JPH0152016B2 - - Google Patents
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- JPH0152016B2 JPH0152016B2 JP56133573A JP13357381A JPH0152016B2 JP H0152016 B2 JPH0152016 B2 JP H0152016B2 JP 56133573 A JP56133573 A JP 56133573A JP 13357381 A JP13357381 A JP 13357381A JP H0152016 B2 JPH0152016 B2 JP H0152016B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- circuit
- pulse
- amplifier
- signal
- input
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
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-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03G—CONTROL OF AMPLIFICATION
- H03G5/00—Tone control or bandwidth control in amplifiers
- H03G5/16—Automatic control
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/024—Measuring pulse rate or heart rate
- A61B5/0245—Measuring pulse rate or heart rate by using sensing means generating electric signals, i.e. ECG signals
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、人体表面に誘導される心電位を検出
して、脈拍数を計数する脈拍計測回路および心電
位検出回路に関するものである。
して、脈拍数を計数する脈拍計測回路および心電
位検出回路に関するものである。
一般に人体の左右の腕の間に誘導される心電位
は、第１図に示すように、Ｐ波、Ｑ―Ｒ―Ｓ波、
Ｔ波より構成され、これらの波が周期的に現われ
る。このうちＱ―Ｒ―Ｓ波の電位変化VP―Pが一
番大きく、約0.2mVより1.0mVまである。従つて
Ｑ―Ｒ―Ｓ波を検出する方法が、一般的に行なわ
れている。さらに上記心電位には、体外より体表
面に誘導された50Hzもしくは60Hzのノイズが重畳
されている。このため脈拍計測に際しては、大き
なノイズを除去し、微少信号をピツクアツプする
事が必要となる。
は、第１図に示すように、Ｐ波、Ｑ―Ｒ―Ｓ波、
Ｔ波より構成され、これらの波が周期的に現われ
る。このうちＱ―Ｒ―Ｓ波の電位変化VP―Pが一
番大きく、約0.2mVより1.0mVまである。従つて
Ｑ―Ｒ―Ｓ波を検出する方法が、一般的に行なわ
れている。さらに上記心電位には、体外より体表
面に誘導された50Hzもしくは60Hzのノイズが重畳
されている。このため脈拍計測に際しては、大き
なノイズを除去し、微少信号をピツクアツプする
事が必要となる。
従来、心電位を検出して脈拍計測を行なう回路
方式として、第２図に示す回路ブロツクがある。
１は心電位センス電極で、増幅回路２の入力端子
に接続される。増幅回路２において微弱な心電位
は増幅される。
方式として、第２図に示す回路ブロツクがある。
１は心電位センス電極で、増幅回路２の入力端子
に接続される。増幅回路２において微弱な心電位
は増幅される。
増幅回路２の出力信号は、バンドパス・フイル
タ３に入力される。バンドパス・フイルタ３の中
心周波数0は、Ｑ―Ｒ―Ｓ波の周波数約20Hzに設
計され、Ｐ波とＴ波および50Hz、60Hzノイズは減
衰もしくは除去される。バンドパス・フイルター
３の出力信号は、ローパス・フイルター４に入力
される。ローパス・フイルタ４で、前記バンドパ
ス・フイルタで除去しきれず、伝達されたノイズ
を除去する。ローパス・フイルタ４の出力信号
は、コンパレータ５に入力される。コンパレータ
５で所定の電位レベル以上にあるＱ―Ｒ―Ｓ波の
み検出され、コンパレータ出力端子にパルス信号
を出力する。コンパレータ５の出力信号は計数回
路６に入力される。計数回路６でパルス信号の発
