JP2672327B2 - 生体情報測定装置 - Google Patents
生体情報測定装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、心拍数や体温等の生体情報を測定する生体
情報測定装置に関する。
情報測定装置に関する。
心拍数や体温等の生体情報は生理状態を把握する上で
重要なパラメータである。例えば病院に入院している患
者へは少くとも１日に３回以上の医師や看護婦による心
拍数と体温の測定が行なわれている。
重要なパラメータである。例えば病院に入院している患
者へは少くとも１日に３回以上の医師や看護婦による心
拍数と体温の測定が行なわれている。
体温の測定には水銀体温計や電子体温計、さらに最近
では測定時間を短縮するためにマイクロコンピュータ等
による予測演算機能を内臓した予測式体温計等が用いら
れている。測定時間は水銀体温計や電子体温計を用いた
場合は５〜10分、予測式体温計を用いた場合でも30秒〜
１分程度必要である。
では測定時間を短縮するためにマイクロコンピュータ等
による予測演算機能を内臓した予測式体温計等が用いら
れている。測定時間は水銀体温計や電子体温計を用いた
場合は５〜10分、予測式体温計を用いた場合でも30秒〜
１分程度必要である。
また心拍数の測定は医師又は看護婦が患者のけい動脈
の拍動を指で例えば15秒間触診し、その間の拍動数を１
分間の値、即ち心拍数に換算する方法が一般的である。
又心拍数の測定には例えば指先や、耳朶の血流量の変化
を光学的に検出し１分間の拍動数、即ち心拍数を得る所
謂、光電脈波型心拍計も普及しはじめている。これらの
方法による測定時間は約５秒〜15秒である。
の拍動を指で例えば15秒間触診し、その間の拍動数を１
分間の値、即ち心拍数に換算する方法が一般的である。
又心拍数の測定には例えば指先や、耳朶の血流量の変化
を光学的に検出し１分間の拍動数、即ち心拍数を得る所
謂、光電脈波型心拍計も普及しはじめている。これらの
方法による測定時間は約５秒〜15秒である。
重症患者や手術直後の患者など特に注意を払うべき患
者に対してはベッドサイドの送信機によってその体温や
心拍情報（この場合は単に心拍数のみでなく心筋の動き
をより詳細に反映する心活動電位、即ち心電図）が常時
看護婦つめ所に送られ監視される。このため患者には体
温を測定するための感温素子と心活動電位を検出するた
めの電極が取り付けられ、更にこれらセンサーの信号を
主にFM方式により高周波信号に変換して集中監視所に送
るための多チャンネル送信機が必要である。
者に対してはベッドサイドの送信機によってその体温や
心拍情報（この場合は単に心拍数のみでなく心筋の動き
をより詳細に反映する心活動電位、即ち心電図）が常時
看護婦つめ所に送られ監視される。このため患者には体
温を測定するための感温素子と心活動電位を検出するた
めの電極が取り付けられ、更にこれらセンサーの信号を
主にFM方式により高周波信号に変換して集中監視所に送
るための多チャンネル送信機が必要である。
しかしながら前述した従来の方法には１つに測定のた
め多大の時間を要すること、２つの取扱上・管理上極め
て不便でありかつランニングコストが高い、などの問題
がある。即ち予測式体温計と光電脈波型心拍計を効果的
に用いた場合でも少くとも30秒程度の測定時間が必要で
ある。
め多大の時間を要すること、２つの取扱上・管理上極め
て不便でありかつランニングコストが高い、などの問題
がある。即ち予測式体温計と光電脈波型心拍計を効果的
に用いた場合でも少くとも30秒程度の測定時間が必要で
ある。
また、多チャンネル送信機により連続的に監視する方
法では測定時間の問題は解消されるものの送信機にはこ
れを動作させるための電池が不可欠であり相当の大きさ
の送信機は患者にとって行動上大きな制約なる。また医
師・看護婦は患者に装着された送信機の電池がまだ使え
る状態かどうか注意しなければならない。
法では測定時間の問題は解消されるものの送信機にはこ
れを動作させるための電池が不可欠であり相当の大きさ
の送信機は患者にとって行動上大きな制約なる。また医
師・看護婦は患者に装着された送信機の電池がまだ使え
