JP2021016404A - Electrocardiographic system - Google Patents

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成弘 塩澤
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Abstract

To provide an electrocardiographic system capable of measuring an electrocardiogram waveform without sticking electrodes onto the skin and capable of measuring an accurate electrocardiogram waveform.SOLUTION: The system comprises: a ground electrode 2 disposed on a bed B; plural measurement electrodes 3 arranged on the bed B and arranged around the ground electrode 2; difference calculation means for calculating differences between the measurement electrodes 3; and addition means for adding all the differences exceeding a predetermined threshold, among the differences calculated by the difference calculation means.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明は、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することが可能な心電図計測システムに関する。 The present invention relates to an electrocardiogram measurement system capable of measuring an electrocardiogram waveform without attaching electrodes to the skin.

病院や介護施設等では、ベッドに横臥している人の心筋の活動電位を長時間継続的に計測して心電図信号として出力し、この心電図信号を用いて心電図を作成し体調管理に利用することが広く行われている。このような心電図の計測を行なうにあたっては、より簡便な方法での心電図の計測が必要とされていることから、特許文献１に記載のような静電容量結合型の心電図計測システムが提案されている。 In hospitals and long-term care facilities, the action potential of the myocardium of a person lying on a bed is continuously measured for a long time and output as an electrocardiogram signal, and an electrocardiogram is created using this electrocardiogram signal and used for physical condition management. Is widely practiced. In order to measure such an electrocardiogram, it is necessary to measure the electrocardiogram by a simpler method. Therefore, a capacitance-coupled electrocardiogram measurement system as described in Patent Document 1 has been proposed. There is.

特開２０１０−１９４１３７号公報JP-A-2010-194137

上記のような静電容量結合型の心電図計測システムは、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することが可能であるものの、静電容量結合型の心電図計測システムは、コンデンサの原理を利用したものであるため、一対の電極を用いただけでは、人体の体動やノイズに影響されやすく、もって、高精度な心電図波形を計測することができない可能性があるという問題があった。 While the capacitance-coupled electrocardiogram measurement system as described above can measure the electrocardiogram waveform without attaching electrodes to the skin, the capacitance-coupled electrocardiogram measurement system uses the principle of capacitors. Since it is used, there is a problem that it is easy to be affected by the body movement and noise of the human body only by using a pair of electrodes, and therefore it may not be possible to measure an electrocardiogram waveform with high accuracy.

そこで、本発明は、上記問題に鑑み、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができると共に、高精度な心電図波形を計測することができる心電図計測システムを提供することを目的としている。 Therefore, in view of the above problems, an object of the present invention is to provide an electrocardiogram measurement system capable of measuring an electrocardiogram waveform without attaching an electrode to the skin and measuring a highly accurate electrocardiogram waveform. There is.

上記本発明の目的は、以下の手段によって達成される。なお、括弧内は、後述する実施形態の参照符号を付したものであるが、本発明はこれに限定されるものではない。 The above object of the present invention is achieved by the following means. The reference numerals of the embodiments described later are added in parentheses, but the present invention is not limited thereto.

請求項１に係る心電図計測システムは、ベッド（Ｂ）上に配置されるグランド電極（２）と、
前記ベッド（Ｂ）上に配置されると共に、前記グランド電極（２）の周囲に配置される複数の計測用電極（３）と、
前記複数の計測用電極（３）の夫々の差分を算出する差分算出手段（差分部４０）と、
前記差分算出手段（差分部４０）にて算出された差分のうち、所定の閾値を超えたものを全て加算する加算手段（加算部４２）と、を有してなることを特徴としている。 The electrocardiogram measurement system according to claim 1 includes a ground electrode (2) arranged on the bed (B) and a ground electrode (2).
A plurality of measurement electrodes (3) arranged on the bed (B) and around the ground electrode (2),
A difference calculation means (difference unit 40) for calculating the difference between each of the plurality of measurement electrodes (3), and
Among the differences calculated by the difference calculation means (difference unit 40), the addition means (addition unit 42) for adding all the differences exceeding a predetermined threshold value is provided.

また、請求項２に係る心電図計測システムは、上記請求項１に記載の心電図計測システムにおいて、前記グランド電極（２）は、前記ベッド（Ｂ）上に十字状に配置され、
前記複数の計測用電極（３）は、前記グランド電極（２）の四隅に夫々配置されてなることを特徴としている。 Further, in the electrocardiogram measurement system according to claim 2, in the electrocardiogram measurement system according to claim 1, the ground electrode (2) is arranged in a cross shape on the bed (B).
The plurality of measurement electrodes (3) are characterized in that they are arranged at the four corners of the ground electrode (2), respectively.

さらに、請求項３に係る心電図計測システムは、上記請求項１又は２に記載の心電図計測システムにおいて、前記複数の計測用電極（３）は、夫々、角部がＲ状に形成されてなることを特徴としている。 Further, the electrocardiogram measurement system according to claim 3 is the electrocardiogram measurement system according to claim 1 or 2, wherein each of the plurality of measurement electrodes (3) has R-shaped corners. It is characterized by.

