JPH0143049Y2 - - Google Patents

Description

【考案の詳細な説明】 本考案は、励磁コイルにより血流を矩形波の交
番磁界で励磁し、血流々速に対応して検出電極に
より検出された誘起電圧を復調して血流信号とす
る電磁血流計に関するものである。

この種の血流計は、フアラデイの法則を基に磁
界中を通流する血流により検出電極に誘起電圧を
検出させるものであるが、通常検出信号には検出
電極のリード線に励磁コイルにより交差磁界が生
じることに起因する変成器成分が重畳する外に、
第１図に示す如く励磁とは無関係に検出電極に直
接誘起される心電図信号（以下ECG信号という）
も混入する。このECG信号は血流信号のキヤリ
アに対して周波数成分が低いために、先ずハイパ
スフイルタを通すことにより除去できるが、大巾
に低減させようとすると血流信号への影響も否め
ない。したがつて、ECG信号の除去の観点から
は励磁周波数をできるだけ高くした方が良いが、
逆に変成器成分は対応して増加し、ゼロ安定を損
う結果になる。

そこで、この変成器成分は例えば特公昭54−
39750による方法で除去することが考えられる。
即ち、第２図に示す如く各励磁期間に非励磁期間
を挿入し、検出された誘導電圧波形の励磁期間の
変成器成分をV_TMそして非励磁期間の変成器成分
をV_Tとすると、 V_T＝KV_TM＋Vo なる関係があり、（Ｋ：比例定数、Vo：オフセツ
ト電圧）、したがつて V_TM＝V_T−Vo／Ｋ となるから、V_Tを検出してV_TMを求めることがで
き、各誘起電圧の終端部分をサンプリングして
V_TMを減算すると、ほぼ純粋な血流信号が発生可
能となる。しかしながら、この方法を用いてもキ
ヤリア周波数を例えば500Hz程度に高くすると、
励磁期間の変成器成分V_TMと非励磁期間の変成器
成分V_Tの間に存在した比例関係が失なわれる現
象が発生するため変成器成分の除去が難しくな
る。

よつて、本考案は励磁周波数を高くしてもゼロ
安定度の低下を回避できる矩形波交番磁界形の電
磁血流計を提供することを目的とする。

次に、本考案の実施例を第３図及び第４図を基
に説明する。

第３図において、１は、プローブ２を矩形波で
励磁する励磁回路であり、その励磁周波数はゲー
トパルスａの入力中一時的に通常の高い周波数例
えば500Hzから低い周波数例えば50Hzへ切換わる。
３は、プローブ２で検出された誘導信号を入力と
し、少くともECG信号除去用のハイパスフイル
タもしくはハイパス特性を備えた帰還増幅器と、
復調回路とを含む通常の血流信号検出回路であ
る。４は血流信号検出回路３の出力である血流信
号ｂを平均化する平均回路、５はゲートパルスａ
の発生時の平均回路４の出力をホールドする保持
回路、６はゲートパルスａの消滅直後の通常の平
均回路４の出力をホールドする保持回路、７は保
持回路６の出力から保持回路５の出力を減算する
減算回路、８は血流信号ｂから減算回路７の出力
ｄ−ｃを減算する減算回路である。ゲートパルス
ａは、周期的に発生させると、以上説明した回路
１，４〜８を自動ゼロバランス回路として機能さ
せ、随時手動のスイツチ操作で発生可能にしてお
くと、手動ゼロバランス回路となる。また、ゲー
トパルスａ即ち50Hzキヤリアの発生時間幅は、平
均回路４へ完全な平均化を行わせるために少くと
もその平均回路４の有する時定数よりも長くす
る。

動作は次の通りである。

通常の測定時においてプローブ２で誘導された
励磁周波数500Hzの血流信号は、血流信号検出回
路３へ供給されて、そのハイパスフイルタで
ECG信号の成分が歪みを与えること無く大巾に
低減され、さらに増幅・復調されて血流信号ｂと
して出力される。即ち、ECG信号は除去されて
いるが、復調により直流成分となつた変成器成分
が重畳している。

