 나타낸 것이며, 도 5c는 도 5a에 나타낸 비정상 호흡 신호의 자기 상관(auto-correlation) 연산 결과를 나타낸 것이다.5A shows a result of the Fourier transform operation of the abnormal respiration signal of FIG. 5A. FIG. 5C shows a result of the Fourier transform of the abnormal respiration signal of FIG. 5A, (auto-correlation) operation result.

도 5a에 나타낸 바와 같이, 비정상 호흡 신호인 경우, 일반적으로 정상 호흡 신호가 나타내는 Sin 또는 Cos 파형을 나타내지 않는다. 예를 들어, 측정 대상의 주변에 노이즈가 많은 환경에서 측정되거나 측정 대상의 최적 호흡 위치가 정확히 지정되지 않은 상태에서 측정된 경우, 도 5a와 같은 형태의 비정상 호흡 신호가 추출될 가능성이 높다.As shown in FIG. 5A, in the case of an abnormal breathing signal, generally, it does not show a Sin or Cos waveform which is represented by the normal breathing signal. For example, when the measurement is performed in an environment having a large amount of noise around the measurement object or in a state in which the optimum respiration position of the measurement object is not accurately specified, there is a high possibility that the abnormal respiration signal of the form as shown in FIG. 5A is extracted.

도 5b에 나타낸 바와 같이, 도 5a의 비정상 호흡 신호를 푸리에 변환(Fourier transform) 연산한 후, 최대 주파수값을 통해 호흡수를 연산할 경우, 9.7회/분의 결과값이 얻어지는 반면, 도 5c에 나타낸 바와 같이, 도 5a의 비정상 호흡 신호와 이를 일정 시간만큼 지연시킨 신호 사이의 자기 상관(auto-correlation) 연산을 통해 얻어진 두 신호간 유사도를 통해 얻어진 호흡수는 142.3회/분이다.As shown in FIG. 5B, when the number of breaths is calculated through the maximum frequency value after performing the Fourier transform operation on the abnormal breathing signal of FIG. 5A, the result value of 9.7 times / minute is obtained, As shown, the respiration rate obtained through the similarity between the two signals obtained through the auto-correlation calculation between the abnormal respiration signal of FIG. 5A and the signal delayed by a predetermined time is 142.3 times / minute.

도 5a에 나타낸 호흡 신호로부터 연산된 시간 축 기반 호흡수(f ₁)와 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이는 실제 호흡수(또는 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 주파수 축 기반 호흡수(f ₂) 중 어느 하나의 값)의 10%를 훨씬 초과하는 바, 도 5a의 호흡 신호는 비정상 신호인 것으로 판정할 수 있다.Also the time axis based on respiration calculated from the respiratory signal shown in Fig. 5a (f ₁₎ and the frequency axis based on respiratory rate difference (f ₂₎ is the actual number of respiration (or time axis based on respiratory rate (f ₁₎ and the frequency axis based on breathing (The value of any one of the numbers f ₁ and f ₂ ), the breath signal of FIG. 5A can be judged to be an abnormal signal.

도 6a는 정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이며, 도 6b는 도 6a에 나타낸 정상 호흡 신호의 푸리에 변환(Fourier transform) 연산 결과를 나타낸 것이며, 도 6c는 도 6a에 나타낸 정상 호흡 신호의 자기 상관(auto-correlation) 연산 결과를 나타낸 것이다.6A shows a result of extraction of a normal breathing signal, FIG. 6B shows a result of a Fourier transform operation of the normal breathing signal shown in FIG. 6A, FIG. 6C shows a result of autocorrelation auto-correlation) operation result.

도 6b에 나타낸 바와 같이, 도 6a의 정상 호흡 신호를 푸리에 변환(Fourier transform) 연산한 후, 최대 주파수값을 통해 호흡수를 연산할 경우, 29.7회/분의 결과값이 얻어지는 반면, 도 6c에 나타낸 바와 같이, 도 6a의 정상 호흡 신호와 이를 일정 시간만큼 지연시킨 신호 사이의 자기 상관(auto-correlation) 연산을 통해 얻어진 두 신호간 유사도를 통해 얻어진 호흡수는 30.2회/분이다.As shown in FIG. 6B, when the respiratory rate is calculated through the maximum frequency value after Fourier transform calculation of the normal breathing signal of FIG. 6A, a result value of 29.7 times / minute is obtained, while in FIG. As shown, the respiration rate obtained through the similarity between the two signals obtained through auto-correlation calculation between the normal breathing signal of FIG. 6A and the signal delayed by a predetermined time is 30.2 times / minute.

도 6a에 나타낸 호흡 신호로부터 연산된 시간 축 기반 호흡수(f ₁)와 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이는 실제 호흡수(또는 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 주파수 축 기반 호흡수(f ₂) 중 어느 하나의 값)의 10% 미만에 해당하는 바, 도 6a의 호흡 신호는 정상 신호인 것으로 판정할 수 있다.Be the time base based on respiration calculated from the respiration signal shown in 6a (f ₁₎ and the frequency axis based on respiratory rate difference (f ₂₎ is the actual number of respiration (or time axis based on respiratory rate (f ₁₎ and the frequency axis based on breathing number (f ₂₎ of the respiratory signal of the bar, Figure 6a corresponding to less than 10% of any single value) may determined to be a stationary signal.