る状態かどうか注意しなければならない。
本発明の目的は、かかる欠点を克服し、医師・看護婦
が極めて短い時間で（例えば数秒間で）患者の体温と心
拍数を測定することが出来、かつ患者や医師・看護婦に
対し取扱上、管理上の簡便さと低ランニングコストを与
えるシステムを提供するものである。
が極めて短い時間で（例えば数秒間で）患者の体温と心
拍数を測定することが出来、かつ患者や医師・看護婦に
対し取扱上、管理上の簡便さと低ランニングコストを与
えるシステムを提供するものである。
上記課題を解決するため本発明は次の様な構成として
いる。即ち、生体情報を検出する生体情報検出手段と、
受信コイルと、該受信コイルに並列に接続され該受信コ
イルの出力を直流電圧に変換し、前記生体情報検出手段
を駆動する直流電圧発生手段と、前記受信コイルに並列
接続される負荷回路とを有する検出部と、前記受信コイ
ルに誘起電圧を発生させる送信コイルと、該送信コイル
を励磁するキャリヤ発生回路と、前記送信コイルの端子
電圧の変動を検出する復調回路と、該復調回路からの信
号に基づいて生体信号を算出する演算回路とを有する受
信部とにより構成される生体情報測定装置において、前
記負荷回路のインピーダンスが前記生体情報検出手段の
出力により変調されるようにしたことを特徴とする。
いる。即ち、生体情報を検出する生体情報検出手段と、
受信コイルと、該受信コイルに並列に接続され該受信コ
イルの出力を直流電圧に変換し、前記生体情報検出手段
を駆動する直流電圧発生手段と、前記受信コイルに並列
接続される負荷回路とを有する検出部と、前記受信コイ
ルに誘起電圧を発生させる送信コイルと、該送信コイル
を励磁するキャリヤ発生回路と、前記送信コイルの端子
電圧の変動を検出する復調回路と、該復調回路からの信
号に基づいて生体信号を算出する演算回路とを有する受
信部とにより構成される生体情報測定装置において、前
記負荷回路のインピーダンスが前記生体情報検出手段の
出力により変調されるようにしたことを特徴とする。
以上の構成によれば心拍数や体温等の生体情報の測定
は以下の様にして可能である。
は以下の様にして可能である。
即ち生体に装着された検出部の生体情報検出手段によ
って心拍や体温等の生体情報は電気信号に変換され、受
信コイルに接続された負荷回路に入力されて負荷回路の
インピーダンスを変化させる。
って心拍や体温等の生体情報は電気信号に変換され、受
信コイルに接続された負荷回路に入力されて負荷回路の
インピーダンスを変化させる。
一方、受信部の送信コイルは交流磁界を発生し検出部
の受信コイルに誘起電圧を発生させる。この誘起電圧に
よって受信コイル、負荷回路間を流れる電流は負荷回路
のインピーダンスによって変化し、かつこの電流と受信
コイルによって生じる磁界は受信部の送信コイルに新ら
たに生じる誘起電圧の大きさを変化させる。
の受信コイルに誘起電圧を発生させる。この誘起電圧に
よって受信コイル、負荷回路間を流れる電流は負荷回路
のインピーダンスによって変化し、かつこの電流と受信
コイルによって生じる磁界は受信部の送信コイルに新ら
たに生じる誘起電圧の大きさを変化させる。
即ち、受信部の送信コイルの端子電圧の変化は、検出
部の受信コイルに接続された負荷回路のインピーダンス
変化に対応する。既に述べた如く負荷回路のインピーダ
ンスは体温や心拍等の生体情報によって変調されている
ので、受信部の送信コイルの端子電圧の変動から、心拍
や体温等の生体情報を復調することが可能となる。
部の受信コイルに接続された負荷回路のインピーダンス
変化に対応する。既に述べた如く負荷回路のインピーダ
ンスは体温や心拍等の生体情報によって変調されている
ので、受信部の送信コイルの端子電圧の変動から、心拍
や体温等の生体情報を復調することが可能となる。
検出部の直流電圧発生回路は受信コイルに誘起した電
圧を整流・積分し検出部の駆動用電源として供給する。
圧を整流・積分し検出部の駆動用電源として供給する。
以下本発明の心拍・体温測定における実施例を図面に
基づいて詳述する。第１図は本発明による心拍・体温測
定装置の概念図である。10は心拍・体温検出部であり、
20は心拍・体温検出部10により検出された心拍信号と体