請求項１に係る発明によれば、グランド電極（２）の周囲に配置される複数の計測用電極（３）の夫々の差分を差分算出手段（差分部４０）にて算出し、差分算出手段（差分部４０）にて算出された差分のうち、所定の閾値を超えたものを加算手段（加算部４２）にて全て加算しているから、人体（Ｍ）の体動やノイズに影響され難くなり、もって、高精度な心電図波形を計測することができる。また、人体（Ｍ）の皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができる。 According to the invention of claim 1, the difference of each of the plurality of measurement electrodes (3) arranged around the ground electrode (2) is calculated by the difference calculation means (difference unit 40), and the difference calculation means. Of the differences calculated by (difference unit 40), all the differences exceeding a predetermined threshold are added by the addition means (addition unit 42), so that they are affected by the body movement and noise of the human body (M). It becomes difficult, and it is possible to measure the electrocardiogram waveform with high accuracy. In addition, the electrocardiogram waveform can be measured without attaching electrodes to the skin of the human body (M).

また、請求項２に係る発明によれば、グランド電極（２）がベッド（Ｂ）上に十字状に配置され、複数の計測用電極（３）が、グランド電極（２）の四隅に夫々配置されているから、ベッド（Ｂ）上に人体（Ｍ）が横臥した際、複数の計測用電極（３）が胸部付近となるため、高精度な心電図波形を計測することができる。 Further, according to the invention of claim 2, the ground electrode (2) is arranged in a cross shape on the bed (B), and a plurality of measurement electrodes (3) are arranged at the four corners of the ground electrode (2), respectively. Therefore, when the human body (M) lies on the bed (B), the plurality of measurement electrodes (3) are located near the chest, so that a highly accurate electrocardiogram waveform can be measured.

さらに、請求項３に係る発明によれば、複数の計測用電極（３）、夫々、角部がＲ状に形成されているから、電極の面積を小さくすることができ、もって、外部からのノイズを受け難くすることができる。 Further, according to the invention of claim 3, since the plurality of measurement electrodes (3) have R-shaped corners, the area of the electrodes can be reduced, and thus the area of the electrodes can be reduced from the outside. It can be less susceptible to noise.

（ａ）は本発明に係る心電図計測システムの一実施形態を示すブロック図、（ｂ）は衣服を着用した人体がベッドに横臥した場合の心電図計測システムの一実施形態を示すブロック図である。(A) is a block diagram showing an embodiment of an electrocardiogram measurement system according to the present invention, and (b) is a block diagram showing an embodiment of an electrocardiogram measurement system when a human body wearing clothes lies on a bed. 同実施形態に係る心電図処理装置のブロック図である。It is a block diagram of the electrocardiogram processing apparatus which concerns on the same embodiment. 同実施形態に係る差分部と、比較部を示す回路図である。It is a circuit diagram which shows the difference part and the comparison part which concerns on the same Embodiment. （ａ）はコンデンサの原理を示す説明図、（ｂ）は（ａ）に示すコンデンサの原理に本実施形態を適用させた場合の説明図である。(A) is an explanatory diagram showing the principle of the capacitor, and (b) is an explanatory diagram when the present embodiment is applied to the principle of the capacitor shown in (a). （ａ）は第１計測用電極と、第２計測用電極との差分電圧を示す波形図、（ｂ）は第２計測用電極と、第４計測用電極との差分電圧を示す波形図、（ｃ）は心電図波形図である。(A) is a waveform diagram showing the difference voltage between the first measurement electrode and the second measurement electrode, and (b) is a waveform diagram showing the difference voltage between the second measurement electrode and the fourth measurement electrode. (C) is an electrocardiogram waveform diagram. （ａ）はベッドの表面に十字状のグランド電極を配置し、そのグランド電極の四隅に４個の計測用電極を夫々配置している状態を示す平面図、（ｂ）は（ａ）の状態のベッドの表面に人体が横臥した状態を示す平面図である。(A) is a plan view showing a state in which a cross-shaped ground electrode is arranged on the surface of the bed and four measurement electrodes are arranged at each of the four corners of the ground electrode, and (b) is a state of (a). It is a top view which shows the state which the human body lies down on the surface of the bed. （ａ）はベッドの表面に十字状のグランド電極を配置し、そのグランド電極の四隅に円形状の４個の計測用電極を夫々配置している状態を示す平面図、（ｂ）はベッドの表面に十字状のグランド電極を配置し、そのグランド電極の四隅に８個の計測用電極を夫々配置している状態を示す平面図、（ｃ）は８個の計測用電極を（ｂ）とは異なる配置にしている状態を示す平面図である。(A) is a plan view showing a state in which a cross-shaped ground electrode is arranged on the surface of the bed and four circular measurement electrodes are arranged at each of the four corners of the ground electrode, and (b) is a plan view of the bed. A plan view showing a state in which a cross-shaped ground electrode is arranged on the surface and eight measurement electrodes are arranged at the four corners of the ground electrode. (C) shows eight measurement electrodes as (b). Is a plan view showing a state in which they are arranged differently.

以下、本発明に係る心電図計測システムの一実施形態を、図面を参照して具体的に説明する。なお、以下の説明において、上下左右の方向を示す場合は、図示正面から見た場合の上下左右をいうものとする。 Hereinafter, an embodiment of the electrocardiogram measurement system according to the present invention will be specifically described with reference to the drawings. In the following description, when the directions of up, down, left, and right are shown, it means the up, down, left, and right when viewed from the front of the illustration.

