JPS58183140A - 携帯用長時間心電図記録装置 - Google Patents
携帯用長時間心電図記録装置Info
- Publication number
- JPS58183140A JPS58183140A JP57066265A JP6626582A JPS58183140A JP S58183140 A JPS58183140 A JP S58183140A JP 57066265 A JP57066265 A JP 57066265A JP 6626582 A JP6626582 A JP 6626582A JP S58183140 A JPS58183140 A JP S58183140A
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- JP
- Japan
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- electrocardiogram
- data
- signal
- converter
- audio
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- 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】
tl)発明の属する技術分野
この発明は、携帯用長時間心電図記録に&置に関する。
(2)発明の技術的背景及びその問題点年々増卯する一
方の成人病の中で、心臓疾患の占める割合が大きく、癌
と共に死亡原因の1位。
方の成人病の中で、心臓疾患の占める割合が大きく、癌
と共に死亡原因の1位。
2位を争おうとしている。その中でも特に虚血性心疾患
の増7J11は着しるしく、この傾向は当分続くものと
惑われる〕 心臓疾患は、治療方法が完全でないこともあるが、それ
以上に早期発明がなされないまま、自覚症状又は病院等
の検査で病気が発覚した時には、既に病状がかなり悪化
しており、手遅れの場合が非常に多い。
の増7J11は着しるしく、この傾向は当分続くものと
惑われる〕 心臓疾患は、治療方法が完全でないこともあるが、それ
以上に早期発明がなされないまま、自覚症状又は病院等
の検査で病気が発覚した時には、既に病状がかなり悪化
しており、手遅れの場合が非常に多い。
従って、早期発見及び診断のために、病院外での日常生
活に於ける動的状態での検査が必豊となる。飼えば、患
者は、労作時又は夜間を通して長時間連続して心電図を
記録する。医師等はこの記録内容から再生された心4図
を解析し、心1疾患特に虚血性心疾患の早期発見及び診
断を行う・従来、このような目的での長時間心電図記録
装置は、例えば特公昭42−14386号公報に示され
る□ように、身体に取シ付けられ九蝋極が接続する増幅
器と、この増幅器からの信号を記録するIII図に示す
ようなアナログ磁気テープ記録装置とから構成される。
活に於ける動的状態での検査が必豊となる。飼えば、患
者は、労作時又は夜間を通して長時間連続して心電図を
記録する。医師等はこの記録内容から再生された心4図
を解析し、心1疾患特に虚血性心疾患の早期発見及び診
断を行う・従来、このような目的での長時間心電図記録
装置は、例えば特公昭42−14386号公報に示され
る□ように、身体に取シ付けられ九蝋極が接続する増幅
器と、この増幅器からの信号を記録するIII図に示す
ようなアナログ磁気テープ記録装置とから構成される。
この長時間心電図記録装置は、再生解析装置よりもはる
かに小型であり、身につけることも可能となった。しか
し、アナログ磁気テープ記録装置を使用しているため、
4つの欠点があった。第1に、小型化に限界があること
。1iX2に。
かに小型であり、身につけることも可能となった。しか
し、アナログ磁気テープ記録装置を使用しているため、
4つの欠点があった。第1に、小型化に限界があること
。1iX2に。
テープ駆動機構は、メカニカルな構成なので、安定性・
耐久性に欠けていたこと。第3に、アナログ磁気テープ
は、信号雑音比(8A>が良くないこと。$4に、デー
タの再生時に任意の再生速度全実現することが容易でな
いことである。
耐久性に欠けていたこと。第3に、アナログ磁気テープ
は、信号雑音比(8A>が良くないこと。$4に、デー
タの再生時に任意の再生速度全実現することが容易でな
いことである。
(3)発明の目的
この発明は以上の欠点を除去し、小型・軽緻で信号雑音
比が良く、しかも診断に適した情報をも記録しうる携帯
用長時間心電図記録装置を提供することを目的とする。
比が良く、しかも診断に適した情報をも記録しうる携帯
用長時間心電図記録装置を提供することを目的とする。
(4)発明の概普
この発明は、アナログ皺である心電図信号及び患者が異
常を訴える音声を記録情報として扱い、ディジタル緻に
変換後、このディジタル量テある心電図信号に便号処理
を施してからメモリ部に記憶させるという携帯用長時間
心電図記録装置を提供するものである。ここで、信号処
理とは、データの圧縮を指す。
常を訴える音声を記録情報として扱い、ディジタル緻に
変換後、このディジタル量テある心電図信号に便号処理
を施してからメモリ部に記憶させるという携帯用長時間
心電図記録装置を提供するものである。ここで、信号処
理とは、データの圧縮を指す。
(5)発明の効果