温信号を受信する心拍・体温受信部である。
基づいて詳述する。第１図は本発明による心拍・体温測
定装置の概念図である。10は心拍・体温検出部であり、
20は心拍・体温検出部10により検出された心拍信号と体
温信号を受信する心拍・体温受信部である。
第２図は心拍・体温検出部10の外観図であり（ａ）は
側面図であり、（ｂ）は裏面図である。11は体温を検出
する感温素子であり、13は心活動電位を検出する２ケの
電極である。心拍・体温検出部10は、感温素子11と電極
13が患者の前胸部の皮膚と密着するように、テープ等を
用いて固定される。
側面図であり、（ｂ）は裏面図である。11は体温を検出
する感温素子であり、13は心活動電位を検出する２ケの
電極である。心拍・体温検出部10は、感温素子11と電極
13が患者の前胸部の皮膚と密着するように、テープ等を
用いて固定される。
第３図は心拍・体温測定装置のブロックダイヤグラム
である。
である。
第３図に於て11は感温素子であり温度を抵抗に変換す
る。12は発振器であり11の抵抗に比例した周期の体温信
号Stを発生する。13は生体に装着された２ケの電極であ
り、例えば前胸部に5cmの間隔で装着されるならば数mV
の心筋活動電位を検出する。14は心筋活動電位を増巾し
パルスに変換する心拍検出回路であり、心臓の拍動毎に
ＨからＬに変化する心拍信号Spを発生する。18はゲート
回路であり信号SpがＨの期間だけ信号Stを通過させる。
15は負荷回路でありゲート回路18の出力Smによって端子
ａ、ｂ間のインピーダンスＺが変化する。
る。12は発振器であり11の抵抗に比例した周期の体温信
号Stを発生する。13は生体に装着された２ケの電極であ
り、例えば前胸部に5cmの間隔で装着されるならば数mV
の心筋活動電位を検出する。14は心筋活動電位を増巾し
パルスに変換する心拍検出回路であり、心臓の拍動毎に
ＨからＬに変化する心拍信号Spを発生する。18はゲート
回路であり信号SpがＨの期間だけ信号Stを通過させる。
15は負荷回路でありゲート回路18の出力Smによって端子
ａ、ｂ間のインピーダンスＺが変化する。
16は受信コイルであり後述する送信コイル21によって
発生する磁界を受けて誘起電圧を発生する。17は直流電
圧発生回路であり上記誘起電圧（交流）を直流電圧に変
え心拍・体温検出部10の駆動用電源として供給する。
発生する磁界を受けて誘起電圧を発生する。17は直流電
圧発生回路であり上記誘起電圧（交流）を直流電圧に変
え心拍・体温検出部10の駆動用電源として供給する。
21は送信コイルでありキャリヤ発生回路22が励磁され
交流磁界Ｆを発生する。
交流磁界Ｆを発生する。
23は検出回路であり整流回路24と積分回路25及び26に
より構成された送信コイル21の両端に生じるキャリヤ電
圧Erの変動分を検出する。即ち整流回路24はキャリヤ電
圧Erを整流し脈流に変換し、積分回路25は前記脈流に含
まれるキャリヤ電圧Erの基本波成分を除去し電圧Erの振
幅の変動分のみを通過させる。積分回路26は積分回路25
により得られたキャリヤ電圧Erの振幅の変動分のうちの
さらに低周波の変動分のみを通過させる。27はマイクロ
コンピュータ、28は表示器である。
より構成された送信コイル21の両端に生じるキャリヤ電
圧Erの変動分を検出する。即ち整流回路24はキャリヤ電
圧Erを整流し脈流に変換し、積分回路25は前記脈流に含
まれるキャリヤ電圧Erの基本波成分を除去し電圧Erの振
幅の変動分のみを通過させる。積分回路26は積分回路25
により得られたキャリヤ電圧Erの振幅の変動分のうちの
さらに低周波の変動分のみを通過させる。27はマイクロ
コンピュータ、28は表示器である。
次に上記構成によりどの様にして体温と心拍の測定が
なされるか説明する。
なされるか説明する。
心拍・体温検出部10は患者の前胸部等の部位に常時装
着されているので感温素子11の温度は患者の体温に追従
して変化する。一例として感温素子としてサーミスタを
使用した場合、患者の体温をＴとするとサーミスタの抵
抗値Ｒ（Ｔ）は次式で表わされる。
着されているので感温素子11の温度は患者の体温に追従
して変化する。一例として感温素子としてサーミスタを
