JPH09289978A - 感度設定装置および該装置を備える心電計 - Google Patents
感度設定装置および該装置を備える心電計Info
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- JPH09289978A JPH09289978A JP8106758A JP10675896A JPH09289978A JP H09289978 A JPH09289978 A JP H09289978A JP 8106758 A JP8106758 A JP 8106758A JP 10675896 A JP10675896 A JP 10675896A JP H09289978 A JPH09289978 A JP H09289978A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 基線動揺の影響を取り除き、最適な感度を設
定することができる感度設定装置および該装置を備えた
心電計を実現する。 【解決手段】 時定数回路２の出力が基線動揺すると、
ＣＰＵ７が時定数回路２の時定数を下げて所定の遮断周
波数特性を付与し、基線動揺の要因である超低周波成分
を除去する。そして、ＣＰＵ７は基線動揺が除去された
信号の最大ピーク値と最少ピーク値との差が所定範囲に
収めるべく、対応する増幅制御信号Ｓを発生して差動増
幅器１に供給して最適な感度を設定する。
定することができる感度設定装置および該装置を備えた
心電計を実現する。 【解決手段】 時定数回路２の出力が基線動揺すると、
ＣＰＵ７が時定数回路２の時定数を下げて所定の遮断周
波数特性を付与し、基線動揺の要因である超低周波成分
を除去する。そして、ＣＰＵ７は基線動揺が除去された
信号の最大ピーク値と最少ピーク値との差が所定範囲に
収めるべく、対応する増幅制御信号Ｓを発生して差動増
幅器１に供給して最適な感度を設定する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、例えば、微弱な生
体信号を検出する装置に用いて好適な感度設定装置およ
び該装置を備える心電計に関する。
体信号を検出する装置に用いて好適な感度設定装置およ
び該装置を備える心電計に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、不整脈や心筋梗塞などの心臓
疾患の診断に用いる装置として、心筋が収縮する度に発
生する微弱な電位差を、患者の前胸部などの体表面にペ
ースト接着した電極により取り出し、これを増幅して心
電波形（心電図）として記録する心電計が知られてい
る。心電計によって測定される心電波形のレベルは、個
人差あるいは電極の取り付け具合により、数百μＶから
数十ｍＶと最大電圧に大きな差がある。この為、測定に
際しては、最適なダイナミックレンジとなるように感度
（増幅率）を調整する必要がある。
疾患の診断に用いる装置として、心筋が収縮する度に発
生する微弱な電位差を、患者の前胸部などの体表面にペ
ースト接着した電極により取り出し、これを増幅して心
電波形（心電図）として記録する心電計が知られてい
る。心電計によって測定される心電波形のレベルは、個
人差あるいは電極の取り付け具合により、数百μＶから
数十ｍＶと最大電圧に大きな差がある。この為、測定に
際しては、最適なダイナミックレンジとなるように感度
（増幅率）を調整する必要がある。
【０００３】その為、近年では、自動的に最適なダイナ
ミックレンジとなるよう感度設定する感度設定装置を備
えた心電計が実用化されている。心電波形を記録中に感
度切替えすると診断に供する心電図が見難くなることか
ら、この種の装置では記録に入る前の感度決定期間を設
け、この期間中に、心電波形の測定に最適な感度を設定
するようにしている。
ミックレンジとなるよう感度設定する感度設定装置を備
えた心電計が実用化されている。心電波形を記録中に感
度切替えすると診断に供する心電図が見難くなることか
ら、この種の装置では記録に入る前の感度決定期間を設
け、この期間中に、心電波形の測定に最適な感度を設定
するようにしている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ところで、上述した従
来の感度設定装置では、次のような問題が生じる。すな
わち、心電図検査において、電極と皮膚との接触が電気
