JPS58188427A - 脈拍検出回路 - Google Patents
脈拍検出回路Info
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- JPS58188427A JPS58188427A JP57072078A JP7207882A JPS58188427A JP S58188427 A JPS58188427 A JP S58188427A JP 57072078 A JP57072078 A JP 57072078A JP 7207882 A JP7207882 A JP 7207882A JP S58188427 A JPS58188427 A JP S58188427A
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- JP
- Japan
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- circuit
- pulse
- detection circuit
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- Pending
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- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 27
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000003321 amplification Effects 0.000 claims description 2
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 claims description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 10
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 3
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 3
- 238000009532 heart rate measurement Methods 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
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Classifications
-
- 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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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は脈拍計の検出回路に関するものである。
従来、脈拍計測の一方法として心電位誘導法（Ｋ１ｅｃ
ｔｒ＋）Ｃａｒｄ」ｏσｒａ、ｐｈｙ ）がある。この
方法Ｖｉ心臓の収縮に先立って発生する心臓の微少な電
気信号を検出する方法である。この方法の特徴は、■
２つの金属電極に左右の手、または指を触れるだけで簡
便に脈拍が測れ、しかも信頼性の高い方法である。
ｔｒ＋）Ｃａｒｄ」ｏσｒａ、ｐｈｙ ）がある。この
方法Ｖｉ心臓の収縮に先立って発生する心臓の微少な電
気信号を検出する方法である。この方法の特徴は、■
２つの金属電極に左右の手、または指を触れるだけで簡
便に脈拍が測れ、しかも信頼性の高い方法である。
■ 心臓の電気信号を検出するには倣小電力（約１００
μＷ）で済むため、電子ウォッチなどの小型の携帯装置
に搭載できる。
μＷ）で済むため、電子ウォッチなどの小型の携帯装置
に搭載できる。
などである。
前記の心電位誘導法にニジ人体表面で得られる電気信号
波形を第１図に示し、またこれを利用した脈拍検出回路
の従来例全第２図に示す。
波形を第１図に示し、またこれを利用した脈拍検出回路
の従来例全第２図に示す。
第１図に示す信号波形は、心臓の１回の収縮に工や一般
的に人体の左右の腕の間に誘導される電気信号である。
的に人体の左右の腕の間に誘導される電気信号である。
心臓の１回の収縮、すなわち１回の脈拍に対応する信号
波形は、Ｐ波、Ｑ−Ｒ−８波、Ｔ波などで構成されてい
る。このうちＱ−Ｒ−８波の撮幅が一番大きく、人Ｋｊ
り差違はあるが約［１，２ｍＶｐ−ｐ から１．５ｍ
ｖｐ−ｐ程度の範囲にある。従ってＱ、 −Ｒ−Ｓ波を
横用する方法が一般的に行なわれている。
波形は、Ｐ波、Ｑ−Ｒ−８波、Ｔ波などで構成されてい
る。このうちＱ−Ｒ−８波の撮幅が一番大きく、人Ｋｊ
り差違はあるが約［１，２ｍＶｐ−ｐ から１．５ｍ
ｖｐ−ｐ程度の範囲にある。従ってＱ、 −Ｒ−Ｓ波を
横用する方法が一般的に行なわれている。