使用した場合、患者の体温をＴとするとサーミスタの抵
抗値Ｒ（Ｔ）は次式で表わされる。
但し、 R0:サーミスタの温度がＴの時の抵抗値 B:サーミスタの温度係数 発振器12はＲ（Ｔ）に比例した周期の信号Stを出力す
るので信号Stの周波数ftは と表わされる。第９図はインバータK1、K2とコンデンサ
Ｃ及び感温素子であるサーミスタ11により構成した発振
器12の一実施例を示す。また第10図は同実施例による信
号Stの波形図を示したものである。
るので信号Stの周波数ftは と表わされる。第９図はインバータK1、K2とコンデンサ
Ｃ及び感温素子であるサーミスタ11により構成した発振
器12の一実施例を示す。また第10図は同実施例による信
号Stの波形図を示したものである。
次に心拍の検出について述べる。第７図は心拍検出回
路14の一実施例であり電極13により検出された心活動電
位ShはアンプA1、コンデンサC1、抵抗R1により高域成分
のみ増巾され、ダイオードD1、積分回路C2、R2によって
整流・積分され、コンパレータA2によってパルス信号Sp
に変換される。第８図に信号Sh及びSpの波形を示す。
路14の一実施例であり電極13により検出された心活動電
位ShはアンプA1、コンデンサC1、抵抗R1により高域成分
のみ増巾され、ダイオードD1、積分回路C2、R2によって
整流・積分され、コンパレータA2によってパルス信号Sp
に変換される。第８図に信号Sh及びSpの波形を示す。
第３図に於てゲート回路18はパルス信号SpがＬ、すな
わち心拍検出回路14が心臓の拍動を検出した時に信号St
を遮断する。よってゲート回路18の出力Smは第11図に示
す如く心臓の拍動毎に発生する信号Spによって信号Stが
一定期間休止する信号、即ち心拍・体温重畳信号にな
る。
わち心拍検出回路14が心臓の拍動を検出した時に信号St
を遮断する。よってゲート回路18の出力Smは第11図に示
す如く心臓の拍動毎に発生する信号Spによって信号Stが
一定期間休止する信号、即ち心拍・体温重畳信号にな
る。
第３図に於て信号Smは負荷回路15に入力されａ、ｂ間
のインピーダンスＺを変化させる。第５図は負荷回路15
の一実施例を示す。同図に於てTrはＮ型MOSトランジス
タでありゲートＧにＨ又はＬの信号を加えるとａ、ｂ間
のインピーダンスはＲから略無限大まで変化する。
のインピーダンスＺを変化させる。第５図は負荷回路15
の一実施例を示す。同図に於てTrはＮ型MOSトランジス
タでありゲートＧにＨ又はＬの信号を加えるとａ、ｂ間
のインピーダンスはＲから略無限大まで変化する。
受信コイル16と負荷回路15を流れる電流ｉは負荷回路
15のａ、ｂ間のインピーダンスＺ、即ち心拍・体温重畳
信号Smに対応して変化する。
15のａ、ｂ間のインピーダンスＺ、即ち心拍・体温重畳
信号Smに対応して変化する。
心拍・体温受信部20の送信コイル21はキャリヤ発生回
路22により約1M Hzで励磁され交流磁界Ｆを発生し、心
拍・体温検出部10の受信コイル16に誘起電圧を生じさせ
る。一例として、送信コイル、受信コイルの巻き数を数
十回、コイル径を5cmとし両者の距離を数cm隔て配置し
た場合に受信コイルに生じる誘起電圧の大きさは送信コ
イルの両端の電圧の約1/3程度である。
路22により約1M Hzで励磁され交流磁界Ｆを発生し、心
拍・体温検出部10の受信コイル16に誘起電圧を生じさせ
る。一例として、送信コイル、受信コイルの巻き数を数
十回、コイル径を5cmとし両者の距離を数cm隔て配置し
た場合に受信コイルに生じる誘起電圧の大きさは送信コ
イルの両端の電圧の約1/3程度である。
前述の如く、心拍・体温検出部10の受信コイル16に発
生した誘起電圧は負荷回路15のインピーダンスに対応し
た電流ｉを生じさせ、さらに電流ｉと受信コイル16によ
る新らたな磁界は心拍・体温受信部20の送信コイル21に
新らたな誘起電圧を生じさせる。即ち送信コイル21の両
端と電圧Erは、体温・心拍検出部10の負荷回路15のイン
ピーダンス変化に従って心拍・体温重畳信号Smにより変
化する。この様子を第12図に示す。第12図（ａ）は心拍
・体温検出部10の心拍・体温重畳信号Smを、第12図