즉, 상기 단계 3)에 의해 본 발명에 따른 무호흡 탐지 시스템은 측정 대상이 원거리에 위치하거나 측정 대상의 주변에 움직임을 나타내는 (배경 신호로서 충분히 제거되지 않은) 동적 물체에 의한 신호가 존재하는 노이즈 환경 하에서도측정 대상의 주기성을 나타내는 호흡 신호를 포착하고, 이로부터 호흡수를 정확하게 측정하는 것이 가능할 뿐만 아니라, 시간 축 기반 호흡수(f ₁)의 연산 결과를 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 연산 결과와 함께 대조함으로써 정확성을 제고할 수 있다.That is, according to the above-described step 3), the apnea detection system according to the present invention can detect an apnea in a noise environment in which a measurement object is located at a remote place or a signal due to a dynamic object (not sufficiently removed as a background signal) under, as well as possible to capture a respiration signal representing the periodicity of the object to be measured, and accurate measurement of respiratory rate from this, the time axis based on respiratory rate (f ₁₎ axis-based respiration the result calculated frequency (f ₂₎ of the It is possible to enhance the accuracy by collating with the calculation result.

또한, 단계 3)에서는 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내에 존재한다 하더라도 이와 같은 상태가 "소정의 시간(t ₂)" 동안 유지되는 것을 요구한다.Further, step 3), the time axis based on respiratory rate (f ₁₎ and the frequency axis based on respiratory rate (f _2), even if the absolute value of the difference is present within a predetermined range in this state, the "predetermined period of time (t ₂ ) ".

여기서, "소정의 시간(t ₂)"은 하나의 최적 호흡 후보 위치에서의 정상 호흡 신호 여부를 판별하는데 소비되는 시간으로서, "소정의 시간(t ₂)"이 증가할수록 최적 호흡 후보 위치에서의 신호가 정상 호흡 신호인지 여부를 보다 정확히 판단하는 것이 가능하나, 하나의 위치에서 소비되는 시간이 증가하기 때문에 전체 탐지 영역을 모두 스캐닝하는데 소요되는 시간이 늘어날 수 있다.Here, the "predetermined time t ₂ " is a time consumed in discriminating whether or not the breathing signal is a normal breathing signal at one optimum breathing position. As the "predetermined time t ₂ & It is possible to more accurately determine whether the signal is a normal breathing signal. However, since the time consumed at one position increases, the time required to scan all the detection areas may be increased.

단계 4)에서는 수신된 전파 신호가 최대 분산 또는 최대 에너지를 가지는 위치 상에서 측정된 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 밖이거나 소정의 시간(T ₂) 동안 상기 시간 축 기반 호흡수(f ₁) 및 상기 주파수 축 기반 호흡수(f ₂)의 차이의 절대값이 소정의 범위 내로 유지되지 않는 경우, 해당 위치를 최적 호흡 후보 위치에서 제외하는 단계로서, 이 때 해당 위치는 소정의 시간(t ₃) 동안 제외될 수 있다.In step 4), when the absolute value of the difference between the time axis-based respiration frequency f ₁ and the frequency axis-based respiration frequency f ₂ measured on the position where the received radio wave signal has the maximum variance or the maximum energy is within a predetermined range If the absolute value of the difference between the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ is not maintained within a predetermined range for a predetermined time T ₂ or outside, a step of excluding from the breathing candidate positions, where the position can be excluded for a predetermined period of time (t _3).

여기서, "소정의 시간(t ₃)"은 최적 호흡 후보 위치에서 정상 호흡 신호가 탐지되지 않을 경우, 해당 위치를 얼마 동안 재탐색하지 않을 것인지 결정하는 변수로서, "소정의 시간(t ₃)"이 증가할수록 하나의 위치에서 소요되는 시간이 적어지기 때문에 전체 탐지 영역을 모두 스캐닝하는데 소요되는 시간 역시 적어진다는 장점이 있으나, 하나의 위치에서의 탐지 시간이 적기 때문에 정상 호흡 신호임에도 불구하고 이를 탐지하지 못할 가능성이 존재한다.Here, the "predetermined period of time (t _3)" is a variable to determine whether not search is made for some time to, that location if it is not a normal respiration signal detected in the optimal breathing candidate positions, "the predetermined time (t _3)" The time required to scan all the detection areas is also reduced. However, since the detection time at one location is small, it is difficult to detect the normal breathing signal even though it is a normal breathing signal There is a possibility that it can not be done.

따라서, "소정의 시간(t ₂)"와 "소정의 시간(t ₃)"은 전체 탐지 영역을 스캐닝하는데 허용된 시간 등을 고려하여 적절히 밸런싱하는 것이 바람직하다.Therefore, it is preferable that the predetermined time t ₂ and the predetermined time t ₃ are appropriately balanced in consideration of the time allowed for scanning the entire detection area and the like.

상술한 단계 1) 내지 단계 4)에 의해 정상 호흡 결정부가 최적 호흡 후보 위치(또는 그 다음 위치)에서의 전파 신호가 정상 호흡 신호인 것으로 결정한 경우, 최적 호흡 위치 결정부에 의해 해당 위치가 최적 호흡 위치인 것으로 결정된다.When the normal respiratory decision unit determines that the radio wave signal at the optimum respiration candidate position (or the next position) is the normal respiration signal by the above-described steps 1) to 4), the optimum respiration position determination unit Position.

이어서, 측정 대상의 최적 호흡 위치로부터 반사되는 전파 신호로부터 호흡 신호가 지속적으로 추출되며, 추출되는 호흡 신호가 정상 호흡 신호인지 여부가 재측정된다.Then, the respiration signal is continuously extracted from the radio wave signal reflected from the optimal respiration position of the measurement object, and whether the extracted respiration signal is the normal respiration signal is re-measured.

즉, 최적 호흡 위치 결정부는 정상 호흡 결정부에 의해 최적 호흡 후보 위치에서의 전파 신호가 정상 호흡 신호인지 여부에 대한 정보를 받아 최적 호흡 위치를 결정하게 되며, 최적 호흡 위치 결정부에 의해 측정 대상의 최적 호흡 위치가 결정된 경우, 해당 위치에서 측정 대상이 정상적인 호흡 신호를 나타내는지 여부가 정상 호흡 결정부에 의해 재측정되도록 구성된다.That is, the optimal breathing position determining unit determines the optimal breathing position by receiving information on whether the radio wave signal at the optimal breathing candidate position is the normal breathing signal by the normal breathing determination unit, When the optimum respiration position is determined, it is configured such that whether or not the measurement object indicates a normal respiration signal at the position is re-measured by the normal respiration determination unit.