本実施形態に係る心電図計測システムは、静電容量結合型の心電図計測システムであって、皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することが可能なものである。具体的に説明すると、図１に示すように、心電図計測システム１は、ベッドＢ上に配置されるグランド電極２と、グランド電極２の周囲に配置される複数の計測用電極３（図示では、４個）と、心電図処理装置４と、で構成されている。ベッドＢは、図１（ｂ）に示すように、衣服Ｆを着用した人体Ｍが、ベッドＢの上面Ｂａに横臥可能なものである。そして、このベッドＢの上面Ｂａには、略中央部分に、十字状のグランド電極２が配置されている。このグランド電極２は、人体Ｍが安静状態で心電図を計測できるように、人体Ｍのグランドとして使用されると共に、心電図処理装置４のグランドとしても使用される。そゆれ、グランド電極２は、図１（ｂ）に示すように、横臥した人体Ｍの胸部付近となるように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されている。 The electrocardiogram measurement system according to the present embodiment is a capacitance-coupled electrocardiogram measurement system capable of measuring an electrocardiogram waveform without attaching electrodes to the skin. More specifically, as shown in FIG. 1, the electrocardiogram measurement system 1 includes a ground electrode 2 arranged on the bed B and a plurality of measurement electrodes 3 arranged around the ground electrode 2 (in the drawing, the ground electrode 3). It is composed of 4) and an electrocardiogram processing device 4. As shown in FIG. 1B, the bed B allows a human body M wearing clothes F to lie down on the upper surface Ba of the bed B. A cross-shaped ground electrode 2 is arranged at a substantially central portion on the upper surface Ba of the bed B. The ground electrode 2 is used as a ground for the human body M and also as a ground for the electrocardiogram processing device 4 so that the human body M can measure an electrocardiogram in a resting state. As shown in FIG. 1B, the ground electrode 2 is arranged on the upper surface Ba of the bed B so as to be near the chest of the lying human body M.

一方、複数の計測用電極３は、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されるものである。具体的には、複数の計測用電極３は、銅等の導電性の高い金属を含む導電布、又は、薄く柔軟性のあるカーボンや導電ペースト等を用いて矩形のシート状に形成されているもので、図１に示すように、第１計測用電極３ａと、第２計測用電極３ｂと、第３計測用電極３ｃと、第４計測用電極３ｄと、で構成されている。この第１計測用電極３ａは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の左上隅に配置されるものである。そして、第２計測用電極３ｂは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の右上隅に配置されるものである。さらに、第３計測用電極３ｃは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の左下隅に配置されるものである。そしてさらに、第４計測用電極３ｄは、図１に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに配置されると共に、十字状のグランド電極２の右下隅に配置されるものである。これにより、複数の計測用電極３は、横臥した人体Ｍの胸部付近となるように配置することができる。 On the other hand, as shown in FIG. 1, the plurality of measurement electrodes 3 are arranged on the upper surface Ba of the bed B. Specifically, the plurality of measurement electrodes 3 are formed in a rectangular sheet shape using a conductive cloth containing a highly conductive metal such as copper, or a thin and flexible carbon, a conductive paste, or the like. As shown in FIG. 1, it is composed of a first measurement electrode 3a, a second measurement electrode 3b, a third measurement electrode 3c, and a fourth measurement electrode 3d. As shown in FIG. 1, the first measurement electrode 3a is arranged on the upper surface Ba of the bed B and is arranged in the upper left corner of the cross-shaped ground electrode 2. Then, as shown in FIG. 1, the second measurement electrode 3b is arranged on the upper surface Ba of the bed B and is arranged in the upper right corner of the cross-shaped ground electrode 2. Further, as shown in FIG. 1, the third measurement electrode 3c is arranged on the upper surface Ba of the bed B and at the lower left corner of the cross-shaped ground electrode 2. Further, as shown in FIG. 1, the fourth measurement electrode 3d is arranged on the upper surface Ba of the bed B and at the lower right corner of the cross-shaped ground electrode 2. As a result, the plurality of measurement electrodes 3 can be arranged so as to be near the chest of the lying human body M.

かくして、図１（ｂ）に示すように、ベッドＢの上面Ｂａにグランド電極２と、複数の計測用電極３とが配置された状態で衣服Ｆを着用した人体Ｍが横臥すると、人体Ｍと複数の計測用電極３との間は、静電容量結合し、もって、コンデンサが形成されることとなる。すなわち、コンデンサの原理は、図４（ａ）に示すように、一対の金属板（導電体）の間に誘電体を挟んだものであるが、図１（ｂ）に示す状態にすることにより、図４（ｂ）に示すように、人体Ｍと複数の計測用電極３とが導電体の役割をし、衣服Ｆが誘電体の役割をすることとなる。これにより、人体Ｍと複数の計測用電極３との間は、静電容量結合し、もって、コンデンサが形成されることとなる。しかして、このように、横臥した人体Ｍの胸部付近となるように複数の計測用電極３を配置することにより、複数の計測用電極３を用いて、人体Ｍの皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができる。 Thus, as shown in FIG. 1B, when the human body M wearing the clothes F with the ground electrode 2 and the plurality of measurement electrodes 3 arranged on the upper surface Ba of the bed B lies down, the human body M and the human body M Capacitance coupling is performed between the plurality of measurement electrodes 3 and thus a capacitor is formed. That is, the principle of the capacitor is that a dielectric is sandwiched between a pair of metal plates (conductors) as shown in FIG. 4A, but by making the state shown in FIG. 1B. As shown in FIG. 4 (b), the human body M and the plurality of measurement electrodes 3 serve as conductors, and the clothes F serve as a dielectric. As a result, the human body M and the plurality of measurement electrodes 3 are capacitively coupled, thereby forming a capacitor. By arranging the plurality of measurement electrodes 3 so as to be near the chest of the human body M lying down in this way, the electrodes can be attached to the skin of the human body M using the plurality of measurement electrodes 3. It is possible to measure the electrocardiogram waveform without.