生間隔Ｔ（秒）を計測し、脈拍へ変換するため60／Ｔ なる演算を行ない、演算結果を出力する。この演
算結果は、被測定者の脈拍数を表わす。計数回路
６の出力は表示部７に入力され、駆動回路を介し
て液晶などの表示体により脈拍数が表示されるも
のであつた。
タ３に入力される。バンドパス・フイルタ３の中
心周波数0は、Ｑ―Ｒ―Ｓ波の周波数約20Hzに設
計され、Ｐ波とＴ波および50Hz、60Hzノイズは減
衰もしくは除去される。バンドパス・フイルター
３の出力信号は、ローパス・フイルター４に入力
される。ローパス・フイルタ４で、前記バンドパ
ス・フイルタで除去しきれず、伝達されたノイズ
を除去する。ローパス・フイルタ４の出力信号
は、コンパレータ５に入力される。コンパレータ
５で所定の電位レベル以上にあるＱ―Ｒ―Ｓ波の
み検出され、コンパレータ出力端子にパルス信号
を出力する。コンパレータ５の出力信号は計数回
路６に入力される。計数回路６でパルス信号の発
生間隔Ｔ（秒）を計測し、脈拍へ変換するため60／Ｔ なる演算を行ない、演算結果を出力する。この演
算結果は、被測定者の脈拍数を表わす。計数回路
６の出力は表示部７に入力され、駆動回路を介し
て液晶などの表示体により脈拍数が表示されるも
のであつた。
ところで、心電位の大きさは、被測定者の体質
や年令によつても異なり、また同一の被測定者に
おいても、湿度などの環境条件の相違により、誘
導される心電位の大きさが異なつたり、ノイズの
大きさが異なり、このため従来のこの種の計測回
路では、被測定者が異なると測定不能となつた
り、同一測定者でも環境が変化すると測定不能と
なつたり、ノイズによる誤動作を起こしやすくな
つた。これらの事態を予め予測して、増幅回路２
の増幅率や、コンパレータ５の感度を高目に設定
して、心電位が小さい場合でも検出可能にする方
法も試みられたが、ノイズの大きさは被測定者の
体質や年令によつても異なり、また同一の被測定
者においても湿度等の環境条件により異なるた
め、単に感度を上げておくだけではノイズによる
誤動作を発生し、脈拍検出の保証率を高める事は
できなかつた。
や年令によつても異なり、また同一の被測定者に
おいても、湿度などの環境条件の相違により、誘
導される心電位の大きさが異なつたり、ノイズの
大きさが異なり、このため従来のこの種の計測回
路では、被測定者が異なると測定不能となつた
り、同一測定者でも環境が変化すると測定不能と
なつたり、ノイズによる誤動作を起こしやすくな
つた。これらの事態を予め予測して、増幅回路２
の増幅率や、コンパレータ５の感度を高目に設定
して、心電位が小さい場合でも検出可能にする方
法も試みられたが、ノイズの大きさは被測定者の
体質や年令によつても異なり、また同一の被測定
者においても湿度等の環境条件により異なるた
め、単に感度を上げておくだけではノイズによる
誤動作を発生し、脈拍検出の保証率を高める事は
できなかつた。
本発明は、上記のような従来の欠点を除去する
ためなされたものであり、あらゆる被測定者に対
しても、またあらゆる環境条件においても高い精
度で脈拍測定のできる回路を提供することを目的
としたものである。
ためなされたものであり、あらゆる被測定者に対
しても、またあらゆる環境条件においても高い精
度で脈拍測定のできる回路を提供することを目的
としたものである。
以下、図面に示す実施例によつて本発明を詳述
する。
する。
第３図は、本発明による脈拍計測回路である。
図中、１１は心電位センス電極である。被測定
者は、体表面の一部、たとえば一方の腕の皮膚の
一部を回路のアースに密着させ、他方の腕の皮膚
の一部、たとえば指先を前記の心電位センス電極
１１に接触させて、心拍を計測する。
者は、体表面の一部、たとえば一方の腕の皮膚の
一部を回路のアースに密着させ、他方の腕の皮膚
の一部、たとえば指先を前記の心電位センス電極
１１に接触させて、心拍を計測する。
心電位センス電極１１は、コンデンサ１２と抵
抗１３を介して電源電圧の中点電位に接続する。
本発明の脈拍計測回路では、電源のプラス電位を
アースとし、マイナス電位をVSSとする。従つて
中点電位はVSS／２となる。
抗１３を介して電源電圧の中点電位に接続する。
本発明の脈拍計測回路では、電源のプラス電位を
アースとし、マイナス電位をVSSとする。従つて
中点電位はVSS／２となる。
コンデンサ１２は、信号の直流分除去を目的と
し、抵抗１３はコンデンサ１２の電荷を放電する
ことを目的としている。コンデンサ１２と抵抗１
３の接続点は、OPアンプ１４のプラス入力端子
に接続される。
し、抵抗１３はコンデンサ１２の電荷を放電する
ことを目的としている。コンデンサ１２と抵抗１