的に安定しない電極セット直後の初期状態では、図２
（ロ）に図示するように、基線動揺ＢＤと呼ばれる基準
電位の変動により心電波形が大きく揺れてしまうことが
知られている。
来の感度設定装置では、次のような問題が生じる。すな
わち、心電図検査において、電極と皮膚との接触が電気
的に安定しない電極セット直後の初期状態では、図２
（ロ）に図示するように、基線動揺ＢＤと呼ばれる基準
電位の変動により心電波形が大きく揺れてしまうことが
知られている。
【０００５】自動的な感度設定を行う上述の感度決定期
間において、この基線動揺ＢＤが生じていると、心電波
形の最大波形値と最少波形値との差が大きく、これに合
致したダイナミックレンジとするよう感度設定されてし
まい、心電波形に対して非常に低い感度となる。このた
め、記録される心電波形は非常に小さくなり、診断に適
したものにならないという問題が生じる。なお、ディジ
タルサンプリングするタイプの心電計であっても、同様
に、サンプリング時に分解能が粗くなるので、これを拡
大表示しても解像度の低い心電波形にしかならない。
間において、この基線動揺ＢＤが生じていると、心電波
形の最大波形値と最少波形値との差が大きく、これに合
致したダイナミックレンジとするよう感度設定されてし
まい、心電波形に対して非常に低い感度となる。このた
め、記録される心電波形は非常に小さくなり、診断に適
したものにならないという問題が生じる。なお、ディジ
タルサンプリングするタイプの心電計であっても、同様
に、サンプリング時に分解能が粗くなるので、これを拡
大表示しても解像度の低い心電波形にしかならない。
【０００６】結局、以上の内容を言い換えると、基準電
位（基線）の変動があっても、これの影響を受けずに基
準電位に重畳される微小な信号を最適な感度で測定可能
とする感度設定装置が待望されている現状にある。本発
明は、このような事情に鑑みてなされたもので、基準電
位の変動の影響を取り除き、最適な感度を設定すること
ができる感度設定装置および該装置を備えた心電計を提
供することを目的としている。
位（基線）の変動があっても、これの影響を受けずに基
準電位に重畳される微小な信号を最適な感度で測定可能
とする感度設定装置が待望されている現状にある。本発
明は、このような事情に鑑みてなされたもので、基準電
位の変動の影響を取り除き、最適な感度を設定すること
ができる感度設定装置および該装置を備えた心電計を提
供することを目的としている。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、請求項１に記載の発明では、２入力の電位差に応じ
た出力信号を発生して増幅出力する差動増幅手段と、こ
の差動増幅手段の出力信号の直流分を除去するフィルタ
手段と、このフィルタ手段の出力が基線動揺する場合、
前記フィルタ手段に所定の遮断周波数特性を付与して基
線動揺を除去すると共に、当該基線動揺が除去された信
号を最適なダイナミックレンジで測定するよう前記差動
増幅手段の増幅率を制御する制御手段とを具備すること
を特徴としている。
め、請求項１に記載の発明では、２入力の電位差に応じ
た出力信号を発生して増幅出力する差動増幅手段と、こ
の差動増幅手段の出力信号の直流分を除去するフィルタ
手段と、このフィルタ手段の出力が基線動揺する場合、
前記フィルタ手段に所定の遮断周波数特性を付与して基
線動揺を除去すると共に、当該基線動揺が除去された信
号を最適なダイナミックレンジで測定するよう前記差動
増幅手段の増幅率を制御する制御手段とを具備すること
を特徴としている。
【０００８】また、請求項２に記載の発明では、身体に
装着された２つの電極間の電位差に応じた心電波形を発
生して増幅出力する差動増幅手段と、この差動増幅手段
から出力される心電波形の直流分を除去するフィルタ手
段と、このフィルタ手段の出力が基線動揺する場合、前
記フィルタ手段の時定数を下げて基線動揺を除去し、当
該基線動揺が除去された心電波形を最適なダイナミック
レンジで測定するよう前記差動増幅手段の増幅率を制御
する制御手段とを具備することを特徴とする。さらに、
上記請求項２に従属する請求項３に記載の発明によれ
ば、前記制御手段は、心電波形の最大ピーク値と最少ピ
ーク値との差が所定範囲に収まるよう前記差動増幅手段
の増幅率を制御することを特徴とする。
装着された２つの電極間の電位差に応じた心電波形を発
生して増幅出力する差動増幅手段と、この差動増幅手段