ゲートパルスａの発生時には、励磁周波数が50
Hzに切換わり血流信号ｂにおける変成器成分の影
響はほとんど零になり、平均回路４で平均化され
て保持回路５では純粋な血流信号のみが平均化さ
れた保持信号ｃとしてホールドされる。一方、ゲ
ートパルスａ消滅直後の励磁周波数500Hzの血流
信号ｂは、平均回路４において重畳している変成
器成分も含めて平均化され、保持回路６では保持
信号ｄとしてホールドされ、したがつて減算回路
７は保持信号ｄから保持信号ｃの減算信号即ち変
成器成分信号を連続的に出力する。これにより、
減算回路８は血流信号ｂから変成器成分の影響を
除去し、最終的に通常の励磁周波数500Hzに対応
してECG信号が大巾に低減され、励磁周波数50
Hzに対応して変成器成分の大巾に除去されたほぼ
純粋な血流信号ｅを出力する。

尚、保持信号ｃを発生させる励磁周波数を前述
の50Hz或はそれ以下に選ぶとECG信号やその他
の雑音の影響が平均化回路４の出力信号に現われ
易くなるという問題があるために、例えば125Hz
にして前述の特公昭54−39750による方法を基に
血流信号検出回路３においてより完全に変成器成
分の除去された血流信号を検出するならば、
ECG信号やその他の雑音に影響されることのな
いより純粋な血流信号ｅが得られる。また、保持
回路５，６は保持回路ｃの経時的な変動を少くす
るためにＡ／Ｄコンバータ、ラツチ回路及びＤ／
Ａコンバータから構成してデイジタル値として保
持することができる。保持回路６へのサンプリン
グホールドのタイミングは、ゲートパルスａの発
生時の前に別のサンプリングパルスを供給し、そ
の直前で行うこともできる。

変成器成分信号のホールドは、第５図に示す如
く減算回路７に後続する保持回路１１に行わせ、
保持回路５，６のいずれか一方を廃止しても良
い。即ち、サンプリングパルスｆにより保持回路
１０へ励磁周波数切換時のいずれか一方の平均信
号をホールドさせ、保持回路１１にその時の減算
回路７の出力をホールドさせる。第６図は、Ａ／
Ｄコンバータ１２及びＤ／Ａコンバータ１３間に
第３乃び第５図の回路における減算回路・保持機
能を備えたマイクロコンピユータ１４を挿入した
もので、ゲートパルスａが発生すると、両キヤリ
ア周波数に対する平均値データを取込み、減算処
理したデータをメモリに保持し、出力データとし
てＡ／Ｄコンバータ１３へ連続的に供給する。

以上、本考案によれば矩形波励磁の電磁血流計
においてその励磁周波数を高くすることにより
ECG信号の混入をハイパスフイルタにより大巾
に低減可能になり、対応して増加する変成器成分
は一時的に低くされた励磁周波数の血流信号を期
にしそのレベルを算出して除去することにより、
ゼロ安定度が秀れ、しかもECG信号の混入の少
い血流信号が得られる。

【図面の簡単な説明】

第１図は通常の心電図信号波形、第２図は特公
昭54−39750による変成器成分除去方法の説明図、
第３図は本考案による電磁血流計の回路構成例、
第４図はその各部波形並びに第５図及び第６図は
第３図による回路の変形例である。

Claims (1)

【実用新案登録請求の範囲】
1. 矩形波でプローブを励磁し、かつその励磁周波
   数が切換指令信号に応答して通常の周波数からよ
   り低い周波数へ一時的に切換わる励磁回路と、前
   記プローブの検出信号を入力とし、かつECG信
   号除去用ハイパスフイルタ及び復調器を含む血流
   信号検出回路と、この回路の出力である血流信号
   を平均化する平均回路と、前記励磁周波数が前記
   のより低い周波数に切換わつている間、前記通常
   の周波数に対する前記平均回路の出力から前記の
   より低い周波数に対する前記平均回路の出力の減
   算及びホールドを行う減算保持回路と、前記血流
   信号から前記減算保持回路の出力を減算して最終
   的な血流信号を出力する減算回路とを有すること
   を特徴とする電磁血流計。