이 때, 최적 호흡 위치에서 측정 대상이 정상적인 호흡 신호를 나타내는 것으로 결정될 경우, 호흡수 연산부에 의해 추출된 호흡 신호로부터 호흡수 연산이 수행된다.At this time, when it is determined that the measurement object represents a normal respiration signal at the optimum respiration position, the respiration number calculation is performed from the respiration signal extracted by the respiration number operation unit.

여기서, 호흡수를 연산하는 동작은 상술한 최적 호흡 후보 위치에서 정상 호흡 신호 여부를 판단하기 위한 단계 1) (자기 상관 연산)의 반복 동작으로 볼 수 있다.Here, the operation of calculating the number of breaths can be regarded as a repetitive operation of step 1) (autocorrelation operation) for determining whether the breathing signal is a normal respiration signal at the optimum breathing candidate position.

최적 호흡 위치에서 소정의 시간(t ₁) 동안 호흡 신호를 추출할 경우, 호흡 신호는 도 6a에 도시된 바와 같이 얻어질 수 있다.When the respiration signal is extracted for a predetermined time ( t ₁ ) at the optimum respiration position, the respiration signal can be obtained as shown in FIG. 6A.

도 6a에 도시된 최초 추출된 호흡 신호를 살펴보면, 골과 마루의 주기성을 어느 정도 관찰할 수 있으나, 호흡 주기가 정확히 반영된 마루에서의 신호의 최대값을 정확히 지정하는 것이 어려운 경우가 존재한다. 이 때, 인접한 마루마다 신호의 최대값이 정확히 지정되지 않을 경우, 호흡 주기는 불규칙하게 연산될 수 있어 부정확한 호흡 측정이 이루어질 수 밖에 없다.Referring to the first extracted respiration signal shown in FIG. 6A, the periodicity of the bone and the floor can be observed to some extent, but it is difficult to accurately specify the maximum value of the signal in the floor on which the respiratory cycle is accurately reflected. In this case, if the maximum value of the signal is not correctly specified for each adjacent floor, the respiratory cycle can be calculated irregularly, and inaccurate breath measurement can not be obtained.

본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템 상에서 호흡수를 연산하는 동작은 자기 상관 연산에 기반한 것으로, 자기 상관 연산이란 원래의 추출된 호흡 신호(제1 전파 신호)와 이를 일정 시간(예를 들어, 호흡 주기 기준 1 또는 2주기)만큼 지연(delay)시킨 호흡 신호(제2 전파 신호)의 유사도를 계산한 것으로서, 예를 들어, 제1 전파 신호에 대하여 제2 전파 신호가 지연되는 정도에 따라 변화하는 유사도 값의 조화 평균으로 정의될 수 있다.The operation of calculating the breath count on the apnea detection system according to an embodiment of the present invention is based on autocorrelation calculation. The autocorrelation calculation is a calculation of the original extracted respiration signal (first propagation signal) (Second radio wave signal) delayed by a predetermined period (for example, 1 or 2 periods based on the respiration cycle). For example, the degree of similarity between the first radio wave signal and the second radio wave signal Can be defined as the harmonic mean of the varying similarity values.

도 6c에 도시된 바와 같이, 측정되는 전파 신호가 일정한 주기를 가질 경우, 일정한 주기에 따라 유사도가 최대값을 나타내는 피크가 나타날 것이며, 피크 사이의 주기를 통해 측정 대상의 시간 축 기반 호흡수를 연산하는 것이 가능하다. 도 6a에 도시된 호흡 신호와는 달리 도 6c에 도시된 신호는 각 마루별 신호(유사도)의 최대값을 정확히 지정하는 것이 가능하므로, 규칙적인 호흡 주기의 연산과 함께 정확한 호흡 측정이 가능하다는 장점이 있다.As shown in FIG. 6C, when the measured radio wave signal has a constant period, a peak indicating a maximum value of similarity will appear according to a certain period, and a time axis-based breathing number of the measurement object is calculated It is possible to do. 6A, the signal shown in FIG. 6C can accurately specify the maximum value of the signal (similarity degree) of each floor, so that it is possible to accurately measure respiration in addition to the calculation of a regular breathing cycle .

아울러, 정상 호흡 결정부가 최적 호흡 위치에서 측정 대상이 비정상적인 호흡 신호를 나타내는 것으로 결정할 경우, 호흡수 연산부에 의해 호흡수 연산은 중단되며, 무호흡 결정부는 정상 호흡 결정부에서 비정상 호흡으로 결정된 전파 신호로부터 측정 대상의 움직임 및 호흡 신호의 변화량 등을 측정하여 측정 대상의 무호흡 여부를 결정하게 된다.In addition, when the normal breathing decision unit determines that the measurement object indicates an abnormal breathing signal at the optimum breathing position, the breathing calculation unit is stopped by the breathing calculation unit, and the apnea determination unit measures the breathing frequency from the radio wave signal determined as abnormal breathing in the normal breathing determination unit The movement of the subject and the amount of change in the respiration signal are measured to determine whether the subject is apnea or not.

우선, 최적 호흡 위치를 결정할 때, 정상 호흡 신호를 나타내는 것으로 판정된 후 비정상 호흡 신호로 전환되는 원인은 하기와 같은 경우로 분류될 수 있다.
First, when determining the optimal breathing position, the cause of switching to the abnormal breathing signal after it is determined that it represents the normal breathing signal can be classified into the following cases.