かくして、複数の計測用電極３にて計測された心電図波形は、心電図処理装置４を用いて処理されることとなる。 Thus, the electrocardiogram waveform measured by the plurality of measurement electrodes 3 is processed by the electrocardiogram processing device 4.

心電図処理装置４は、図２に示すように、複数の差分部４０(図示では、６個)と、複数の比較部４１（図示では、６個）と、加算部４２と、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）等からなる表示部４３と、で構成されている。差分部４０は、図３に示すように、オペアンプＯＰで構成されており、このオペアンプＯＰには、マイナス端子に入力電圧Ｖｉｎ１が供給され、プラス端子に入力電圧Ｖｉｎ２が供給され、入力端子間に抵抗ＲＧが接続されている。しかして、このような入力電圧Ｖｉｎ１、Ｖｉｎ２には、図１に示す第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、図１に示す第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、図１に示す第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、図１に示す第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力されることとなる。これにより、全ての計測結果の差分を取ることができる。すなわち、図２に示すように、複数の差分部４０のうち、１つの差分部４０には、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、及び、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果が入力される。そして、他の１つの差分部４０には、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、及び、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果が入力される。さらに、他の１つの差分部４０には、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、及び、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力される。そしてさらに、他の１つの差分部４０には、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、及び、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果が入力される。またさらに、他の１つの差分部４０には、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、及び、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力される。またさらに、他の１つの差分部４０には、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、及び、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果が入力されることとなる。 As shown in FIG. 2, the electrocardiogram processing device 4 includes a plurality of difference units 40 (6 in the figure), a plurality of comparison units 41 (6 in the figure), an addition unit 42, and an LCD (Liquid Crystal). It is composed of a display unit 43 including a liquid crystal display) and the like. Difference portion 40, as shown in FIG. 3, is constituted by an operational amplifier OP, the operational amplifier OP, the input voltage V in1 to a minus terminal is supplied, the input voltage V in2 is supplied to the positive terminal, the input terminal A resistor RG is connected between them. Thus, such a input voltage V in1, V in2, measured measurement result at first measurement electrode 3a shown in FIG. 1, has been measured by the second measuring electrode 3b shown in FIG. 1 Measurement As a result, the measurement result measured by the third measurement electrode 3c shown in FIG. 1 and the measurement result measured by the fourth measurement electrode 3d shown in FIG. 1 are input. As a result, the difference between all the measurement results can be taken. That is, as shown in FIG. 2, of the plurality of difference portions 40, one difference portion 40 is measured by the measurement result measured by the first measurement electrode 3a and the measurement result by the second measurement electrode 3b. The measured result is input. Then, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a and the measurement result measured by the third measurement electrode 3c are input to the other one difference unit 40. Further, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a and the measurement result measured by the fourth measurement electrode 3d are input to the other difference unit 40. Further, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b and the measurement result measured by the third measurement electrode 3c are input to the other difference unit 40. Further, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b and the measurement result measured by the fourth measurement electrode 3d are input to the other difference unit 40. Further, the measurement result measured by the third measurement electrode 3c and the measurement result measured by the fourth measurement electrode 3d are input to the other difference unit 40.

しかして、このようにすれば、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分を取ることができる。 By doing so, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b, and the measurement result measured by the third measurement electrode 3c , All the differences of the measurement results measured by the fourth measurement electrode 3d can be taken.

かくして、上記のように第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分は、夫々、図２に示す比較部４１に入力されることとなる。 Thus, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b, the measurement result measured by the third measurement electrode 3c, and the fourth All the differences of the measurement results measured by the measurement electrode 3d are input to the comparison unit 41 shown in FIG. 2, respectively.

比較部４１は、図３に示すように、コンパレータＣＰで構成されており、このコンパレータＣＰのプラス端子には、差分部４０からの出力電圧のうち、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去されたものが入力される。そして、このコンパレータＣＰのマイナス端子には、抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧が入力される。なお、このハイパスフィルタ４０ａは、差分部４０からの出力信号に直列するコンデンサＣＨＰＦと、差分部４０からの出力信号に並列する抵抗ＲＨＰＦと、で構成されるものである。 As shown in FIG. 3, the comparison unit 41 is composed of a comparator CP, and low frequency components of the output voltage from the difference unit 40 are removed by the high-pass filter 40a at the positive terminal of the comparator CP. Is entered. Then, the negative terminal of the comparator CP, the output voltage from the divided comparator CP is input by resistors R 1 and R 2. The high-pass filter 40a is composed of a capacitor C HPF in series with the output signal from the difference unit 40 and a resistor R HPF in parallel with the output signal from the difference unit 40.