から出力される心電波形の直流分を除去するフィルタ手
段と、このフィルタ手段の出力が基線動揺する場合、前
記フィルタ手段の時定数を下げて基線動揺を除去し、当
該基線動揺が除去された心電波形を最適なダイナミック
レンジで測定するよう前記差動増幅手段の増幅率を制御
する制御手段とを具備することを特徴とする。さらに、
上記請求項２に従属する請求項３に記載の発明によれ
ば、前記制御手段は、心電波形の最大ピーク値と最少ピ
ーク値との差が所定範囲に収まるよう前記差動増幅手段
の増幅率を制御することを特徴とする。
【０００９】本発明では、フィルタ手段の出力が基線動
揺すると、制御手段がフィルタ手段に所定の遮断周波数
特性を付与して基線動揺を除去すると共に、当該基線動
揺が除去された信号を最適なダイナミックレンジで測定
するよう差動増幅手段の増幅率を制御する。これによ
り、基準電位の変動（基線動揺）の影響を取り除き、最
適な感度を設定することが可能になる。
揺すると、制御手段がフィルタ手段に所定の遮断周波数
特性を付与して基線動揺を除去すると共に、当該基線動
揺が除去された信号を最適なダイナミックレンジで測定
するよう差動増幅手段の増幅率を制御する。これによ
り、基準電位の変動（基線動揺）の影響を取り除き、最
適な感度を設定することが可能になる。
【００１０】
【発明の実施の形態】本発明による感度設定装置は、心
電計あるいは脳波計などの生体信号を計測する機器の
他、基準電位に重畳される微小な信号を扱う計測機器に
適用され得る。以下では、本発明の実施の形態である携
帯型心電計を実施例として図面を参照して説明する。 Ａ．実施例の構成 図１は、本発明の一実施例による携帯型心電計の構成を
示すブロック図である。この図において、Ｔ１，Ｔ２は
それぞれ患者の身体の測定部位に装着される電極であ
り、心筋が収縮する度に発生する微弱な電位を取り出
す。１はオペアンプ等から構成される差動増幅器であ
る。差動増幅器１は、電極Ｔ１，Ｔ２間の同相雑音を除
去して両者の電位差に相当する心電波形を出力する。ま
た、この差動増幅器１は、後述するＣＰＵ７から供給さ
れる感度制御信号Ｓに応じて増幅率が制御されるように
構成されている。
電計あるいは脳波計などの生体信号を計測する機器の
他、基準電位に重畳される微小な信号を扱う計測機器に
適用され得る。以下では、本発明の実施の形態である携
帯型心電計を実施例として図面を参照して説明する。 Ａ．実施例の構成 図１は、本発明の一実施例による携帯型心電計の構成を
示すブロック図である。この図において、Ｔ１，Ｔ２は
それぞれ患者の身体の測定部位に装着される電極であ
り、心筋が収縮する度に発生する微弱な電位を取り出
す。１はオペアンプ等から構成される差動増幅器であ
る。差動増幅器１は、電極Ｔ１，Ｔ２間の同相雑音を除
去して両者の電位差に相当する心電波形を出力する。ま
た、この差動増幅器１は、後述するＣＰＵ７から供給さ
れる感度制御信号Ｓに応じて増幅率が制御されるように
構成されている。
【００１１】２はＣＲ微分回路を形成する時定数回路で
あり、差動増幅器１から出力される心電波形の直流成分
を除去するフィルタとして作用する。この時定数回路２
は、要素２ａ〜２ｄから構成される。２ａ，２ｂは適正
な心電波形を得るのに必要なＣＲ時定数を発生するコン
デンサおよび抵抗である。この実施例の場合、コンデン
サ２ａを１μＦ、抵抗２ｂを３．３ＭΩとして「３．３
秒」のＣＲ時定数としている。２ｃは、抵抗２ｄと直列
接続されるアナログスイッチである。アナログスイッチ
２ｃは、後述するＣＰＵ７からスイッチ信号ＳＣ１に応
じてオンオフ制御される。
あり、差動増幅器１から出力される心電波形の直流成分
を除去するフィルタとして作用する。この時定数回路２
は、要素２ａ〜２ｄから構成される。２ａ，２ｂは適正
な心電波形を得るのに必要なＣＲ時定数を発生するコン
デンサおよび抵抗である。この実施例の場合、コンデン
サ２ａを１μＦ、抵抗２ｂを３．３ＭΩとして「３．３
秒」のＣＲ時定数としている。２ｃは、抵抗２ｄと直列
接続されるアナログスイッチである。アナログスイッチ
２ｃは、後述するＣＰＵ７からスイッチ信号ＳＣ１に応
じてオンオフ制御される。
【００１２】したがって、時定数回路２では、ＣＰＵ７
から供給されるスイッチ信号ＳＣ１によってアナログス
イッチ２ｃがオン設定されると、抵抗２ｄが抵抗２ｂに
並列接続されてＣＲ時定数を小さくする。本実施例で