- 측정 대상이 움직임에 따라 시스템에 의해 측정되는 호흡 신호의 주기성이 틀어지는 경우(비정상 호흡에 해당하나 무호흡은 아님)- If the periodicity of the respiratory signal measured by the system is changed due to movement of the subject (abnormal breathing but not apnea)

- 측정 대상이 무호흡 증세를 나타내는 경우(비정상 호흡에 해당하며, 무호흡에 해당함)
- If the measurand indicates apnea symptom (corresponds to abnormal breathing, corresponds to apnea)

따라서, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템 상에서 무호흡 결정부의 동작 순서도를 나타낸 도 7을 참조하면, 측정 대상이 정상 호흡 중 비정상 호흡로 전환하는 순간을 포착하고, 이로부터 측정 대상의 최근 움직임(움직임 변화량 관찰) 여부를 판단한 후 측정 대상이 최근 유의적인 움직임의 변화량을 나타내지 않을 경우 비정상 호흡 신호와 무호흡시 나타나는 호흡 신호와의 연관성(일정 시간 동안의 호흡 신호의 변화량)을 살펴보게 된다.7, which illustrates an operation flow chart of an apnea determination unit in an apnea detection system according to an embodiment of the present invention, it captures a moment when a measurement subject changes from abnormal breath to normal breath, (A change in the respiration signal during a certain time) between the abnormal breathing signal and the breathing signal during apnea when the subject does not show a recent significant change in the amount of movement.

즉, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 탐지 시스템에 의하면 측정 대상이 최근에 유의적인 움직임을 나타내지 않음과 동시에 측정 대상의 비정상 호흡 신호가 무호흡시 나타나는 호흡 신호와의 큰 연관성을 나타낼 경우 측정 대상이 무호흡인 것으로 판정하도록 구성된다.That is, according to the apnea detection system according to the embodiment of the present invention, when the measurement object does not show significant motion recently, and the abnormal respiration signal of the measurement object shows a large correlation with the respiration signal appearing during apnea, It is determined to be apnea.

우선, 측정 대상의 최근 움직임(움직임 변화 관찰) 여부를 판단하는 단계에 대하여 보다 상세히 설명하도록 한다.First, the step of determining whether a recent movement (observation of a motion change) of an object to be measured is to be described in more detail.

상기 단계는 측정 대상이 정상 호흡 중 비정상 호흡으로 전환하는 경우, 상기 비정상 호흡의 원인이 실제 무호흡이 아니라 측정 대상의 움직임 때문인지 여부를 검증하는 단계이다.In this step, when the subject is switched to abnormal breathing during normal breathing, it is verified whether or not the cause of the abnormal breathing is caused by motion of the measurement subject rather than actual apnea.

따라서, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal) (최대 움직임 정도를 나타내며, 평균 신호 세기로 대체할 수 있음)가 정상 호흡이 진행되는 것으로 판단된 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제2 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _normal) (최대 움직임 정도를 나타내며, 평균 신호 세기로 대체할 수 있음)를 비교함으로써 비정상 호흡의 원인이 측정 대상의 움직임 때문인지 여부를 확인할 수 있다.Therefore, the maximum signal intensity M _abnormal (the maximum degree of movement ( T )) at the first time interval between the abnormal breath detection time T ₁ and the abnormal breathing time T ₂ before the predetermined time T (Which may be replaced by the average signal intensity) is the maximum signal in the second time interval between any normal breathing progression time ( T ₃ ) and abnormal breathing time point ( T ₂ ) By comparing the intensity ( M _normal ) (which represents the maximum degree of motion and can be replaced with the average signal intensity), it is possible to confirm whether the cause of the abnormal breathing is due to the movement of the measurement object.

여기서, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)으로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 시점을 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)으로 정의하고, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)를 관찰하는 것은 측정 대상의 움직임 또는 무호흡에 의해 정상 호흡 신호의 주기성이 틀어지는데에는 일정한 시간이 소요되기 때문이다.Here, the time point corresponding to the abnormal breathing detection time T ₁ before the predetermined time T is defined as the abnormal breathing time T ₂ , and the abnormal breathing detection time T ₁ and the abnormal breathing time T ₂₎ It is observed that the maximum signal strength (M _abnormal) in a first time interval between is because the regular hours for the periodicity of normal breathing signal by the motion of the object to be measured or apnea teuleojineun required.

구체적으로, 비정상 호흡의 원인이 측정 대상의 움직임 때문인지 여부는 하기의 식에 의해 판단될 수 있다.
Specifically, whether or not the cause of the abnormal breathing is caused by the motion of the measurement subject can be judged by the following equation.

M _abnormal > δ_M×M _normal : 측정 대상이 움직인 것으로 추정 M _abnormal > δ _M × M _normal : Estimated that the measurement object is moving

M _abnormal ≤ δ_M×M _normal : 측정 대상이 움직이지 않은 것으로 추정
M _abnormal ≤ δ _M × M _normal : The measurement object is estimated to be stationary

여기서, δ_M은 정상 호흡 중 최대 신호 세기에 대한 보정 계수로서, 적어도 정상 호흡 중 나타날 수 있는 변수 등을 고려하여 적어도 1보다 큰 계수로서 설정될 수 있다. Here, 隆_M is a correction coefficient for the maximum signal intensity during normal breathing, and may be set as a coefficient at least greater than 1 considering at least variables that may appear during normal breathing.

이 때, 보정 계수인 δ_M이 과도하게 클 경우, 측정 대상의 실제 움직임이 없음에도 불구하고 움직인 것으로 추정할 확률을 줄어드나 작은 움직임에 대한 민감도가 떨어질 수 있으므로, 측정 대상의 수면 패턴에 따라 적절히 조절될 필요가 있다.At this time, if the correction coefficient? _M is excessively large, the probability of assuming that the object is moving may be reduced although the actual motion of the object does not exist, but the sensitivity to the small motion may decrease. Therefore, It needs to be adjusted appropriately.