しかして、このようにすれば、抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）より、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去された差分部４０からの出力電圧が高ければ、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去された差分部４０からの出力電圧がコンパレータＣＰから出力されることとなる。そして、抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）より、ハイパスフィルタ４０ａにて低周波成分が除去された差分部４０からの出力電圧が低ければ、コンパレータＣＰから０Ｖが出力されることとなる。 Thus, in this manner, by resistors R 1 and R 2 than divided output voltage from the comparator CP (predetermined threshold value), the difference unit low-frequency components removed by the high-pass filter 40a 40 If the output voltage from is high, the output voltage from the difference unit 40 from which the low-frequency component has been removed by the high-pass filter 40a is output from the comparator CP. Then, the resistance at R 1 and the resistor R 2 from divided output voltage from the comparator CP (predetermined threshold value), the lower the output voltage from the differential unit 40 to the low-frequency component is removed by high-pass filter 40a , 0V will be output from the comparator CP.

かくして、上記のようにコンパレータＣＰにて比較された後の出力電圧は、ローパスフィルタ４１ａにて高周波成分が除去され、図２に示す加算部４２に入力されることとなる。なお、ローパスフィルタ４１ａは、コンパレータＣＰからの出力信号に直列する抵抗ＲＬＰＦと、コンパレータＣＰからの出力信号に並列するコンデンサＣＬＰＦと、で構成されるものである。 Thus, the output voltage after being compared by the comparator CP as described above is input to the addition unit 42 shown in FIG. 2 after the high frequency component is removed by the low-pass filter 41a. The low-pass filter 41a is composed of a resistor R LPF in series with the output signal from the comparator CP and a capacitor C LPF in parallel with the output signal from the comparator CP.

しかして、加算部４２は、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分のうち、上記抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）を超えたものを全て加算することとなる。そして、加算部４２にて加算された加算結果は、表示部４３に表示されることとなる。これにより、高精度な心電図波形を計測することができることとなる。 Then, the addition unit 42 includes the measurement result measured by the first measurement electrode 3a, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b, and the measurement result measured by the third measurement electrode 3c. of all the differences of the fourth measurement measured by the measuring electrode 3d result, those beyond the resistors R 1 and R 2 in divided output voltage from the comparator CP (predetermined threshold value) All will be added. Then, the addition result added by the addition unit 42 is displayed on the display unit 43. As a result, it is possible to measure the electrocardiogram waveform with high accuracy.

この点、具体例を例示してより詳しく説明すると、比較部４１から出力される出力電圧として、図５（ａ）では、第１計測用電極３ａと、第２計測用電極３ｂとの差分電圧の波形を例示し、図５（ｂ）では、第２計測用電極３ｂと、第４計測用電極３ｄとの差分電圧の波形を例示している。そして、このような図５（ａ）に示す差分電圧と、図５（ｂ）に差分電圧とが、加算部４２にて加算されることにより、図５（ｃ）に示すような心電図波形（実線部分参照）が表示されることとなる。 In this respect, to explain in more detail by exemplifying a specific example, as the output voltage output from the comparison unit 41, in FIG. 5A, the difference voltage between the first measurement electrode 3a and the second measurement electrode 3b 5 (b) exemplifies the waveform of the difference voltage between the second measurement electrode 3b and the fourth measurement electrode 3d. Then, the difference voltage shown in FIG. 5 (a) and the difference voltage shown in FIG. 5 (b) are added by the addition unit 42 to obtain an electrocardiogram waveform as shown in FIG. 5 (c). (Refer to the solid line part) will be displayed.

しかして、このように、加算部４２にて差分電圧が加算されることにより、ノイズが低減されることとなり、もって、図５（ｃ）に示すようなＲ波が強調された心電図波形（実線部分参照）を得ることができる。これにより、高精度な心電図波形を計測することができることとなる。 By adding the difference voltage in the addition unit 42 in this way, the noise is reduced, and thus the electrocardiogram waveform (solid line) in which the R wave is emphasized as shown in FIG. 5 (c). Partial reference) can be obtained. As a result, it is possible to measure the electrocardiogram waveform with high accuracy.

ところで、本実施形態において、ベッドＢの上面Ｂａに、第１計測用電極３ａ〜第４計測用電極３ｄを配置しているのは、人体Ｍがどのような位置になったとしても、心電図波形を計測できるようにするためである。すなわち、従来においては、一対の計測用電極しか使用していなかったため、人体Ｍの位置によっては、一対の計測用電極では心電図波形を計測できず、もって、高精度な心電図波形を計測することができないという問題があった。そこで、本実施形態においては、人体Ｍがどのような位置になったとしても、心電図波形を計測できるように、ベッドＢの上面Ｂａに、第１計測用電極３ａ〜第４計測用電極３ｄを配置するようにしている。このようにすれば、人体の体動の影響を低減することができる。 By the way, in the present embodiment, the first measurement electrode 3a to the fourth measurement electrode 3d are arranged on the upper surface Ba of the bed B, regardless of the position of the human body M. This is to be able to measure. That is, in the past, since only a pair of measurement electrodes were used, depending on the position of the human body M, the pair of measurement electrodes could not measure the electrocardiogram waveform, and thus it was possible to measure the electrocardiogram waveform with high accuracy. There was a problem that it could not be done. Therefore, in the present embodiment, the first measurement electrodes 3a to the fourth measurement electrodes 3d are provided on the upper surface Ba of the bed B so that the electrocardiogram waveform can be measured regardless of the position of the human body M. I try to place it. In this way, the influence of the body movement of the human body can be reduced.