３の接続点は、OPアンプ１４のプラス入力端子
に接続される。
OPアンプ１４の出力端子は、抵抗１５と抵抗
１６を介してVSS／２に接続される。OPアンプ１
４のマイナス入力端子は、抵抗１５と抵抗１６の
接続点に接続される。上記回路ブロツク、すなわ
ちOPアンプ１４と抵抗１５と抵抗１６で心電位
増幅回路を構成する。
１６を介してVSS／２に接続される。OPアンプ１
４のマイナス入力端子は、抵抗１５と抵抗１６の
接続点に接続される。上記回路ブロツク、すなわ
ちOPアンプ１４と抵抗１５と抵抗１６で心電位
増幅回路を構成する。
OPアンプ１４の出力端子は抵抗１７に接続さ
れ、抵抗１７の他端は、回路図中のＡ点に接続さ
れる。
れ、抵抗１７の他端は、回路図中のＡ点に接続さ
れる。
コンデンサ１８ａは、図中Ａ点とＢ点に接続さ
れる。コンデンサ１８ｂの一端はＡ点に接続さ
れ、他端はMOSFET２０を介してＢ点に接続さ
れる。
れる。コンデンサ１８ｂの一端はＡ点に接続さ
れ、他端はMOSFET２０を介してＢ点に接続さ
れる。
コンデンサ１９ａは、図中Ａ点とＣ点に接続さ
れる。コンデンサ１９ｂの一端はＡ点に接続さ
れ、他端はMOSFET２１を介してＣ点に接続さ
れる。
れる。コンデンサ１９ｂの一端はＡ点に接続さ
れ、他端はMOSFET２１を介してＣ点に接続さ
れる。
抵抗２２ａは図中Ｂ点とＣ点に接続される。抵
抗２２ｂの一端はＣ点に接続され、他端は
MOSFET２３を介してＢ点に接続される。OPア
ンプ２４のマイナス入力端子はＢ点に接続され、
プラス入力端子はVSS／２に接続され、出力端子
はＣ点に接続される。MOSFET２０，２１，２
３のゲート端子は、オーバーフロー回数カウン
タ・デコーダ４５の出力端子に接続される。
抗２２ｂの一端はＣ点に接続され、他端は
MOSFET２３を介してＢ点に接続される。OPア
ンプ２４のマイナス入力端子はＢ点に接続され、
プラス入力端子はVSS／２に接続され、出力端子
はＣ点に接続される。MOSFET２０，２１，２
３のゲート端子は、オーバーフロー回数カウン
タ・デコーダ４５の出力端子に接続される。
上記回路ブロツク、すなわち抵抗１７と抵抗２
２ａとコンデンサ１８ａとコンデンサ１９ａと
OPアンプ２４で、バンドパス・フイルタ（Ｂ・
Ｐ・Ｆ）を構成する。また、コンデンサ１８ｂと
コンデンサ１９ｂと抵抗２２ｂとスイツチ用
MOSFET２０，２１，２３とで、脈拍およびノ
イズ感度調整回路を構成する。
２ａとコンデンサ１８ａとコンデンサ１９ａと
OPアンプ２４で、バンドパス・フイルタ（Ｂ・
Ｐ・Ｆ）を構成する。また、コンデンサ１８ｂと
コンデンサ１９ｂと抵抗２２ｂとスイツチ用
MOSFET２０，２１，２３とで、脈拍およびノ
イズ感度調整回路を構成する。
OPアンプ２４の出力端子は、抵抗２５と抵抗
２６の直列抵抗を介してOPアンプ２９のプラス
入力端子に接続される。抵抗２５と抵抗２６の接
続点は、コンデンサ２７を介してOPアンプ２９
の出力端子に接続される。コンデンサ２８はOP
アンプ２９のプラス入力端子とVSS／２に接続さ
れる。OPアンプ２９のマイナス入力端子は、出
力端子と接続される。
２６の直列抵抗を介してOPアンプ２９のプラス
入力端子に接続される。抵抗２５と抵抗２６の接
続点は、コンデンサ２７を介してOPアンプ２９
の出力端子に接続される。コンデンサ２８はOP
アンプ２９のプラス入力端子とVSS／２に接続さ
れる。OPアンプ２９のマイナス入力端子は、出
力端子と接続される。
上記ブロツク、すなわち抵抗２５，２６とコン
デンサ２７，２８とOPアンプ２９とで、２次の
ローパスフイルタを構成する。
デンサ２７，２８とOPアンプ２９とで、２次の
ローパスフイルタを構成する。
OPアンプ２９の出力端子は、抵抗３０，３１
の直列接続を介してVSSに接続される。抵抗３０
と３１の接続点は、OPアンプ３４のプラス入力
端子に接続される。OPアンプ３４のマイナス入
力端子とOPアンプ２９の出力端子の間に、抵抗
３２が接続される。
の直列接続を介してVSSに接続される。抵抗３０
と３１の接続点は、OPアンプ３４のプラス入力
端子に接続される。OPアンプ３４のマイナス入
力端子とOPアンプ２９の出力端子の間に、抵抗
３２が接続される。
コンデンサ３３は、OPアンプ３４のマイナス
入力端子とVSS間に接続される。
入力端子とVSS間に接続される。
上記回路ブロツク、すなわち抵抗３０，３１，
３２とコンデンサ３３とOPアンプ３４とで、電
圧比較回路を構成する。
３２とコンデンサ３３とOPアンプ３４とで、電
圧比較回路を構成する。
以上の回路ブロツク群で、脈拍検出回路が構成