は、抵抗２ｄを３３０ＫΩとしており、アナログスイッ
チ２ｃがオン設定された時には、ＣＲ時定数が「０．３
秒」となる。なお、こうした構成が意図するところにつ
いては後述する。
から供給されるスイッチ信号ＳＣ１によってアナログス
イッチ２ｃがオン設定されると、抵抗２ｄが抵抗２ｂに
並列接続されてＣＲ時定数を小さくする。本実施例で
は、抵抗２ｄを３３０ＫΩとしており、アナログスイッ
チ２ｃがオン設定された時には、ＣＲ時定数が「０．３
秒」となる。なお、こうした構成が意図するところにつ
いては後述する。
【００１３】３はＣＰＵ７から供給されるスイッチ信号
ＳＣ２に応じてオンオフ制御されるインストスイッチで
ある。インストスイッチ３は、記録中に心電波形がスケ
ールアウトした時にオン設定されるスイッチであり、こ
のスイッチがオンされることによって基線レベルを接地
レベルに戻す役割を担う。４は時定数回路２を経た心電
波形を所定レベルに増幅して出力するアンプ、５はこの
アンプ５にてレベル増幅された心電波形をＡ／Ｄ変換し
て出力するＡ／Ｄ変換器である。
ＳＣ２に応じてオンオフ制御されるインストスイッチで
ある。インストスイッチ３は、記録中に心電波形がスケ
ールアウトした時にオン設定されるスイッチであり、こ
のスイッチがオンされることによって基線レベルを接地
レベルに戻す役割を担う。４は時定数回路２を経た心電
波形を所定レベルに増幅して出力するアンプ、５はこの
アンプ５にてレベル増幅された心電波形をＡ／Ｄ変換し
て出力するＡ／Ｄ変換器である。
【００１４】６は測定スイッチであり、オン操作された
時にＣＰＵ７に対して計測開始を指示する。ＣＰＵ７
は、ＲＯＭおよびＲＡＭを内蔵するワンチップマイコン
であり、内蔵ＲＯＭ（図示略）に記憶される計測プログ
ラムに基づき、Ａ／Ｄ変換器５から出力される心電波形
データを外部ＲＡＭ８に記憶する一方、心電波形データ
の値に応じて上述した感度制御信号Ｓ、スイッチ信号Ｓ
Ｃ１，ＳＣ２を発生する。また、ＣＰＵ７は、計測した
心電波形データをＦＳＫ変調したトーン信号を発生す
る。このトーン信号は後段のアンプ９を介して増幅さ
れ、スピーカ１０より放音される。
時にＣＰＵ７に対して計測開始を指示する。ＣＰＵ７
は、ＲＯＭおよびＲＡＭを内蔵するワンチップマイコン
であり、内蔵ＲＯＭ（図示略）に記憶される計測プログ
ラムに基づき、Ａ／Ｄ変換器５から出力される心電波形
データを外部ＲＡＭ８に記憶する一方、心電波形データ
の値に応じて上述した感度制御信号Ｓ、スイッチ信号Ｓ
Ｃ１，ＳＣ２を発生する。また、ＣＰＵ７は、計測した
心電波形データをＦＳＫ変調したトーン信号を発生す
る。このトーン信号は後段のアンプ９を介して増幅さ
れ、スピーカ１０より放音される。
【００１５】ところで、スピーカ１０より放音されるト
ーン信号を、例えば電話機を用いて病院等の医療機関へ
送出すれば、医療機関側がこれを復調記録することによ
って、心電図を用いた遠隔治療あるいは在宅診療を行う
ことが可能になる。また、スピーカ１０よりトーン信号
を音響出力する態様に替えて、心電波形データをＦＳＫ
変調したトーン信号を直接的に回線出力するようにして
も良い。この場合、アンプ９，スピーカ１０に替えてＣ
ＰＵ７の制御の下に通信制御するモデムを備えれば良
い。
ーン信号を、例えば電話機を用いて病院等の医療機関へ
送出すれば、医療機関側がこれを復調記録することによ
って、心電図を用いた遠隔治療あるいは在宅診療を行う
ことが可能になる。また、スピーカ１０よりトーン信号
を音響出力する態様に替えて、心電波形データをＦＳＫ
変調したトーン信号を直接的に回線出力するようにして
も良い。この場合、アンプ９，スピーカ１０に替えてＣ
ＰＵ７の制御の下に通信制御するモデムを備えれば良
い。
【００１６】Ｂ．実施例の動作 次に、上記構成による実施例の動作について説明する。
まず、電極Ｔ１，Ｔ２を身体の所定箇所にセットした
後、本実施例による携帯型心電計の電源を投入して測定
スイッチ６をオン操作すると、ＣＰＵ７は当該スイッチ
６のオン時点から感度設定期間であると見做し、最初に
デフォルトの増幅率を指定する感度制御信号Ｓを発生し
て差動増幅器１に供給する。
まず、電極Ｔ１，Ｔ２を身体の所定箇所にセットした
後、本実施例による携帯型心電計の電源を投入して測定
スイッチ６をオン操作すると、ＣＰＵ７は当該スイッチ
６のオン時点から感度設定期間であると見做し、最初に