さらに上記心電位信号は、体外より体表面に誘導された
商用周波数のノイズと重畳して現われる。
商用周波数のノイズと重畳して現われる。
このため脈拍計測に際しては、大去幅の商用周波数ノイ
ズを除去し、微少振幅の心電位信号をピックアップしな
ければならない。
ズを除去し、微少振幅の心電位信号をピックアップしな
ければならない。
第２図は心電１位誘導法を利用した従来の検出回路の一
例を示す。１はステンレスより成る検出電極である。前
記検出電極１の一方の面は、脈拍計の外装表面に霧出さ
せる。脈拍測定を行なうには被測定者が体表面の一部、
たとえば右手指先を前記検出電極１に接触させて行なう
。検出回路のアースを脈拍計の容器層ブタと接触し、被
測定者が左手上に脈拍計を装着することで、人体の左右
の腕間に発生する信号を容易に捕えることができる。
例を示す。１はステンレスより成る検出電極である。前
記検出電極１の一方の面は、脈拍計の外装表面に霧出さ
せる。脈拍測定を行なうには被測定者が体表面の一部、
たとえば右手指先を前記検出電極１に接触させて行なう
。検出回路のアースを脈拍計の容器層ブタと接触し、被
測定者が左手上に脈拍計を装着することで、人体の左右
の腕間に発生する信号を容易に捕えることができる。
前記検出電極１は、直流除去コンデンサ２を介して増幅
回路６に接続される。増幅器＃＆３は演算増幅器と複数
の抵抗により構成され、増幅率は抵抗比により決定され
る。
回路６に接続される。増幅器＃＆３は演算増幅器と複数
の抵抗により構成され、増幅率は抵抗比により決定され
る。
増幅回路３で所定の割合で増幅された心電位信号とノイ
ズは、バンドパスフィルター４へ入力される。
ズは、バンドパスフィルター４へ入力される。
バンドパスフィルター４は演算増幅器と複数の抵抗と検
数のコンデンサで構成され、中心周波数とＱ値は抵抗比
および容量比で決定される。
数のコンデンサで構成され、中心周波数とＱ値は抵抗比
および容量比で決定される。
バンドパスフィルター４で商用周波数ノイズは除去され
、心電位信号のみ通過する。
、心電位信号のみ通過する。
バンドパスフィルター４の出力は交流糸幅検出回路５に
入力される。交流振幅検出回路５はコンデンサと複数の
抵抗と電圧比較回路より構成され、所定値以上の振幅を
持つ交流信号が入力された時のみ、出力端子にパルス信
号を出力する。
入力される。交流振幅検出回路５はコンデンサと複数の
抵抗と電圧比較回路より構成され、所定値以上の振幅を
持つ交流信号が入力された時のみ、出力端子にパルス信
号を出力する。
交流振幅検出回路５の出力信号は、演算処理回路６に入
力され、１分間の脈拍数が演算される。
力され、１分間の脈拍数が演算される。
上記の従来例の回路は、かなり精度よく脈拍検出を行な
える。し７）為シながら、上記従来例では検出できない
被検者が現われることがある。
える。し７）為シながら、上記従来例では検出できない
被検者が現われることがある。
このような被検者の心電商を測定し、これを模型的に図
示したものが第３図でおる。
示したものが第３図でおる。
第６図に示す心電位波形の特徴ｄＸ第１図のものに比べ
て、Ｑ−Ｒ−８波の正方向へ変化する振幅が小さく、負
方向へ変化する仮幅が大きいことである。第６図のごと
き心電位成形は、第２図に示す従来の検出回路を用いた
場合、検出しにくい。
て、Ｑ−Ｒ−８波の正方向へ変化する振幅が小さく、負
方向へ変化する仮幅が大きいことである。第６図のごと
き心電位成形は、第２図に示す従来の検出回路を用いた
場合、検出しにくい。
その理由は、交流振幅検出回路５の特性が正方向に変化
する信号を検出するように設計されている〃・らである
。従って心電位誘導法を利用した従来の１ｅｆｔ拍検出
回路では、第６図に示すような心゛醒位波形を有する被
験者は脈拍測定が難しいという欠点を持っていた。
する信号を検出するように設計されている〃・らである
。従って心電位誘導法を利用した従来の１ｅｆｔ拍検出
回路では、第６図に示すような心゛醒位波形を有する被
験者は脈拍測定が難しいという欠点を持っていた。
本発明は上記のような従来の欠点を除去するためになさ
れたものであり、あらゆる被験者に対して高い精度で脈
拍測定のできる回路を提供することを目的とした庵ので
ある。
れたものであり、あらゆる被験者に対して高い精度で脈
拍測定のできる回路を提供することを目的とした庵ので
ある。
以下図面に示す実施例に基づき本発明を詳述する。第４
図は本発明ＶＣよる脈拍計測回路の実施例である。図中
の回路ブロックで第２１シ１と同じものには同じ番号を
付シフ、説明は省く。
図は本発明ＶＣよる脈拍計測回路の実施例である。図中
の回路ブロックで第２１シ１と同じものには同じ番号を
付シフ、説明は省く。
第４図に示す回路の特徴は、絶対値回路８を持つことで
ある。イ１対値回路８の動作は後述するが、脈拍検出回
路に絶対値回路を挿入すると、従来の検出回路では検出
が困難であった負方向に変化の大きいＱ−Ｒ−８波も、
絶対値回路を通過すると正方向の変化に変換されて検出