される。上記回路ブロツク群の動作は、従来例の
ブロツク図で説明したものと同様であり、ここで
の説明は省略する。
される。上記回路ブロツク群の動作は、従来例の
ブロツク図で説明したものと同様であり、ここで
の説明は省略する。
上記回路構成における最終段のOPアンプ３４
は、心電位のＱ―Ｒ―Ｓ波を検出した時だけ出力
にパルスを発生する。従つて、脈拍検出モード以
外の場合や、脈拍検出モードであつても心電位信
号が小さくて検出できない場合は、OPアンプ３
４の出力信号は、論理レベル「０＼」となる。
は、心電位のＱ―Ｒ―Ｓ波を検出した時だけ出力
にパルスを発生する。従つて、脈拍検出モード以
外の場合や、脈拍検出モードであつても心電位信
号が小さくて検出できない場合は、OPアンプ３
４の出力信号は、論理レベル「０＼」となる。
OPアンプ３４の出力信号は、マスク回路３５
に入力される。マスク回路３５はＱ―Ｒ―Ｓ波を
検出した後、所定の期間、入力信号を受け付けな
いマスク期間を設けるための回路である。この回
路は、通常の心電位波形においてＱ―Ｒ―Ｓ波の
後に約300ｍ秒遅れて現われる比較的振幅の大き
いＴ波を誤検出する事を防止するために設けられ
たものである。マスク回路３５の出力端子は、ク
ロツク制御回路３６の入力端子に接続される。マ
スク回路３６の出力信号が論理レベル「１」に変
化する時、これに同期してクロツク制御回路３６
の出力信号は論理レベル「１」となる。マスク回
路３５の出力信号は、所定の期間、論理レベル
「１」を維持し、その後「０」となる。次に、Ｑ
―Ｒ―Ｓ波が入力され、脈拍検出回路で検出さ
れ、マスク回路３５が再び出力信号を論理レベル
「１」にする。
に入力される。マスク回路３５はＱ―Ｒ―Ｓ波を
検出した後、所定の期間、入力信号を受け付けな
いマスク期間を設けるための回路である。この回
路は、通常の心電位波形においてＱ―Ｒ―Ｓ波の
後に約300ｍ秒遅れて現われる比較的振幅の大き
いＴ波を誤検出する事を防止するために設けられ
たものである。マスク回路３５の出力端子は、ク
ロツク制御回路３６の入力端子に接続される。マ
スク回路３６の出力信号が論理レベル「１」に変
化する時、これに同期してクロツク制御回路３６
の出力信号は論理レベル「１」となる。マスク回
路３５の出力信号は、所定の期間、論理レベル
「１」を維持し、その後「０」となる。次に、Ｑ
―Ｒ―Ｓ波が入力され、脈拍検出回路で検出さ
れ、マスク回路３５が再び出力信号を論理レベル
「１」にする。
マスク回路３５の出力信号が論理レベル「１」
へ変化してから、一旦「０」に変化し、再び
「１」に変化するまでの期間、クロツク制御回路
３６の出力信号は、論理レベル「１」を出力す
る。
へ変化してから、一旦「０」に変化し、再び
「１」に変化するまでの期間、クロツク制御回路
３６の出力信号は、論理レベル「１」を出力す
る。
クロツク制御回路３６の出力端子は、２入力
AND３７の一方の入力端子に接続される。また
２入力AND３７の他方の入力端子には、クロツ
ク発生回路４１の出力端子が接続される。
AND３７の一方の入力端子に接続される。また
２入力AND３７の他方の入力端子には、クロツ
ク発生回路４１の出力端子が接続される。
クロツク制御回路３６の出力信号が「１」の期
間、すなわちＱ―Ｒ―Ｓ波の周期に相当する期間
に、AND３７を介して、クロツク信号がカウン
タ３８に入力される。カウンタ３８の出力端子は
デコーダ３９の入力端子に接続され、デコーダ３
９の出力端子はデイスプレイ４０に接続される。
間、すなわちＱ―Ｒ―Ｓ波の周期に相当する期間
に、AND３７を介して、クロツク信号がカウン
タ３８に入力される。カウンタ３８の出力端子は
デコーダ３９の入力端子に接続され、デコーダ３
９の出力端子はデイスプレイ４０に接続される。
上記回路構成により、脈拍数を計数する方法を
以下に説明する。
以下に説明する。
Ｑ―Ｒ―Ｓ波の周期に相当する期間に、カウン
タ３８に入力されたクロツク数は次式で換算され
脈拍数にデコードされる。
タ３８に入力されたクロツク数は次式で換算され
脈拍数にデコードされる。
脈拍数＝60（秒）／脈拍周期（秒）＝60（秒）／１
／ｆ×カウント数 但し、はクロツク周波数である。
／ｆ×カウント数 但し、はクロツク周波数である。
たとえば、クロツク信号周波数が256Hzで、カ
ウント数が200の時、 脈拍数＝60／１／256×200≒77 とデコードされ、表示される。
ウント数が200の時、 脈拍数＝60／１／256×200≒77 とデコードされ、表示される。
以上の回路システムにより、脈拍検出および脈
拍表示が行なわれる。
拍表示が行なわれる。
更に本発明においては、被測定者の心電位のバ