도 8a는 측정 대상의 움직임에 의한 비정상 호흡이 탐지된 경우 비정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이며, 도 8b는 측정 대상의 무호흡에 의한 비정상 호흡이 탐지된 경우의 비정상 호흡 신호의 추출 결과를 나타낸 것이다.8A shows the extraction result of the abnormal breathing signal when the abnormal breathing due to the movement of the measurement object is detected, and FIG. 8B shows the extraction result of the abnormal breathing signal when the abnormal breathing due to the breathing of the measurement object is detected .

도 8a에 도시된 비정상 호흡 신호의 경우, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)가 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제2 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _normal)와 보정 계수인 δ_M의 곱을 초과하기 때문에, 상기 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)은 상기 측정 대상의 움직임이 개시된 시점인 것으로 추정할 수 있다.In the case of the abnormal respiration signal shown in FIG. 8A, the maximum signal at the first time interval between the abnormal breath detection time T ₁ and the abnormal breathing time T ₂ before the predetermined time T M _abnormal exceeds the product of the maximum signal intensity ( M _normal ) in the second time interval between any normal breathing progression time ( T ₃ ) and abnormal breathing entry time ( T ₂ ) and the correction coefficient δ _M Therefore, it can be estimated that the abnormal breathing time T ₂ is the time when the movement of the measurement object is started.

따라서, 도 8a에 도시된 바와 같이, 측정 대상이 움직임에 따라 비정상 호흡 신호가 발생한 것으로 추정된 경우, 무호흡 결정부는 측정 대상이 무호흡이 아닌 것으로 결정하게 된다.Therefore, as shown in FIG. 8A, when it is estimated that an abnormal breathing signal has occurred due to movement of the measurement object, the apnea determining unit determines that the measurement target is not an apnea.

반면, 도 8b에 도시된 비정상 호흡 신호의 경우, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)가 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제2 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _normal)와 보정 계수인 δ_M의 곱 이하이기 때문에, 상기 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)은 상기 측정 대상의 무호흡 개시 시점인 것으로 추정할 수 있으며, 상기 비정상 호흡 신호의 원인은 측정 대상의 움직임에 의한 것이 아니라는 결론(호흡 주기에 영향을 줄 정도의 움직임은 없음)을 내릴 수 있다.On the other hand, in the case of the abnormal breathing signal shown in FIG. 8B, the abnormal breathing signal is detected at the first time interval between the abnormal breathing detection time T ₁ and the abnormal breathing time T ₂ before the predetermined time T the maximum signal strength (M _abnormal) is any normal breathing progress time (T ₃₎ and abnormal breathing entry time (T ₂₎ the maximum signal strength at the second time interval (M _normal) the correction factor is a product of a δ _M between , It can be estimated that the abnormal breathing start time ( T ₂ ) is the start time of the apnea of the measurement subject and that the cause of the abnormal breathing signal is not caused by the movement of the measurement subject There is no movement in the line).

무호흡 결정부에 의해 비정상 호흡 신호의 원인이 측정 대상의 움직임에 의한 것이 아니라는 결론이 내려진 경우, 비정상 호흡 신호와 무호흡시 나타나는 호흡 신호와의 연관성(일정 시간 동안의 호흡 신호의 변화량)을 살펴보게 된다.When it is concluded that the cause of the abnormal breathing signal is not caused by the motion of the subject, the relationship between the abnormal breathing signal and the breathing signal in the apnea (the amount of change in the breathing signal during a certain period of time) .

이에 따라, 무호흡 결정부는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂)이 상기 측정 대상의 무호흡 개시 시점인 것으로 추정된 경우, 상기 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)부터 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 사이의 시간 간격 동안 추출한 신호 세기의 변화가 선형성을 나타내는지 여부를 판단한다.Accordingly, apnea determination section between abnormal breathing entry time (T ₂₎ in this case estimated to be the apnea start point of the object to be measured, from the arbitrary normal breathing progress time (T ₃₎ the abnormal respiration detection time (T ₁₎ It is determined whether or not the change in the extracted signal strength during the time interval of < RTI ID = 0.0 >

신호 세기의 변화가 나타내는 선형성이란 도 9a에 도시된 바와 같이, 시간 변화에 따른 호흡 신호 세기를 나타낸 그래프 상에서 호흡 주기에 변형이 생길 경우, 호흡 신호가 주기성을 나타내지 않고, 거의 선형으로 증가하거나 감소하는 형태를 의미하며, 특히, 시간 변화에 따른 호흡 신호 세기를 나타낸 그래프 상에서 선형성은 측정 대상이 무호흡 증상을 나타낼 경우 관찰되는 특징이다.As shown in FIG. 9A, the linearity represented by the change of the signal intensity indicates that when the respiratory cycle is deformed on the graph showing the respiratory signal intensity with time, the respiratory signal does not show the periodicity and increases or decreases linearly In particular, the linearity on the graph showing the respiratory signal intensity with time changes is a characteristic observed when the measurement subject shows apnea symptoms.

또는, 선형성 대신 시간 변화에 따른 호흡 세기를 나타낸 그래프 상에서 일정 시간 동안의 Y축 이동 거리를 통해 측정 대상의 무호흡 여부를 판단할 수 있다.Alternatively, it is possible to determine whether the subject is apnea or not through the Y-axis movement distance for a predetermined time on the graph showing the respiratory intensity according to the time change instead of the linearity.

여기서, 일정 시간 동안의 Y축 이동 거리란 일정 시간 동안 변화하는 Y축 변화값의 총 합으로서 하기의 식에 의해 계산될 수 있다.
Here, the Y-axis movement distance for a predetermined time can be calculated by the following equation as the sum of the Y-axis change values that change over a certain period of time.