可能となる。
ある。イ１対値回路８の動作は後述するが、脈拍検出回
路に絶対値回路を挿入すると、従来の検出回路では検出
が困難であった負方向に変化の大きいＱ−Ｒ−８波も、
絶対値回路を通過すると正方向の変化に変換されて検出
可能となる。
５−
絶対値回路８は５本の抵抗Ｒ１１＋ Ｒ１２＋可１！ａ
ｌＲ１４＋ＲＩ６ と２本のタイオード１６と１７、
そして２つの演算増幅器１８と１９で構成される。前段
（第４図の実施例ではバンドパスフィルタ４）の出力端
子は抵抗１１の一端に接続され、抵抗１１の曲の端子は
演算増幅器１８の反転入力に接続される。
ｌＲ１４＋ＲＩ６ と２本のタイオード１６と１７、
そして２つの演算増幅器１８と１９で構成される。前段
（第４図の実施例ではバンドパスフィルタ４）の出力端
子は抵抗１１の一端に接続され、抵抗１１の曲の端子は
演算増幅器１８の反転入力に接続される。
演算増幅器１８の非反転入力は接地され、出力端子はダ
イオード１６のアノードおよびダイオード１７のカソー
ドに接続される。ダイオード１６のカソードは演算増幅
器１８の反転入力と接続される。抵抗１２の一端は演算
増幅器１８の反転入力と接続され、曲端はダイオード１
７のアノードに接続される。
イオード１６のアノードおよびダイオード１７のカソー
ドに接続される。ダイオード１６のカソードは演算増幅
器１８の反転入力と接続される。抵抗１２の一端は演算
増幅器１８の反転入力と接続され、曲端はダイオード１
７のアノードに接続される。
以上の抵抗Ｒ１１，ＲＩ２ ＋ダイオード１６と１７、
演算増幅器１８で半波整流回路を構成する。この半波整
流回路の出力と入力を、反転増幅器で加え合わせると出
力には全波整流された信号が現われ、絶対値を出力する
ことができる。以下に加算回路の構成を示す。抵抗１６
の一端はダイオード１７のアノードと接続され、ｆ１１
］端は演算増幅器１９の ６− 反転入力と接続される。抵抗１４の一端は、絶対値回路
８の入力端子（すなわち、前段バンドパスの出力端子）
と接続され、曲端は演算増幅器１９の反転入力と接続さ
れる。抵抗１５の一端は演算増幅器１９の反転入力と接
続され、他端は演算増幅器１９の出力端子と接続される
。演算増幅器１９の非反転入力は接地され、出力端子は
インピーダンス変換器９を介して交流振幅検出回路５へ
入力される。−ヒ紀構成の回路において５本の抵抗は以
下の関係に選ぶ Ｒ１１＝ ＲＩ２ ＝ ＲＩ４ ＝ Ｒ１，＝ ２Ｒ１
１第５図に、絶対値回路の入力信号と出力信号の関係を
示す。
演算増幅器１８で半波整流回路を構成する。この半波整
流回路の出力と入力を、反転増幅器で加え合わせると出
力には全波整流された信号が現われ、絶対値を出力する
ことができる。以下に加算回路の構成を示す。抵抗１６
の一端はダイオード１７のアノードと接続され、ｆ１１
］端は演算増幅器１９の ６− 反転入力と接続される。抵抗１４の一端は、絶対値回路
８の入力端子（すなわち、前段バンドパスの出力端子）
と接続され、曲端は演算増幅器１９の反転入力と接続さ
れる。抵抗１５の一端は演算増幅器１９の反転入力と接
続され、他端は演算増幅器１９の出力端子と接続される
。演算増幅器１９の非反転入力は接地され、出力端子は
インピーダンス変換器９を介して交流振幅検出回路５へ
入力される。−ヒ紀構成の回路において５本の抵抗は以
下の関係に選ぶ Ｒ１１＝ ＲＩ２ ＝ ＲＩ４ ＝ Ｒ１，＝ ２Ｒ１
１第５図に、絶対値回路の入力信号と出力信号の関係を
示す。
このように絶対値回路を挿入すると、Ｑ−Ｒ−８波が正
方向もしくは負方向のどちらに変化しても、変装置を絶
対値に変換してから検出を行うため、被験者によるＱ−
Ｒ−８波の極性に関らず、脈拍検出が可能となる。
方向もしくは負方向のどちらに変化しても、変装置を絶
対値に変換してから検出を行うため、被験者によるＱ−
Ｒ−８波の極性に関らず、脈拍検出が可能となる。
以上述べたごとく、本発明においては、脈拍検出回路内
に、絶対値回路を設けることで被験者による心電位信号
の極性の差違に拘らず、常に安定で精度の高い脈拍検出
回路を提供できる。
に、絶対値回路を設けることで被験者による心電位信号
の極性の差違に拘らず、常に安定で精度の高い脈拍検出
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一般的な心電位波
形の略図である。 第２図は従来の脈拍計測回路のブロック図である。 第３図は人体の左右の腕に誘導される別の心電位波形の
略図である。 第４図は本発明の脈拍計測回路の回路図である。 第５図は本発明に用いた絶対値回路の入出力特性を示す
図である。 １・・・極用電極 ２・・・直流除去用コンデン
３・・・増幅回路 サ ５・・・交流振幅検出回路４・・・バンドパスフィルタ
６・・・演算処理回路 ７・・・絶対値回路風
上 出願人 株式会社 第二精工舎 代、埋入 弁理±１最 、土 務
形の略図である。 第２図は従来の脈拍計測回路のブロック図である。 第３図は人体の左右の腕に誘導される別の心電位波形の