（ｂ）は心拍・体温受信部20の送信コイル21の両端の電
圧Erを示す。電圧Erが信号Smにより振幅変調されてお
り、心拍・体温検出部10で検出された心拍・体温重畳信
号Smを数cmはなれた心拍・体温受信部20で検出可能であ
ることを示す。
生した誘起電圧は負荷回路15のインピーダンスに対応し
た電流ｉを生じさせ、さらに電流ｉと受信コイル16によ
る新らたな磁界は心拍・体温受信部20の送信コイル21に
新らたな誘起電圧を生じさせる。即ち送信コイル21の両
端と電圧Erは、体温・心拍検出部10の負荷回路15のイン
ピーダンス変化に従って心拍・体温重畳信号Smにより変
化する。この様子を第12図に示す。第12図（ａ）は心拍
・体温検出部10の心拍・体温重畳信号Smを、第12図
（ｂ）は心拍・体温受信部20の送信コイル21の両端の電
圧Erを示す。電圧Erが信号Smにより振幅変調されてお
り、心拍・体温検出部10で検出された心拍・体温重畳信
号Smを数cmはなれた心拍・体温受信部20で検出可能であ
ることを示す。
次に電圧Erの変動分から心拍・体温重畳信号Smを再生
し、更に生体の体温・心拍数を算出する方法を述べる。
し、更に生体の体温・心拍数を算出する方法を述べる。
心拍・体温受信部20の送信コイル21の両端の電圧Erは
整流回路24及び積分回路25により振幅変動成分のみ検出
される。第13図に電圧Erの変化の様子を示し、第13図
（ａ）は整流回路24の出力波形を、第13図（ｂ）は積分
回路25の出力波形を示す。積分回路26は積分回路25の出
力のうちの心拍信号成分のみを検出する。即ち前述の如
く体温に対応した信号Stの周波数は であり、Ｋを適当に選ぶことによりftを数K Hz〜数十K
Hzに設定することが出来る。一方、心拍信号Spは心臓の
拍動と同じ周期であるから、Spの周波数は略1Hz〜3Hzと
考えられる。即ち信号Spと信号Stとは十分帯域が離れて
いるので積分回路により信号Spのみ検出することが可能
となる。第13図（ｃ）に積分回路26の出力波形を示す。
又第６図は整流回路24、積分回路25及び26の一実施例で
ある。
整流回路24及び積分回路25により振幅変動成分のみ検出
される。第13図に電圧Erの変化の様子を示し、第13図
（ａ）は整流回路24の出力波形を、第13図（ｂ）は積分
回路25の出力波形を示す。積分回路26は積分回路25の出
力のうちの心拍信号成分のみを検出する。即ち前述の如
く体温に対応した信号Stの周波数は であり、Ｋを適当に選ぶことによりftを数K Hz〜数十K
Hzに設定することが出来る。一方、心拍信号Spは心臓の
拍動と同じ周期であるから、Spの周波数は略1Hz〜3Hzと
考えられる。即ち信号Spと信号Stとは十分帯域が離れて
いるので積分回路により信号Spのみ検出することが可能
となる。第13図（ｃ）に積分回路26の出力波形を示す。
又第６図は整流回路24、積分回路25及び26の一実施例で
ある。
上記の如くして再生された心拍信号Sp及び体温信号St
はマイクロコンピュータ27で演算処理される。即ち信号
Spの周期から１分間の心拍数を算出し、信号Stの周期か
ら生体の体温を算出する。基本的には信号Sp、Stともに
一周期の時間が分れば良く、測定・算出に必要な時間は
僅かである。算出された心拍数と体温は表示器28にて表
示される。
はマイクロコンピュータ27で演算処理される。即ち信号
Spの周期から１分間の心拍数を算出し、信号Stの周期か
ら生体の体温を算出する。基本的には信号Sp、Stともに
一周期の時間が分れば良く、測定・算出に必要な時間は
僅かである。算出された心拍数と体温は表示器28にて表
示される。
またマイクロコンピュータ27は算出された体温があら
かじめ定められた範囲を越えた場合は体温警告マークを
表示器27に表示させ、信号Spの周期に急激な変動が生じ
た場合には不整脈警告マークを表示器27に表示させる。
かじめ定められた範囲を越えた場合は体温警告マークを
表示器27に表示させ、信号Spの周期に急激な変動が生じ
た場合には不整脈警告マークを表示器27に表示させる。
以上の如く生体上の心拍・体温検出部10によって検出
された心拍・体温を心拍・体温受信部20で測定、表示す