L : 총 이동거리, N : 축적된 호흡 신호 크기, B[x] : x번째 호흡 신호의 Y값(세기)
L: Total travel distance, N: Accumulated respiration signal size, B [x]: Y value (intensity) of x-

일 실시예에 있어서, 측정 대상의 무호흡 증상을 나타내는 선형성은 하기의 식에 의해 판단될 수 있다.
In one embodiment, the linearity indicative of the subject's apnea can be determined by the following equation.

L _current > λ×L _previous : 측정 대상이 무호흡 중인 것으로 결정 L _current > λ × L _previous : The measurement target is determined to be in apnea

L _current _≤ λ×L _previous : 측정 대상이 무호흡 중이 아닌 것으로 결정
L _current _≤ λ × L _previous : Determine that the subject is not in apnea

여기서, λ는 무호흡 중 소정의 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량에 대한 보정 계수로서, 무호흡 중 나타날 수 있는 변수 등을 고려하여 적어도 1보다 큰 계수로서 설정될 수 있다. Here, [ lambda] is a correction coefficient for the amount of change in signal intensity at predetermined time intervals during apnea, and may be set as a coefficient greater than at least 1 in consideration of variables that may appear during apnea.

이 때, 보정 계수인 λ이 과도하게 클 경우, 그래프 상에서의 선형성의 존재 여부에 대한 오판 확률은 감소할 수 있으나, 측정 대상이 무호흡 중이라도 그래프 상에서 측정 대상의 무호흡이 강한 선형성으로 나타나지 않을 경우, 무호흡으로 판단하지 않을 우려가 존재하기 때문에, 측정 대상의 수면 패턴에 따라 적절히 조절될 필요가 있다.In this case, if the correction coefficient λ is excessively large, the probability of misjudgment as to whether linearity exists on the graph may decrease. However, if apnea of the measurement object does not show strong linearity on the graph, It is necessary to appropriately adjust it according to the sleep pattern of the measurement object.

도 9b는 측정 대상의 무호흡에 의한 비정상 호흡이 탐지된 경우의 비정상 호흡 신호의 자기 상관(auto-correlation) 연산 결과를 나타낸 것이다.FIG. 9B shows an auto-correlation calculation result of an abnormal respiration signal when abnormal breathing due to apnea of an object to be measured is detected.

여기서, 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 이로부터 소정의 시간(T) 이후에 해당하는 시점(T ₄) 사이의 제3 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _current)이 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _previous)과 보정 계수인 λ의 곱을 초과할 경우, 상기 신호 세기의 변화가 선형성을 나타내는 것으로 판단하며, 이 때, 측정 대상은 무호흡 중인 것으로 결정된다.Here, any of the normal breathing progress time (T ₃₎ and the time to therefrom that after the predetermined time (T) (T ₄₎ the amount of change in signal strength at the third time interval between the (L _current) is the abnormal breathing ( L _previous ) of the signal intensity at the first time interval between the detection time point ( T ₁ ) and the corresponding abnormal breathing time point ( T ₂ ) before the predetermined time ( T ) If it is determined that the change in the signal intensity is indicative of linearity, the measurement object is determined to be in apnea.

반면, 임의의 정상 호흡 진행 시점(T ₃)과 이로부터 소정의 시간(T) 이후에 해당하는 시점(T ₄) 사이의 제3 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _current)이 상기 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _previous)과 보정 계수인 λ의 곱 이하인 경우, 상기 신호 세기의 변화가 선형성을 나타내지 않는 것으로 판단하며, 이 때, 측정 대상은 무호흡 중이 아닌 것으로 판단된다.
On the other hand, if the change amount L _current of the signal intensity in the third time interval between the arbitrary normal respiration progression time T ₃ and the corresponding time point T ₄ after the predetermined time T is less than the abnormal breathing ( L _previous ) of the signal intensity at the first time interval between the detection time point ( T ₁ ) and the corresponding abnormal breathing time point ( T ₂ ) before the predetermined time ( T ) , It is determined that the change in the signal intensity does not exhibit linearity, and it is determined that the measurement target is not in the apnea state.

또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 무호흡 측정 시스템은 측정 대상이 무호흡 중인 것으로 결정될 경우, 무호흡 경고 알람을 발생시키는 무호흡 경고부를 더 포함하며, 이와 함께 측정 대상이 지속적인 무호흡 증상을 나타내는지 여부를 관찰한다.Further, the apnea measurement system according to an embodiment of the present invention further includes an apnea alarm unit for generating an apnea warning alarm when it is determined that the measurement subject is apnea, do.

측정 대상이 지속적인 무호흡 증상을 나타내는지 여부는 측정 대상의 움직임 신호 및/또는 호흡 신호의 변화량을 측정하여 확인이 가능하다.Whether or not the measurement subject exhibits persistent apnea symptoms can be confirmed by measuring the amount of change in the movement signal and / or the respiration signal of the measurement subject.

일 실시예에 있어서, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 최대 신호 세기(M _abnormal)를 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)로 설정하고(도 8b 참조), 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후의 임의의 시점에서 측정되는 신호 세기(M _nobreathing)가 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)의 일정 수준을 초과할 경우, (무호흡 경고부에 의한 무호흡 경고 알람 등에 의해) 측정 대상의 큰 움직임이 발생하였으며, 이에 따라 무호흡이 중단된 것으로 결정할 수 있다.In one embodiment, the maximum signal intensity ( M _abnormal ) in the first time interval between the abnormal breath detection time ( T ₁ ) and the abnormal breath arrival time ( T ₂ ) before the predetermined time ( T ) the apnea keeping the reference signal strength is set to (M _reference) (see Fig. 8b), abnormal respiration detection time (T ₁₎ the signal strength is measured at a point after the (M _nobreathing) the apnea keeping the reference signal strength (M _reference ), A large movement of the measurement object occurs (due to an apnea alarm by the apnea alarm unit, etc.), and thus it can be determined that apnea has been interrupted.