略図である。 第４図は本発明の脈拍計測回路の回路図である。 第５図は本発明に用いた絶対値回路の入出力特性を示す
図である。 １・・・極用電極 ２・・・直流除去用コンデン
３・・・増幅回路 サ ５・・・交流振幅検出回路４・・・バンドパスフィルタ
６・・・演算処理回路 ７・・・絶対値回路風
上 出願人 株式会社 第二精工舎 代、埋入 弁理±１最 、土 務
Claims (1)
- 心電位検出電極と増幅回路とフィルター回路とダ流撮幅
検出回路より成る脈拍検出部と、信号処理回路とで構成
される脈拍検出回路において、脈拍検出部に絶灼値回路
を有することを特徴とする脈拍検出回路。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57072078A JPS58188427A (ja) | 1982-04-28 | 1982-04-28 | 脈拍検出回路 |
| EP83302206A EP0092962A3 (en) | 1982-04-28 | 1983-04-19 | Heartbeat rate indicator |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57072078A JPS58188427A (ja) | 1982-04-28 | 1982-04-28 | 脈拍検出回路 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58188427A true JPS58188427A (ja) | 1983-11-02 |
Family
ID=13479008
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57072078A Pending JPS58188427A (ja) | 1982-04-28 | 1982-04-28 | 脈拍検出回路 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0092962A3 (ja) |
| JP (1) | JPS58188427A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5003983A (en) * | 1988-08-25 | 1991-04-02 | Cortec, Inc. | Cardiac monitoring system |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5378695A (en) * | 1976-12-21 | 1978-07-12 | Seiko Instr & Electronics | Arm sphygmometer |
| JPS5566368A (en) * | 1978-11-06 | 1980-05-19 | Medtronic Inc | Sense amplifier for pacemaker |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3948250A (en) * | 1974-09-16 | 1976-04-06 | Becton, Dickinson And Company | Physiological information display |
| US4248244A (en) * | 1979-04-06 | 1981-02-03 | Charnitski Richard D | Method for measuring heart beat rate and circuit means for same |
-
1982
- 1982-04-28 JP JP57072078A patent/JPS58188427A/ja active Pending
-
1983
- 1983-04-19 EP EP83302206A patent/EP0092962A3/en not_active Withdrawn
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5378695A (en) * | 1976-12-21 | 1978-07-12 | Seiko Instr & Electronics | Arm sphygmometer |
| JPS5566368A (en) * | 1978-11-06 | 1980-05-19 | Medtronic Inc | Sense amplifier for pacemaker |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0092962A3 (en) | 1986-10-01 |
| EP0092962A2 (en) | 1983-11-02 |
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