ラツキや環境変化による検出不能やノイズによる
誤動作を防止するための、脈拍検出感度およびノ
イズ感度自動調整システムを有する。
ラツキや環境変化による検出不能やノイズによる
誤動作を防止するための、脈拍検出感度およびノ
イズ感度自動調整システムを有する。
以下に該システムを説明する。
タツチ検出回路４２の出力端子は、２入力
AND４３の一方の入力端子に接続され、２入力
AND４３の他方の入力端子は、クロツク発生回
路４１の出力端子に接続される。２入力AND４
３の出力端子は、カウンタ４４の入力端子に接続
される。カウンタ４４の出力端子は、オーバーフ
ローカウンタ・デコーダ４５の入力端子に接続さ
れると同時に、３入力NOR４７の入力端子に接
続される。インバータ４６の入力端子は、タツチ
検出回路４２の出力端子に接続され、出力端子は
３入力NOR４７の入力端子に接続される。３入
力NOR４７の残りの入力端子は、脈拍検出回路
の最終段であるOPアンプ３４の出力端子に接続
される。３入力NOR４７の出力端子は、カウン
タ４４のリセツト端子に入力される。
AND４３の一方の入力端子に接続され、２入力
AND４３の他方の入力端子は、クロツク発生回
路４１の出力端子に接続される。２入力AND４
３の出力端子は、カウンタ４４の入力端子に接続
される。カウンタ４４の出力端子は、オーバーフ
ローカウンタ・デコーダ４５の入力端子に接続さ
れると同時に、３入力NOR４７の入力端子に接
続される。インバータ４６の入力端子は、タツチ
検出回路４２の出力端子に接続され、出力端子は
３入力NOR４７の入力端子に接続される。３入
力NOR４７の残りの入力端子は、脈拍検出回路
の最終段であるOPアンプ３４の出力端子に接続
される。３入力NOR４７の出力端子は、カウン
タ４４のリセツト端子に入力される。
オーバーフローカウンタ・デコーダ４５の出力
端子は、MOSFET２０，２１，２３のゲートに
接続される。
端子は、MOSFET２０，２１，２３のゲートに
接続される。
以下に、脈拍検出感度およびノイズ感度自動調
整システムの動作を説明する。
整システムの動作を説明する。
被測定者が心電位センス電極に指を当て脈拍測
定モードになつた時、タツチ検出回路はこれを検
出して、出力信号を論理レベル「１」とする。こ
の時、クロツク発生回路４１よりクロツク信号が
カウンタ４４に入力される。カウンタ４４は、あ
らかじめ決められたカウント数を越えると、出力
端子にキヤリー信号を発生する。ここであらかじ
め決められたカウント数とは、通常予想される最
低脈拍数（すなわち脈拍周期が最大の場合）の脈
拍周期と検出回路における信号の遅延時間を加算
した時間Ｔに相当する値である。
定モードになつた時、タツチ検出回路はこれを検
出して、出力信号を論理レベル「１」とする。こ
の時、クロツク発生回路４１よりクロツク信号が
カウンタ４４に入力される。カウンタ４４は、あ
らかじめ決められたカウント数を越えると、出力
端子にキヤリー信号を発生する。ここであらかじ
め決められたカウント数とは、通常予想される最
低脈拍数（すなわち脈拍周期が最大の場合）の脈
拍周期と検出回路における信号の遅延時間を加算
した時間Ｔに相当する値である。
設定カウント数＝Ｔ／
但し、はクロツク周波数である。
従つて、カウンタ４４がキヤリーを出力する場
合は、脈拍測定モードであるが脈拍検出回路が信
号を検出できなかつた事を意味する。なんとなれ
ば、心電位信号が検出されれば、OPアンプ３４
の出力信号でカウンタ４４はリセツトされ、キヤ
リー信号は出力されないからである。カウンタ４
４は、非脈拍測定モードの時、タツチ検出回路４
２によりリセツトされており、またキヤリーを出
力すると同時にキヤリー信号でリセツトされ、再
びクロツクをカウントし始める。カウンタ４４が
キヤリー信号を出力すると、オーバーフローカウ
ンタ・デコーダ４５は、これをカウントしデコー
ドし、結果を出力する。この時、MOSFET２
０，２１，２３がスイツチONし、BPFの特性が
変化する。BPFの特性を変化させる場合、注意
すべき事は、中心周波数（この場合Ｑ―Ｒ―Ｓ波
の周波数）のゲインを上げると、ノイズ（特に50
Hzもしくは60Hzの誘導ノイズ）に対するゲインも
上がる事である。これはノイズによる誤動作を起
こしやすくなり好ましくない。従つて中心周波数
のゲインを上げると同時に、フイルターのＱ値を
も上げる事が必要となる。これは、第３図の形式
のBPFにおいては、抵抗２２ａの値を減少させ、
かつコンデンサ１９ａ，１８ａの値を増加させる
事で達成される。
合は、脈拍測定モードであるが脈拍検出回路が信