デフォルトの増幅率を指定する感度制御信号Ｓを発生し
て差動増幅器１に供給する。
【００１７】差動増幅器１側では、与えられた感度制御
信号Ｓに応じた増幅率で電極Ｔ１，Ｔ２間の電位差に相
当する心電波形を出力する。差動増幅器１から出力され
る心電波形は、３．３秒のＣＲ時定数を持つ時定数回路
２を介することによって直流成分がカットされた後、所
定レベルに増幅され、さらにＡ／Ｄ変換されて心電波形
データとしてＣＰＵ７に取込まれる。ここで、心電波形
データが図２（イ）に示すように、適正な波形レベル、
つまり、波形の最大ピーク値と最少ピーク値との差が所
定範囲に収まれば、ＣＰＵ７は適正感度であると判断し
て心電波形データを外部ＲＡＭ８に順次記憶して行く。
信号Ｓに応じた増幅率で電極Ｔ１，Ｔ２間の電位差に相
当する心電波形を出力する。差動増幅器１から出力され
る心電波形は、３．３秒のＣＲ時定数を持つ時定数回路
２を介することによって直流成分がカットされた後、所
定レベルに増幅され、さらにＡ／Ｄ変換されて心電波形
データとしてＣＰＵ７に取込まれる。ここで、心電波形
データが図２（イ）に示すように、適正な波形レベル、
つまり、波形の最大ピーク値と最少ピーク値との差が所
定範囲に収まれば、ＣＰＵ７は適正感度であると判断し
て心電波形データを外部ＲＡＭ８に順次記憶して行く。
【００１８】一方、感度設定期間において、図２（ロ）
に示すように、心電波形に超低周波成分である基線動揺
ＢＤがあると、３．３秒のＣＲ時定数を持つ時定数回路
２では、この超低周波成分をカットすることができず、
これがそのままレベル増幅された後にＡ／Ｄ変換されて
心電波形データとしてＣＰＵ７に入力される。この場
合、ＣＰＵ７では、波形の最大ピーク値と最少ピーク値
との差が所定範囲を超えることを検出する。すると、Ｃ
ＰＵ７では、まず最初に基線動揺ＢＤを起こす超低周波
成分を除去すべく、アナログスイッチ２ｃをオン設定す
るスイッチ信号ＳＣ１を発生する。
に示すように、心電波形に超低周波成分である基線動揺
ＢＤがあると、３．３秒のＣＲ時定数を持つ時定数回路
２では、この超低周波成分をカットすることができず、
これがそのままレベル増幅された後にＡ／Ｄ変換されて
心電波形データとしてＣＰＵ７に入力される。この場
合、ＣＰＵ７では、波形の最大ピーク値と最少ピーク値
との差が所定範囲を超えることを検出する。すると、Ｃ
ＰＵ７では、まず最初に基線動揺ＢＤを起こす超低周波
成分を除去すべく、アナログスイッチ２ｃをオン設定す
るスイッチ信号ＳＣ１を発生する。
【００１９】さて、アナログスイッチ２ｃがオン設定さ
れると、時定数回路２では、抵抗２ｄと抵抗２ｂとが並
列接続されてＣＲ時定数が小さくなる。これにより、時
定数回路２は、図２（ハ）に示すように、基線動揺ＢＤ
を起こす超低周波成分が除去された心電波形を出力す
る。そして、ＣＰＵ７では、この基線動揺ＢＤが除去さ
れた心電波形データに基づき、波形の最大ピーク値と最
少ピーク値との差が所定範囲に収めるべく、対応する増
幅制御信号Ｓを発生して差動増幅器１に供給し、最適な
感度を設定する。
れると、時定数回路２では、抵抗２ｄと抵抗２ｂとが並
列接続されてＣＲ時定数が小さくなる。これにより、時
定数回路２は、図２（ハ）に示すように、基線動揺ＢＤ
を起こす超低周波成分が除去された心電波形を出力す
る。そして、ＣＰＵ７では、この基線動揺ＢＤが除去さ
れた心電波形データに基づき、波形の最大ピーク値と最
少ピーク値との差が所定範囲に収めるべく、対応する増
幅制御信号Ｓを発生して差動増幅器１に供給し、最適な
感度を設定する。
【００２０】こうして最適感度が設定されてから一定時
間経過後、ＣＰＵ７は一旦、アナログスイッチ２ｃをオ
フ設定するスイッチ信号ＳＣ１を出力して時定数回路２
のＣＲ時定数を元の３．３秒に戻す。この時、電極Ｔ
１，Ｔ２と皮膚との接触が電気的に安定して基線動揺Ｂ
Ｄが収まっていれば、既に差動増幅器１の増幅率は適正
な波形レベルを得るよう感度設定されているので、直ち
に診断に用いる適正な心電波形を記録することができ
る。
間経過後、ＣＰＵ７は一旦、アナログスイッチ２ｃをオ
フ設定するスイッチ信号ＳＣ１を出力して時定数回路２
のＣＲ時定数を元の３．３秒に戻す。この時、電極Ｔ
１，Ｔ２と皮膚との接触が電気的に安定して基線動揺Ｂ
Ｄが収まっていれば、既に差動増幅器１の増幅率は適正
な波形レベルを得るよう感度設定されているので、直ち