また、静電容量結合型の心電図計測システムは、ノイズの影響を受けやすいことから、本実施形態においては、ノイズの影響を低減させるべく、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分のうち、上記抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）を超えたものを全て加算するようにしている。 Further, since the capacitance-coupled electrocardiogram measurement system is easily affected by noise, in the present embodiment, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a in order to reduce the influence of noise, Of all the differences between the measurement results measured by the second measurement electrode 3b, the measurement results measured by the third measurement electrode 3c, and the measurement results measured by the fourth measurement electrode 3d, the above resistance All the voltages exceeding the output voltage (predetermined threshold value) from the comparator CP divided by the R 1 and the resistor R 2 are added.

この点、具体例を用いて説明すると、図６（ａ）に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２が配置され、十字状のグランド電極２の左上隅に第１計測用電極３ａが配置され、十字状のグランド電極２の右上隅に第２計測用電極３ｂが配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第３計測用電極３ｃが配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第４計測用電極３ｄが配置された状態で、図６（ｂ）に示すように、人体Ｍが、第１計測用電極３ａ、第２計測用電極３ｂ、第３計測用電極３ｃに接するように、ベッドＢに横臥した場合、第４計測用電極３ｄは、計測に不要な電極となる。それゆえ、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分を加算してしまうと、不正確な心電図波形を計測してしまうこととなる。なお、第４計測用電極３ｄは、人体Ｍと接していなことから、外部からのノイズを受信し易くなる。 In this respect, to explain using a specific example, as shown in FIG. 6A, the cross-shaped ground electrode 2 is arranged on the upper surface Ba of the bed B, and the first one is located in the upper left corner of the cross-shaped ground electrode 2. The measurement electrode 3a is arranged, the second measurement electrode 3b is arranged in the upper right corner of the cross-shaped ground electrode 2, and the third measurement electrode 3c is arranged in the lower left corner of the cross-shaped ground electrode 2. In a state where the fourth measurement electrode 3d is arranged in the lower left corner of the ground electrode 2, the human body M has the first measurement electrode 3a, the second measurement electrode 3b, and the second measurement electrode 3b as shown in FIG. 6B. 3 When lying down on the bed B so as to be in contact with the measurement electrode 3c, the fourth measurement electrode 3d becomes an electrode unnecessary for measurement. Therefore, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b, the measurement result measured by the third measurement electrode 3c, and the fourth measurement electrode If all the differences of the measurement results measured in 3d are added, an inaccurate electrocardiogram waveform will be measured. Since the fourth measurement electrode 3d is not in contact with the human body M, it is easy to receive noise from the outside.

そこで、本実施形態においては、そのような不正確な心電図波形の計測を避けるべく、所定の閾値を超えたものだけを全て加算するようにしている。このようにすれば、計測に不要な第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果（ノイズ）まで加算してしまう事態を防止することができる。またさらに、所定の閾値を超えたものだけを全て加算するようにすれば、加算することにより、ノイズを低減することができる。 Therefore, in the present embodiment, in order to avoid such inaccurate measurement of the electrocardiogram waveform, only those exceeding a predetermined threshold value are added. By doing so, it is possible to prevent a situation in which the measurement result (noise) measured by the fourth measurement electrode 3d, which is unnecessary for measurement, is added. Furthermore, if only those exceeding a predetermined threshold value are added, the noise can be reduced by the addition.

それゆえ、第１計測用電極３ａにて計測された計測結果、第２計測用電極３ｂにて計測された計測結果、第３計測用電極３ｃにて計測された計測結果、第４計測用電極３ｄにて計測された計測結果の全ての差分のうち、上記抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２にて分圧されたコンパレータＣＰからの出力電圧（所定の閾値）を超えたものを全て加算するようにすれば、図５（ｃ）に示すようなＲ波が強調された心電図波形（実線部分参照）を得ることができ、もって、高精度な心電図波形を計測することができることとなる。 Therefore, the measurement result measured by the first measurement electrode 3a, the measurement result measured by the second measurement electrode 3b, the measurement result measured by the third measurement electrode 3c, and the fourth measurement electrode of all the differences of the measured measurement results at 3d, to sum everything beyond the resistors R 1 and R 2 in divided output voltage from the comparator CP (predetermined threshold value) By doing so, it is possible to obtain an electrocardiogram waveform (see the solid line portion) in which the R wave is emphasized as shown in FIG. 5C, and thus it is possible to measure the electrocardiogram waveform with high accuracy.