号を検出できなかつた事を意味する。なんとなれ
ば、心電位信号が検出されれば、OPアンプ３４
の出力信号でカウンタ４４はリセツトされ、キヤ
リー信号は出力されないからである。カウンタ４
４は、非脈拍測定モードの時、タツチ検出回路４
２によりリセツトされており、またキヤリーを出
力すると同時にキヤリー信号でリセツトされ、再
びクロツクをカウントし始める。カウンタ４４が
キヤリー信号を出力すると、オーバーフローカウ
ンタ・デコーダ４５は、これをカウントしデコー
ドし、結果を出力する。この時、MOSFET２
０，２１，２３がスイツチONし、BPFの特性が
変化する。BPFの特性を変化させる場合、注意
すべき事は、中心周波数（この場合Ｑ―Ｒ―Ｓ波
の周波数）のゲインを上げると、ノイズ（特に50
Hzもしくは60Hzの誘導ノイズ）に対するゲインも
上がる事である。これはノイズによる誤動作を起
こしやすくなり好ましくない。従つて中心周波数
のゲインを上げると同時に、フイルターのＱ値を
も上げる事が必要となる。これは、第３図の形式
のBPFにおいては、抵抗２２ａの値を減少させ、
かつコンデンサ１９ａ，１８ａの値を増加させる
事で達成される。
MOSFET２０，２１，２３をスイツチONさ
せると、心電位信号に対する感度を上げ、ノイズ
に対する感度を現状維持あるいは、現状以下にで
きる。
せると、心電位信号に対する感度を上げ、ノイズ
に対する感度を現状維持あるいは、現状以下にで
きる。
第３図の図面では、図が繁雑になるのを防ぐた
め、切り換えるコンデンサ２種と抵抗１種とスイ
ツチ用MOSFET3種は各１ケとしてあるが、こ
れらを複数個設ける事で、更に範囲の広い感度調
整が可能となる。
め、切り換えるコンデンサ２種と抵抗１種とスイ
ツチ用MOSFET3種は各１ケとしてあるが、こ
れらを複数個設ける事で、更に範囲の広い感度調
整が可能となる。
以上説明したように、本発明においては、脈拍
計測システム内に、脈拍検出状態を監視するシス
テムを設け、被測定者の違いによる心電位信号の
バラツキや、測定環境の変化により脈拍測定が不
可能となつた場合、これを検出して自動的に脈拍
検出感度を上げるとともにノイズ感度の上昇を押
える事ができるため、被測定者の違いによる測定
不能状態を回避でき、さらに環境変化に対しても
十分な測定能力を有する脈拍測定回路を提供でき
る。
計測システム内に、脈拍検出状態を監視するシス
テムを設け、被測定者の違いによる心電位信号の
バラツキや、測定環境の変化により脈拍測定が不
可能となつた場合、これを検出して自動的に脈拍
検出感度を上げるとともにノイズ感度の上昇を押
える事ができるため、被測定者の違いによる測定
不能状態を回避でき、さらに環境変化に対しても
十分な測定能力を有する脈拍測定回路を提供でき
る。
第１図は、人体の左右の腕に誘導される心電位
波形の略図である。第２図は、従来の脈拍計測回
路のブロツク図である。第３図は、本発明の脈拍
計測回路の回路図である。 １，１１……心電位センス電極、２……増幅回
路、３……バンドパス・フイルタ、４……ローパ
ス・フイルタ、５……コンパレータ、６……計数
回路、７……表示部、１４，２４，２９，３４…
…OPアンプ、３５……マスク回路、３６……ク
ロツク制御回路、３８……カウンタ、３９……デ
コーダ、４０……表示部、４１……クロツク発生
回路、４２……タツチ検出回路、４４……カウン
タ、４５……オーバーフローカウンタ・デコー
ダ、２２ｂ……感度調整抵抗、１８ｂ，１９ｂ…
…感度調整コンデンサ、２０，２１，２３……ス
イツチ用MOSFET。
波形の略図である。第２図は、従来の脈拍計測回
路のブロツク図である。第３図は、本発明の脈拍
計測回路の回路図である。 １，１１……心電位センス電極、２……増幅回
路、３……バンドパス・フイルタ、４……ローパ
ス・フイルタ、５……コンパレータ、６……計数
回路、７……表示部、１４，２４，２９，３４…
…OPアンプ、３５……マスク回路、３６……ク
ロツク制御回路、３８……カウンタ、３９……デ
コーダ、４０……表示部、４１……クロツク発生
回路、４２……タツチ検出回路、４４……カウン
タ、４５……オーバーフローカウンタ・デコー
ダ、２２ｂ……感度調整抵抗、１８ｂ，１９ｂ…
…感度調整コンデンサ、２０，２１，２３……ス
イツチ用MOSFET。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 心電位センス電極と、該心電位センス電極に
生じる信号を増幅する増幅回路と、該増幅回路の
出力を入力するフイルタ回路を有し、脈拍を検出
する脈拍検出回路において、該脈拍検出回路が信