반면, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후의 임의의 시점에서 측정되는 신호 세기(M _nobreathing)가 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)의 일정 수준 이하인 경우, 측정 대상의 무호흡이 유지되는 것으로 결정하고, 무호흡 경고 알람을 반복적으로 발생시킬 수 있다.On the other hand, when the signal intensity ( M _nobreathing ) measured at an arbitrary time point after the abnormal breath detection time ( T ₁ ) is equal to or lower than a certain level of the _reference breathing reference signal strength ( M _reference ), it is determined that apnea , And an apnea alarm can be repeatedly generated.

여기서, 무호흡 유지 기준 신호 세기(M _reference)와 임의의 시점에서 측정되는 신호 세기(M _nobreathing)의 보정 계수로서 δ _nobreathing이 사용될 수 있으며, 상기 보정 계수는 무호흡 중 나타날 수 있는 변수 및/또는 측정 대상의 수면 패턴 등에 따라 적절히 조절될 수 있다.Herein, δ _nobreathing may be used as a correction coefficient of the _respiratory maintenance reference signal intensity ( M _reference ) and the signal intensity ( M _nobreathing ) measured at an arbitrary point in time, and the correction coefficient may be a parameter that can be displayed during apnea and / And the like.

다른 예에 있어서, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁)과 이로부터 소정의 시간(T) 이전에 해당하는 비정상 호흡 진입 시점(T ₂) 사이의 제1 시간 간격에서의 신호 세기의 변화량(L _previous)을 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)으로 설정하고(도 9b 참조), 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후 상기 제1 시간 간격과 동일한 시간 간격에서 신호 세기의 변화량(L _nobreathing)이 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)의 일정 수준을 초과할 경우, 측정 대상의 무호흡이 중단된 것으로 결정할 수 있다.In another example, the amount of change ( L _previous ) of the signal intensity at the first time interval between the abnormal breath detection time ( T ₁ ) and the abnormal breath arrival time ( T ₂ ) before the predetermined time ( T ) set as apnea maintained based change amount (L _reference) of the signal strength (see Fig. 9b), abnormal respiration detection time (T ₁₎ after the first amount of change of the signal strength in the same time interval and the first time interval (L _nobreathing) the apnea If it exceeds a certain level of the change amount ( L _reference ) of the maintenance reference signal intensity, it can be determined that apnea of the measurement object has been stopped.

반면, 비정상 호흡 탐지 시점(T ₁) 이후 상기 제1 시간 간격과 동일한 시간 간격에서 신호 세기의 변화량(L _nobreathing)이 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)의 일정 수준 이하인 경우, 측정 대상의 무호흡이 유지되는 것으로 결정하고, 무호흡 경고 알람을 반복적으로 발생시킬 수 있다.On the other hand, if the change amount L _{nobreathing of the} signal intensity is equal to or less than a certain level of the change amount L _reference of the apnea maintenance reference signal intensity at the same time interval as the first time interval after the abnormal breath detection time point T ₁ , It is determined that the apnea is maintained, and the apnea alarm can be repeatedly generated.

마찬가지로, 무호흡 유지 기준 신호 세기의 변화량(L _reference)과 제1 시간 간격과 동일한 시간 간격에서 신호 세기의 변화량(L _nobreathing)의 보정 계수로서 λ _nobreathing이 사용될 수 있으며, 상기 보정 계수는 무호흡 중 나타날 수 있는 변수 및/또는 측정 대상의 수면 패턴 등에 따라 적절히 조절될 수 있다.
Likewise, λ _nobreathing may be used as a correction coefficient of the amount of change ( L _nobreathing ) of the signal intensity in the time interval of the change of the apnea maintenance reference signal intensity ( L _reference ) and the first time interval, And / or the sleep pattern of the subject to be measured.

이상, 본 발명의 일 실시예에 대하여 설명하였으나, 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 특허청구범위에 기재된 본 발명의 사상으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서, 구성 요소의 부가, 변경, 삭제 또는 추가 등에 의해 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있을 것이며, 이 또한 본 발명의 권리범위 내에 포함된다고 할 것이다.It will be apparent to those skilled in the art that various modifications and variations can be made in the present invention without departing from the spirit of the invention as set forth in the appended claims. The present invention can be variously modified and changed by those skilled in the art, and it is also within the scope of the present invention.

Claims

A transmitter and a receiver including a transmitter for transmitting a radio wave signal to a detection area and a receiver for receiving a radio wave signal reflected by the measurement object in the detection area;
An optimum respiration position determining unit for determining an optimal respiration position of the measurement subject from the received radio wave signal;
The optimum number from the radio wave signal reflected from the breathing location time axis based on the breath of the object to be measured (f ₁₎ and the frequency axis based on respiratory rate (f ₂₎ for operation, and the time axis based on respiratory rate (f ₁₎ and the frequency A normal respiration determining unit for analyzing the axis-based respiration frequency ( f ₂ ) to determine whether the subject is normally breathing; And
An apnea determination unit for measuring apnea of the measurement subject by measuring a change amount of a movement and a respiration signal of the measurement subject from a radio wave signal determined as an abnormal breath in the normal breath determination unit;
/ RTI >
Apnea detection system.

The method according to claim 1,
Wherein the optimal respiration position determining unit determines a best respiration position of the measurement target after background subtraction from the received radio wave signal,
Apnea detection system.

The method according to claim 1,
Wherein the optimal respiration position determining unit determines a position where the radio wave signal received from the entire detection region has the maximum dispersion or the maximum energy as the optimum respiration position of the measurement object,
Apnea detection system.

The method of claim 3,
The optimal respiration position determination unit may determine,
Determining an optimal respiration position of the measurement object when the radio wave signal reflected from the position having the maximum dispersion or maximum energy is determined as normal respiration by the normal respiration determination unit,
Apnea detection system.