に診断に用いる適正な心電波形を記録することができ
る。
【００２１】ところで、一定時間経過後においても、電
極Ｔ１，Ｔ２と皮膚との接触が電気的に安定せず基線動
揺ＢＤが収束していない場合には、アナログスイッチ２
ｃをオフ設定した時点で心電波形がスケールアウトして
しまう。そうした場合、ＣＰＵ７はインストスイッチ３
をオフ設定するスイッチ信号ＳＣ２を発生し、心電波形
の基線レベルを接地レベルに戻し、感度設定を再度やり
直す。
極Ｔ１，Ｔ２と皮膚との接触が電気的に安定せず基線動
揺ＢＤが収束していない場合には、アナログスイッチ２
ｃをオフ設定した時点で心電波形がスケールアウトして
しまう。そうした場合、ＣＰＵ７はインストスイッチ３
をオフ設定するスイッチ信号ＳＣ２を発生し、心電波形
の基線レベルを接地レベルに戻し、感度設定を再度やり
直す。
【００２２】このように、本実施例では、心電波形に基
線動揺ＢＤを起こす超低周波成分（雑音）が重畳した時
には、時定数回路２のＣＲ時定数を小さくして当該回路
２をハイパスフィルタとして作用させて心電波形から基
線動揺ＢＤを除去した状態で、最適なダイナミックレン
ジを確保するよう感度設定する。そして、この後、基線
動揺ＢＤが収束していれば、最適なダイナミックレンジ
で直ちに診断に用いる適正な心電波形を記録する。
線動揺ＢＤを起こす超低周波成分（雑音）が重畳した時
には、時定数回路２のＣＲ時定数を小さくして当該回路
２をハイパスフィルタとして作用させて心電波形から基
線動揺ＢＤを除去した状態で、最適なダイナミックレン
ジを確保するよう感度設定する。そして、この後、基線
動揺ＢＤが収束していれば、最適なダイナミックレンジ
で直ちに診断に用いる適正な心電波形を記録する。
【００２３】なお、上述した実施例では、Ａ／Ｄ変換器
５の入力段までをアナログ信号として扱う一例について
説明したが、例えば、差動増幅器１の出力をＡ／Ｄ変換
してディジタル信号として扱う構成のものには、前述し
た時定数回路２をディジタルフィルタに替え、このディ
ジタルフィルタの係数をＣＰＵ７の指示により制御して
ノイズ除去する形態となる。この場合、ディジタルフィ
ルタとしては、基線動揺ＢＤを起こす超低周波成分や、
電源ハムおよびその高調波成分を除去する複数のバンド
幅を有するノッチフィルタ等が有効である。ノッチフィ
ルタは、ハードウェアで実現しても良いし、ＣＰＵ７で
実行処理されるソフトウェアで実現しても良い。
５の入力段までをアナログ信号として扱う一例について
説明したが、例えば、差動増幅器１の出力をＡ／Ｄ変換
してディジタル信号として扱う構成のものには、前述し
た時定数回路２をディジタルフィルタに替え、このディ
ジタルフィルタの係数をＣＰＵ７の指示により制御して
ノイズ除去する形態となる。この場合、ディジタルフィ
ルタとしては、基線動揺ＢＤを起こす超低周波成分や、
電源ハムおよびその高調波成分を除去する複数のバンド
幅を有するノッチフィルタ等が有効である。ノッチフィ
ルタは、ハードウェアで実現しても良いし、ＣＰＵ７で
実行処理されるソフトウェアで実現しても良い。
【００２４】
【発明の効果】本発明によれば、フィルタ手段の出力が
基線動揺すると、制御手段が前記フィルタ手段に所定の
遮断周波数特性を付与して基線動揺を除去すると共に、
当該基線動揺が除去された信号を最適なダイナミックレ
ンジで測定するよう差動増幅手段の増幅率を制御するの
で、基準電位の変動（基線動揺）の影響を取り除き、最
適な感度を設定することができる。
基線動揺すると、制御手段が前記フィルタ手段に所定の
遮断周波数特性を付与して基線動揺を除去すると共に、
当該基線動揺が除去された信号を最適なダイナミックレ
ンジで測定するよう差動増幅手段の増幅率を制御するの
で、基準電位の変動（基線動揺）の影響を取り除き、最
適な感度を設定することができる。
【図１】本発明による一実施例の構成を示すブロック図
である。
である。
【図２】同実施例および従来例を説明するための波形図
である。
である。
Ｔ１，Ｔ２ 電極 １ 差動増幅器（差動増幅手段） ２ 時定数回路（フィルタ手段） ３ インストスイッチ ４ アンプ ５ Ａ／Ｄ変換器 ６ 測定スイッチ ７ ＣＰＵ（制御手段） ８ 外部ＲＡＭ
Claims (3)
- 【請求項１】 ２入力の電位差に応じた出力信号を発生
して増幅出力する差動増幅手段と、 この差動増幅手段の出力信号の直流分を除去するフィル