ることが出来る。第３図の17は心拍・体温検出部10を駆
動するための直流電圧を供給する直流電圧発生回路であ
り、第４図に示す一実施例の如く受信コイル16の両端の
電圧を直流に変換する整流・積分回路と出力電圧を安定
化するツェナーダイオードDZにより構成されている。
された心拍・体温を心拍・体温受信部20で測定、表示す
ることが出来る。第３図の17は心拍・体温検出部10を駆
動するための直流電圧を供給する直流電圧発生回路であ
り、第４図に示す一実施例の如く受信コイル16の両端の
電圧を直流に変換する整流・積分回路と出力電圧を安定
化するツェナーダイオードDZにより構成されている。
以上の説明で明らかなように本発明によれば、心拍・
体温検出部は常時生体に装着されているので感温素子は
生体と熱平衡に達しており体温の変動に正確に追従しう
るので体温の測定は極めて短い時間で可能である。結果
として心拍・体温の測定はもっぱら心拍の測定に必要な
時間までに圧縮することが出来るという第一の効果があ
る。
体温検出部は常時生体に装着されているので感温素子は
生体と熱平衡に達しており体温の変動に正確に追従しう
るので体温の測定は極めて短い時間で可能である。結果
として心拍・体温の測定はもっぱら心拍の測定に必要な
時間までに圧縮することが出来るという第一の効果があ
る。
更に心拍・体温検出部は電池を使用していないのでラ
ンニングコストが極めて安く、医師や看護婦が繁雑な管
理を行う必要もない、という第二の効果がある。
ンニングコストが極めて安く、医師や看護婦が繁雑な管
理を行う必要もない、という第二の効果がある。
更に電池を使用していない心拍・体温検出部はそのま
ま廃棄することが可能であり、これは病院等での感染を
防ぐため心拍・体温検出部を患者毎の使い捨て型とする
上で極めて有利である。
ま廃棄することが可能であり、これは病院等での感染を
防ぐため心拍・体温検出部を患者毎の使い捨て型とする
上で極めて有利である。
第１図は本発明による心拍・体温測定装置の概念図、第
２図（ａ）、（ｂ）は心拍・体温検出部の上面図及び正
面図、第３図は心拍・体温測定装置のブロックダイヤグ
ラム、第４図は直流電圧発生回路の具体的回路図、第５
図は負荷回路の具体的回路図、第６図は検出回路の具体
的回路図、第７図は心拍検出回路の具体的回路図、第８
図は心拍検出回路の入−出力の波形図、第９図は発振器
の具体的回路図、第10図は発振器の出力波形図、第11図
は心拍・体温検出部に於ける信号の波形図、第12図
（ａ）、（ｂ）及び第13図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は心
拍・体温受信部に於ける信号の波形図を示す。 10……心拍・体温検出部、 11……感温素子、 12……発振器、 13……電極、 14……心拍検出回路、 15……負荷回路、 16……受信コイル、 17……直流電圧発生回路、 18……ゲート回路、 20……心拍・体温受信部、 21……送信コイル、 22……キャリヤ発生回路、 23……検出回路、 24……整流回路、 25、26……積分回路、 27……マイクロコンピュータ、 28……表示器。
２図（ａ）、（ｂ）は心拍・体温検出部の上面図及び正
面図、第３図は心拍・体温測定装置のブロックダイヤグ
ラム、第４図は直流電圧発生回路の具体的回路図、第５
図は負荷回路の具体的回路図、第６図は検出回路の具体
的回路図、第７図は心拍検出回路の具体的回路図、第８
図は心拍検出回路の入−出力の波形図、第９図は発振器
の具体的回路図、第10図は発振器の出力波形図、第11図
は心拍・体温検出部に於ける信号の波形図、第12図
（ａ）、（ｂ）及び第13図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は心
拍・体温受信部に於ける信号の波形図を示す。 10……心拍・体温検出部、 11……感温素子、 12……発振器、 13……電極、 14……心拍検出回路、 15……負荷回路、 16……受信コイル、 17……直流電圧発生回路、 18……ゲート回路、 20……心拍・体温受信部、 21……送信コイル、 22……キャリヤ発生回路、 23……検出回路、 24……整流回路、 25、26……積分回路、 27……マイクロコンピュータ、 28……表示器。