しかして、以上説明した本実施形態によれば、人体Ｍの体動やノイズに影響され難くなるから、高精度な心電図波形を計測することができる。また、人体Ｍの皮膚に電極を貼り付けることなく心電図波形を計測することができる。 Therefore, according to the present embodiment described above, since it is less likely to be affected by the body movement and noise of the human body M, it is possible to measure the electrocardiogram waveform with high accuracy. In addition, the electrocardiogram waveform can be measured without attaching electrodes to the skin of the human body M.

なお、本実施形態において示した形状等はあくまで一例であり、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内において、種々の変形・変更が可能である。例えば、本実施形態においては、第１計測用電極３ａ〜第４計測用電極３ｄの形状として、矩形のシート状を例示したが、それに限らず、角部をＲ状に形成した形状でも良い。例えば、角部をＲ状に形成する形状として、図７（ａ）に示すように、第１計測用電極３ａ〜第４計測用電極３ｄの形状を丸状にするものが例示される。このようにすれば、第１計測用電極３ａ〜第４計測用電極３ｄの電極の面積を小さくすることができ、もって、外部からのノイズを受け難くすることができる。 The shape and the like shown in the present embodiment are merely examples, and various modifications and changes can be made within the scope of the gist of the present invention described in the claims. For example, in the present embodiment, the rectangular sheet shape is exemplified as the shape of the first measurement electrode 3a to the fourth measurement electrode 3d, but the shape is not limited to this, and a shape in which the corner portion is formed in an R shape may be used. For example, as a shape in which the corner portion is formed in an R shape, as shown in FIG. 7A, a shape in which the shapes of the first measurement electrode 3a to the fourth measurement electrode 3d are rounded is exemplified. By doing so, the area of the electrodes of the first measurement electrode 3a to the fourth measurement electrode 3d can be reduced, and thus it is possible to make it difficult to receive noise from the outside.

さらに、より高精度な心電図波形を計測するため、４個以上の電極を用いても良い。例えば、図７（ｂ），（ｃ）に示すように、８個の電極を用いても良い。すなわち、図７（ｂ）では、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２が配置され、十字状のグランド電極２の左上隅に第１計測用電極３ａ１と、第２計測用電極３ｂ１とが横並びに配置され、十字状のグランド電極２の右上隅に第３計測用電極３ｃ１と、第４計測用電極３ｄ１とが横並びに配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第５計測用電極３ｅ１と、第６計測用電極３ｆ１とが横並びに配置され、十字状のグランド電極２の右下隅に第７計測用電極３ｇ１と、第８計測用電極３ｈ１とが横並びに配置されている。また、図７（ｃ）では、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２が配置され、十字状のグランド電極２の左上隅に第１計測用電極３ａ２と、第２計測用電極３ｂ２とが縦並びに配置され、十字状のグランド電極２の右上隅に第３計測用電極３ｃ２と、第４計測用電極３ｄ２とが縦並びに配置され、十字状のグランド電極２の左下隅に第５計測用電極３ｅ２と、第６計測用電極３ｆ２とが縦並びに配置され、十字状のグランド電極２の右下隅に第７計測用電極３ｇ２と、第８計測用電極３ｈ２とが縦並びに配置されている。 Further, in order to measure the electrocardiogram waveform with higher accuracy, four or more electrodes may be used. For example, as shown in FIGS. 7 (b) and 7 (c), eight electrodes may be used. That is, in FIG. 7B, the cross-shaped ground electrode 2 is arranged on the upper surface Ba of the bed B, and the first measurement electrode 3a1 and the second measurement electrode 3b1 are placed in the upper left corner of the cross-shaped ground electrode 2. The third measurement electrode 3c1 and the fourth measurement electrode 3d1 are arranged side by side in the upper right corner of the cross-shaped ground electrode 2, and the fifth measurement electrode 3d1 is arranged side by side in the lower left corner of the cross-shaped ground electrode 2. The measurement electrode 3e1 and the sixth measurement electrode 3f1 are arranged side by side, and the seventh measurement electrode 3g1 and the eighth measurement electrode 3h1 are arranged side by side in the lower right corner of the cross-shaped ground electrode 2. There is. Further, in FIG. 7C, a cross-shaped ground electrode 2 is arranged on the upper surface Ba of the bed B, and a first measurement electrode 3a2 and a second measurement electrode 3b2 are arranged in the upper left corner of the cross-shaped ground electrode 2. The third measurement electrode 3c2 and the fourth measurement electrode 3d2 are arranged vertically in the upper right corner of the cross-shaped ground electrode 2, and the fifth measurement electrode 3d2 is arranged vertically in the lower left corner of the cross-shaped ground electrode 2. The measurement electrode 3e2 and the sixth measurement electrode 3f2 are arranged vertically, and the seventh measurement electrode 3g2 and the eighth measurement electrode 3h2 are arranged vertically in the lower right corner of the cross-shaped ground electrode 2. There is.

しかして、このように、４個以上の電極を用いれば、より人体の体動の影響を低減することができる。さらに、加算される所定の閾値を超えた出力電圧の数も多くなることから、よりノイズを低減することができる。それゆえ、より高精度な心電図波形を計測することができる。なお、８個の電極を用いた際、差分部４０と、比較部４１とは、２８個必要となる。 Thus, by using four or more electrodes in this way, the influence of the body movement of the human body can be further reduced. Further, since the number of output voltages exceeding a predetermined threshold value to be added increases, noise can be further reduced. Therefore, it is possible to measure the electrocardiogram waveform with higher accuracy. When eight electrodes are used, 28 of the difference unit 40 and the comparison unit 41 are required.