タ手段と、 このフィルタ手段の出力が基線動揺する場合、前記フィ
ルタ手段に所定の遮断周波数特性を付与して基線動揺を
除去すると共に、当該基線動揺が除去された信号を最適
なダイナミックレンジで測定するよう前記差動増幅手段
の増幅率を制御する制御手段とを具備することを特徴と
する感度設定装置。 - 【請求項２】 身体に装着された２つの電極間の電位差
に応じた心電波形を発生して増幅出力する差動増幅手段
と、 この差動増幅手段から出力される心電波形の直流分を除
去するフィルタ手段と、 このフィルタ手段の出力が基線動揺する場合、前記フィ
ルタ手段の時定数を下げて基線動揺を除去し、当該基線
動揺が除去された心電波形を最適なダイナミックレンジ
で測定するよう前記差動増幅手段の増幅率を制御する制
御手段とを具備することを特徴とする感度設定装置を備
える心電計。 - 【請求項３】 前記制御手段は、心電波形の最大ピーク
値と最少ピーク値との差が所定範囲に収まるよう前記差
動増幅手段の増幅率を制御することを特徴とする請求項
２記載の感度設定装置を備える心電計。
Priority Applications (2)
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|---|---|---|---|
| JP10675896A JP3493890B2 (ja) | 1996-04-26 | 1996-04-26 | 感度設定装置および該装置を備える心電計 |
| US08/833,578 US5873838A (en) | 1996-04-26 | 1997-04-07 | Sensitivity setting devices and electrocardiographs including the sensitivity setting devices |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10675896A JP3493890B2 (ja) | 1996-04-26 | 1996-04-26 | 感度設定装置および該装置を備える心電計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09289978A true JPH09289978A (ja) | 1997-11-11 |
| JP3493890B2 JP3493890B2 (ja) | 2004-02-03 |
Family
ID=14441822
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10675896A Expired - Fee Related JP3493890B2 (ja) | 1996-04-26 | 1996-04-26 | 感度設定装置および該装置を備える心電計 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5873838A (ja) |
| JP (1) | JP3493890B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006068145A1 (ja) * | 2004-12-22 | 2006-06-29 | Dainippon Sumitomo Pharma Co., Ltd | 心電図波形補正表示装置および心電図波形補正表示方法 |
| JP2010233861A (ja) * | 2009-03-31 | 2010-10-21 | Sanyo Electric Co Ltd | 椅子型マッサージ機 |
| JP2019072397A (ja) * | 2017-10-19 | 2019-05-16 | 株式会社村田製作所 | 生体信号測定装置、生体信号測定方法 |
Families Citing this family (7)
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|---|---|---|---|---|
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| US7236818B2 (en) * | 2001-10-12 | 2007-06-26 | Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. | Handheld interpreting electrocardiograph |