Claims (3)
- 【請求項１】生体情報を検出する生体情報検出手段と、
受信コイルと、該受信コイルに並列に接続され該受信コ
イルの出力を直流電圧に変換し、前記生体情報検出手段
を駆動する直流電圧発生手段と、前記受信コイルに並列
接続される負荷回路とを有する検出部と、前記受信コイ
ルに誘起電圧を発生させる送信コイルと、該送信コイル
を励磁するキャリヤ発生回路と、前記送信コイルの端子
電圧の変動を検出する復調回路と、該復調回路からの信
号に基づいて生体信号を算出する演算回路とを有する受
信部とにより構成される生体情報測定装置において、前
記負荷回路のインピーダンスが前記生体情報検出手段の
出力により変調されるようにしたことを特徴とする生体
情報測定装置。 - 【請求項２】請求項１記載の生体情報測定装置に於い
て、複数の生体情報検出手段を有し、前記負荷回路のイ
ンピーダンスを複数の生体情報によって変調するように
したことを特徴とする生体情報測定装置。 - 【請求項３】請求項２記載の生体情報測定装置に於い
て、複数の生体情報検出手段が、体温情報検出手段と心
拍情報検出手段であることを特徴とする生体情報測定装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63111558A JP2672327B2 (ja) | 1988-05-10 | 1988-05-10 | 生体情報測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63111558A JP2672327B2 (ja) | 1988-05-10 | 1988-05-10 | 生体情報測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01284230A JPH01284230A (ja) | 1989-11-15 |
| JP2672327B2 true JP2672327B2 (ja) | 1997-11-05 |
Family
ID=14564433
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63111558A Expired - Lifetime JP2672327B2 (ja) | 1988-05-10 | 1988-05-10 | 生体情報測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2672327B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN102472670A (zh) * | 2009-07-23 | 2012-05-23 | 泰尔茂株式会社 | 体温测量系统及数据读取装置及其驱动控制方法 |
| US9763595B2 (en) | 2014-01-21 | 2017-09-19 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Apparatus and method of measuring bio impedance |
Families Citing this family (6)
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-
1988
- 1988-05-10 JP JP63111558A patent/JP2672327B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN102472670A (zh) * | 2009-07-23 | 2012-05-23 | 泰尔茂株式会社 | 体温测量系统及数据读取装置及其驱动控制方法 |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01284230A (ja) | 1989-11-15 |
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