号を検出できなかつたことを検知し信号を出力す
る手段と、該検知手段に接続し、検知信号に応答
し前記フイルタ回路の中心周波数におけるゲイン
を上げ、同時にフイルタ回路のＱ値を高くする手
段を有すことを特徴とする脈拍検出回路。 ２ 前記フイルタ回路のゲインを上げ、同時にフ
イルタ回路のＱ値を高くする手段は、前記検知信
号が入力され、該検知信号の入力に応答して開閉
するスイツチ手段と、該スイツチ手段を介してそ
れぞれフイルタ回路に接続されるフイルタ回路の
ゲインを上げる手段と、フイルタ回路のＱ値を高
くする手段である特許請求の範囲第１項記載の脈
拍検出回路。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56133573A JPS5836527A (ja) | 1981-08-26 | 1981-08-26 | 脈拍検出回路 |
| US06/403,427 US4519397A (en) | 1981-08-26 | 1982-07-30 | Pulse detector |
| GB08223778A GB2108270B (en) | 1981-08-26 | 1982-08-18 | Pulse detector |
| DE19823231818 DE3231818A1 (de) | 1981-08-26 | 1982-08-26 | Pulsmessgeraet |
| CH5082/82A CH648474A5 (fr) | 1981-08-26 | 1982-08-26 | Detecteur de pouls, ou pulsations electrocardiaques. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56133573A JPS5836527A (ja) | 1981-08-26 | 1981-08-26 | 脈拍検出回路 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5836527A JPS5836527A (ja) | 1983-03-03 |
| JPH0152016B2 true JPH0152016B2 (ja) | 1989-11-07 |
Family
ID=15107963
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56133573A Granted JPS5836527A (ja) | 1981-08-26 | 1981-08-26 | 脈拍検出回路 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4519397A (ja) |
| JP (1) | JPS5836527A (ja) |
| CH (1) | CH648474A5 (ja) |
| DE (1) | DE3231818A1 (ja) |
| GB (1) | GB2108270B (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE520017C2 (sv) * | 1997-10-31 | 2003-05-06 | Mecman Ab Rexroth | Tryckfluidcylinder |
| US6356785B1 (en) | 1997-11-06 | 2002-03-12 | Cecily Anne Snyder | External defibrillator with CPR prompts and ACLS prompts and methods of use |
| US9248306B2 (en) | 1999-09-30 | 2016-02-02 | Physio-Control, Inc. | Pulse detection apparatus, software, and methods using patient physiological signals |
| US20040039419A1 (en) * | 1999-09-30 | 2004-02-26 | Stickney Ronald E. | Apparatus, software, and methods for cardiac pulse detection using a piezoelectric sensor |
| US20030109790A1 (en) * | 2001-12-06 | 2003-06-12 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Pulse detection method and apparatus using patient impedance |