| US7727415B2 (en) * | 2004-12-20 | 2010-06-01 | Stella Chemifa Corporation | Fine treatment agent and fine treatment method using same |
| TW201129809A (en) * | 2010-02-25 | 2011-09-01 | Ind Tech Res Inst | Differential sensing system and method for using the same |
| US20150119765A1 (en) * | 2013-10-28 | 2015-04-30 | Jonathan Daniel Driscoll | Multi-Mode Massage Device Using Biofeedback |
| CN104880597A (zh) * | 2015-06-06 | 2015-09-02 | 内蒙古科技大学 | 一种基于可编程逻辑电路的微弱信号检测方法 |
| US10278602B2 (en) | 2016-06-22 | 2019-05-07 | General Electric Company | System and method for rapid ECG acquisition |
Family Cites Families (2)
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|---|---|---|---|---|
| US3927663A (en) * | 1974-05-02 | 1975-12-23 | Phsiological Electronics Corp | Method and apparatus for detecting cardiac arrhythmias |
| US4606352A (en) * | 1984-07-13 | 1986-08-19 | Purdue Research Foundation | Personal electrocardiogram monitor |
-
1996
- 1996-04-26 JP JP10675896A patent/JP3493890B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1997
- 1997-04-07 US US08/833,578 patent/US5873838A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006068145A1 (ja) * | 2004-12-22 | 2006-06-29 | Dainippon Sumitomo Pharma Co., Ltd | 心電図波形補正表示装置および心電図波形補正表示方法 |
| JP4830857B2 (ja) * | 2004-12-22 | 2011-12-07 | 日本光電工業株式会社 | 心電図波形表示装置、心電図波形処理プログラムおよび心電図波形表示方法 |
| US8103335B2 (en) | 2004-12-22 | 2012-01-24 | Nihon Kohden Corporation | Cardiogram waveform correcting and displaying device and a method of correcting and displaying cardiogram waveforms |
| JP2010233861A (ja) * | 2009-03-31 | 2010-10-21 | Sanyo Electric Co Ltd | 椅子型マッサージ機 |
| JP2019072397A (ja) * | 2017-10-19 | 2019-05-16 | 株式会社村田製作所 | 生体信号測定装置、生体信号測定方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3493890B2 (ja) | 2004-02-03 |
| US5873838A (en) | 1999-02-23 |
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