ところで、４個以上の電極を用いる際も、図７に示すように、ベッドＢの上面Ｂａに、十字状のグランド電極２を配置、そのグランド電極２の四隅に、複数の計測用電極３が夫々配置されるようにしている。このようにすれば、ベッドＢの上面Ｂａに人体Ｍが横臥した際、複数の計測用電極３が胸部付近となるため、好ましい。 By the way, even when four or more electrodes are used, as shown in FIG. 7, a cross-shaped ground electrode 2 is arranged on the upper surface Ba of the bed B, and a plurality of measurement electrodes 3 are arranged at the four corners of the ground electrode 2. I try to place each one. This is preferable because when the human body M lies on the upper surface Ba of the bed B, the plurality of measurement electrodes 3 are near the chest.

また、本実施形態において示した差分部４０、比較部４１の回路図は、あくまで一例でありどのような回路図でも良い。 Further, the circuit diagrams of the difference unit 40 and the comparison unit 41 shown in the present embodiment are merely examples, and any circuit diagram may be used.

さらに、本実施形態において示したグランド電極２は、ノイズの影響を低減させるため、複数の計測用電極３の厚みに比べ、厚みを厚くするのが好ましい。 Further, in order to reduce the influence of noise, the ground electrode 2 shown in the present embodiment is preferably thicker than the thickness of the plurality of measurement electrodes 3.

一方、本実施形態において示したベッドＢは、どのようなベッドＢを用いても良いが、低反発のベッドＢを用いるのが好ましい。低反発のベッドＢであると、人体Ｍが横臥した際、ベッドＢが人体Ｍの体に沿って変形するため、人体Ｍと複数の計測用電極３との間に隙間が生じ難くなり、もって、外部からのノイズを受け難くなる。 On the other hand, as the bed B shown in the present embodiment, any bed B may be used, but it is preferable to use the low-resilience bed B. In the low-resilience bed B, when the human body M lies down, the bed B deforms along the body of the human body M, so that a gap between the human body M and the plurality of measurement electrodes 3 is unlikely to occur. , It becomes difficult to receive noise from the outside.

１ 心電図計測システム
２ グランド電極
３ 計測用電極
３ａ，３ａ１，３ａ２ 第１計測用電極
３ｂ，３ｂ１，３ｂ２ 第２計測用電極
３ｃ，３ｃ１，３ｃ２ 第３計測用電極
３ｄ，３ｄ１，３ｄ２ 第４計測用電極
３ｅ１，３ｅ２ 第５計測用電極
３ｆ１，３ｆ２ 第６計測用電極
３ｇ１，３ｇ２ 第７計測用電極
３ｈ１，３ｈ２ 第８計測用電極
４ 心電図処理装置
４０ 差分部（差分算出手段）
４１ 比較部
４２ 加算部（加算手段）
４３ 表示部
Ｂ ベッド
Ｍ 人体
Ｆ 衣服


1 Electrocardiogram measurement system 2 Ground electrode 3 Measurement electrode 3a, 3a1, 3a2 1st measurement electrode 3b, 3b1, 3b2 2nd measurement electrode 3c, 3c1, 3c2 3rd measurement electrode 3d, 3d1, 3d2 4th measurement electrode Electrodes 3e1,3e2 5th measurement electrode 3f1,3f2 6th measurement electrode 3g1,3g2 7th measurement electrode 3h1,3h2 8th measurement electrode 4 Electrocardiogram processing device 40 Difference part (difference calculation means)
41 Comparison unit 42 Addition unit (addition means)
43 Display B Bed M Human body F Clothing

Claims (3)

ベッド上に配置されるグランド電極と、
前記ベッド上に配置されると共に、前記グランド電極の周囲に配置される複数の計測用電極と、
前記複数の計測用電極の夫々の差分を算出する差分算出手段と、
前記差分算出手段にて算出された差分のうち、所定の閾値を超えたものを全て加算する加算手段と、を有してなる心電図計測システム。 With the ground electrode placed on the bed,
A plurality of measurement electrodes arranged on the bed and around the ground electrode,
A difference calculation means for calculating the difference between each of the plurality of measurement electrodes, and
An electrocardiogram measurement system comprising an addition means for adding all differences calculated by the difference calculation means that exceed a predetermined threshold value. 前記グランド電極は、前記ベッド上に十字状に配置され、
前記複数の計測用電極は、前記グランド電極の四隅に夫々配置されてなる請求項１に記載の心電図計測システム。 The ground electrode is arranged in a cross shape on the bed.
The electrocardiogram measurement system according to claim 1, wherein the plurality of measurement electrodes are arranged at four corners of the ground electrode. 前記複数の計測用電極は、夫々、角部がＲ状に形成されてなる請求項１又は２に記載の心電図計測システム。 The electrocardiogram measurement system according to claim 1 or 2, wherein each of the plurality of measurement electrodes has R-shaped corners.
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