5. The method of claim 4,
Wherein the normal respiratory determination unit comprises:
Correlation between a first radio wave signal obtained by extracting a radio wave signal reflected on a position where the received radio wave signal has a maximum dispersion or a maximum energy for a predetermined time and a second radio wave signal obtained by delaying the first radio wave signal by a predetermined time, based on the time-base-based respiration rate f ₁ ( f ₁₎ through the period between the peaks showing the maximum value of the similarity between the two radio signals calculated by the autocorrelation calculation, ),
Calculating a maximum frequency of the radio wave signal by a Fourier transform operation after extracting a radio wave signal received on a position where the received radio wave signal has a maximum dispersion or a maximum energy for a predetermined time, ( F ₂ ) of the object to be measured through the frequency,
Apnea detection system.

6. The method of claim 5,
Wherein the normal respiratory determination unit comprises:
When the absolute value of the difference between the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ calculated from the received radio wave signal is within a predetermined range,
Determining the radio wave signal as a normal breathing signal,
Apnea detection system.

6. The method of claim 5,
Wherein the normal respiratory determination unit comprises:
The absolute value of the difference between the time axis based breathing frequency f ₁ and the frequency axis based breathing frequency f ₂ is maintained within a predetermined range for a predetermined time on the position where the received radio wave signal has the maximum variance or the maximum energy If so,
Determining the radio wave signal as a normal breathing signal,
Apnea detection system.

The method according to claim 1,
Wherein the apnea determining unit comprises:
The maximum signal intensity M _abnormal in the first time interval between the abnormal breath detection time T ₁ and the corresponding abnormal breathing entry time T ₂ before the predetermined time T is shorter than any normal breathing progression the time (T ₃₎ and abnormal breathing entry time (T ₂₎ the maximum signal strength at the second time interval exceeds a certain level, the (M _normal), the abnormal breathing entry time (T ₂₎ between the destination of the measurement It is assumed that it is the start point of the motion of &
The maximum signal intensity M _abnormal in the first time interval between the abnormal breath detection time T ₁ and the corresponding abnormal breathing entry time T ₂ before the predetermined time T is shorter than any normal breathing progression the time (T ₃₎ and abnormal breathing entry time (T ₂₎ when a certain level or less of the second time up signal strength (M _normal) on the interval between the abnormal breathing entry time (T ₂₎ is apnea of the object to be measured It is assumed that it is the starting point,
Apnea detection system.

9. The method of claim 8,
Wherein the apnea determining unit comprises:
If it is estimated that the abnormal breathing start time ( T ₂ ) is the apnea start time of the measurement subject,
If from the arbitrary normal breathing progress time (T ₃₎ the change in the signal intensity is extracted for a time interval between the abnormal respiration detection time (T ₁₎ to indicate the linearity, the abnormal breathing entry time (T ₂₎ is the object to be measured Apos; s < / RTI >
Apnea detection system.

10. The method of claim 9,
Wherein the apnea determining unit comprises:
Wherein any normal breathing progress time of (T ₃₎ and the time to therefrom that after the predetermined time (T) (T ₄₎ the amount of change in signal strength in the third time interval (L _current) is the abnormal respiration detection between When the amount of change in signal intensity L _previous in the first time interval between the time point T ₁ and the corresponding abnormal breathing time point T ₂ before the predetermined time T exceeds a certain level, Determines that the change in the signal strength indicates linearity,
Wherein any normal breathing progress time of (T ₃₎ and the time to therefrom that after the predetermined time (T) (T ₄₎ the amount of change in signal strength in the third time interval (L _current) is the abnormal respiration detection between When the amount of change of the signal intensity L _previous in the first time interval between the instant T ₁ and the corresponding abnormal breathing entry point T ₂ before the predetermined time T is equal to or less than a certain level, It is assumed that a change in intensity does not represent linearity,
Apnea detection system.

10. The method of claim 9,
Wherein the apnea determining unit comprises:
The abnormal respiration detection time (T ₁₎ and which from the predetermined time (T) abnormal breathing entry point to the previous for the (T ₂₎ the maximum signal strength at the first time interval (M _abnormal) an apnea keeping the reference signal between the M _reference ,
_Wherein when the signal intensity M _nobreathing measured at an arbitrary time point after the abnormal breath detection time T ₁ exceeds a predetermined level of the _reference breathing reference signal strength M _reference , &Lt; / RTI >
It is determined that the apnea of the measurement subject is maintained when the signal intensity M _nobreathing measured at an arbitrary time point after the abnormal breath detection time T ₁ is equal to or lower than a certain level of the _reference breathing reference signal intensity M _reference doing,
Apnea detection system.

10. The method of claim 9,
Wherein the apnea determining unit comprises:
( L _previous ) of the signal intensity at the first time interval between the abnormal breath detection time point ( T ₁ ) and the abnormal breathing time point ( T ₂ ) before the predetermined time ( T ) ( L _reference ) of the signal intensity,
When the amount of change L _nobreathing of the signal intensity at the same time interval as the first time interval after the abnormal breath detection time T ₁ exceeds a certain level of the amount of change L _reference of the apnea maintenance reference signal intensity, It is determined that apnea of the measurement subject is interrupted,
When the amount of change L _nobreathing of the signal intensity at the same time interval as the first time interval after the abnormal breathing detection time T ₁ is equal to or less than a certain level of the amount of change L _reference of the apnea maintenance reference signal intensity, Of the respiratory tract is maintained,
Apnea detection system.

The method according to claim 1,
Further comprising an apnea alarm unit for generating an apnea alert alarm when the apnea determination unit detects apnea of the measurement subject,
Apnea detection system.

The method according to claim 1,
The normal respiration determiner can time axis based on the breath of the object to be measured from a radio wave signal as determined by the normal breath in (f ₁₎ to further comprising: a respiratory rate calculating section for calculating,
Apnea detection system.