| US6440082B1 (en) | 1999-09-30 | 2002-08-27 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Method and apparatus for using heart sounds to determine the presence of a pulse |
| US20040116969A1 (en) * | 2002-08-26 | 2004-06-17 | Owen James M. | Pulse detection using patient physiological signals |
| US20040039420A1 (en) * | 2002-08-26 | 2004-02-26 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Apparatus, software, and methods for cardiac pulse detection using accelerometer data |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3934577A (en) * | 1972-12-08 | 1976-01-27 | Hoffmann-La Roche Inc. | Fetal heart rate monitoring apparatus |
| JPS5325198B2 (ja) * | 1973-03-02 | 1978-07-25 | ||
| US4000461A (en) * | 1973-10-04 | 1976-12-28 | Textronix, Inc. | R-wave detector |
| JPS52105687A (en) * | 1976-03-01 | 1977-09-05 | Tokyo Shibaura Electric Co | Circuit for counting pulse rate |
| US4085340A (en) * | 1976-04-14 | 1978-04-18 | Hewlett-Packard Co. | Range switching transient eliminator circuit |
| JPS5325198A (en) * | 1976-07-28 | 1978-03-08 | Dainippon Printing Co Ltd | Laminated member |
| US4181134A (en) * | 1977-09-21 | 1980-01-01 | Mason Richard C | Cardiotachometer |
| US4261369A (en) * | 1979-02-14 | 1981-04-14 | Allor Douglas R | His bundle cardiography |
-
1981
- 1981-08-26 JP JP56133573A patent/JPS5836527A/ja active Granted
-
1982
- 1982-07-30 US US06/403,427 patent/US4519397A/en not_active Expired - Lifetime
- 1982-08-18 GB GB08223778A patent/GB2108270B/en not_active Expired
- 1982-08-26 DE DE19823231818 patent/DE3231818A1/de not_active Withdrawn
- 1982-08-26 CH CH5082/82A patent/CH648474A5/fr not_active IP Right Cessation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB2108270A (en) | 1983-05-11 |
| US4519397A (en) | 1985-05-28 |
| DE3231818A1 (de) | 1983-03-10 |
| JPS5836527A (ja) | 1983-03-03 |
| CH648474A5 (fr) | 1985-03-29 |
| GB2108270B (en) | 1985-01-03 |
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