この発明においては、ディジタル鎗を扱うためtjll
全体からメカニカルな部分が取り除かれ一子化されるの
で、心電図記録装置は、従来に比して小型化され、雀鴫
力化、安定性・耐久性が向上する。又、記録情報をメモ
リ部に記憶する以前に、データの圧縮を行うので、容置
の少ないメモリ部に大量のデータを記憶させることが=
iJ能となる。
全体からメカニカルな部分が取り除かれ一子化されるの
で、心電図記録装置は、従来に比して小型化され、雀鴫
力化、安定性・耐久性が向上する。又、記録情報をメモ
リ部に記憶する以前に、データの圧縮を行うので、容置
の少ないメモリ部に大量のデータを記憶させることが=
iJ能となる。
更に、異常を訴える患者の音声が記録されているので、
心電図という客観的情報と、患者の音声といつ主観的情
報とが、医師寺による診断に用いられるので、診断のF
f1度が上昇する。患者の声が、このような効果を有す
ることは、一般に名医と呼ばれる医師が問診により病気
の全貌をつかむことからもわかる。更に、患者が跨痛を
訴えた声が記録された時の心電図信号だけを任意に取り
出し。
心電図という客観的情報と、患者の音声といつ主観的情
報とが、医師寺による診断に用いられるので、診断のF
f1度が上昇する。患者の声が、このような効果を有す
ることは、一般に名医と呼ばれる医師が問診により病気
の全貌をつかむことからもわかる。更に、患者が跨痛を
訴えた声が記録された時の心電図信号だけを任意に取り
出し。
分析することもで縛るので、最低限の情報で有効な情報
を得ることもできる。
を得ることもできる。
16)発明の実施例
次に、この発明の一実施例を図面に基づいて説明する。
第2図に示すように、この実施例での携帯用長時間心電
図記録装置ゆ本体は、カセット以下の大きさであり、こ
れに3つの心電図4極(2)が取り付けられている。こ
れらの3つの心電図電極@は奥書の胸壁に取り付けられ
、心臓の筋肉の収縮に伴う起電力を心電図信号として探
知する。そして、3つの心電図電極器は、この心電図信
号を、心電図記録装置りに送出する。心電図記録11i
111Jには、記録専用のディジタルメモリーが設けら
れ、これに心電図電極@からの電気信号に基づくデータ
を記録する。また音声を電気信号に変換するマイクロホ
ン′、囮からの患者の訴え等の電気信号もスイッチ(4
1)を閉じている関心電図信号と同amにゲインタルメ
モリにデータとして記録される。このようなデータは病
院等に設けられた再生解析装置において、高速再生され
、医師等の診断資料とする1゜この実施例では、メモリ
部として5磁気バブルメモリを用いる。磁気バブルメモ
リは、小型カセット化されており1通常市販されている
ものでもコンパクトカセットに比べその大きさは半分以
下である。
図記録装置ゆ本体は、カセット以下の大きさであり、こ
れに3つの心電図4極(2)が取り付けられている。こ
れらの3つの心電図電極@は奥書の胸壁に取り付けられ
、心臓の筋肉の収縮に伴う起電力を心電図信号として探
知する。そして、3つの心電図電極器は、この心電図信
号を、心電図記録装置りに送出する。心電図記録11i
111Jには、記録専用のディジタルメモリーが設けら
れ、これに心電図電極@からの電気信号に基づくデータ
を記録する。また音声を電気信号に変換するマイクロホ
ン′、囮からの患者の訴え等の電気信号もスイッチ(4
1)を閉じている関心電図信号と同amにゲインタルメ
モリにデータとして記録される。このようなデータは病
院等に設けられた再生解析装置において、高速再生され
、医師等の診断資料とする1゜この実施例では、メモリ
部として5磁気バブルメモリを用いる。磁気バブルメモ
リは、小型カセット化されており1通常市販されている
ものでもコンパクトカセットに比べその大きさは半分以
下である。
さて、第3図に示すように心電図記録装置りは。
心電図増幅器(Jl)、プログラマブルゲイノアンプ(
、)la ) 、 VD変換器(()、マイクロプロ
セッ7/グユニット(以下MPUと略す)(33)、リ
ード・オンリー・メモリ(以’F FLOMと略す)
(34)、ランダム・アクセス・メモリ(以下軸と略す
)(35)、磁気バブルメモリ(、fi) 、キーボー
ド(37)、タイマー(側)、入出力インターフェース
(以T Iloと略す)(39)、心電図電極(’2a
) 、 (22b ) 、 czc ) 及びマイ
ク0 ホ7(4Q)。
、)la ) 、 VD変換器(()、マイクロプロ
セッ7/グユニット(以下MPUと略す)(33)、リ
ード・オンリー・メモリ(以’F FLOMと略す)
(34)、ランダム・アクセス・メモリ(以下軸と略す
)(35)、磁気バブルメモリ(、fi) 、キーボー
ド(37)、タイマー(側)、入出力インターフェース
(以T Iloと略す)(39)、心電図電極(’2a
) 、 (22b ) 、 czc ) 及びマイ
ク0 ホ7(4Q)。
スイッチ(41)とから構成されている。ここで特許請
求の範囲でいう信号処理手段は、MPU (d3)を中
心とする信号処I4糸で、音声電気変換器とはマイクロ
ホン(40)であるっ又、心電図電極@以外は、カセッ
ト以下の大きさにまとめられている。
求の範囲でいう信号処理手段は、MPU (d3)を中
心とする信号処I4糸で、音声電気変換器とはマイクロ
ホン(40)であるっ又、心電図電極@以外は、カセッ
ト以下の大きさにまとめられている。
3つの心砿図電檜(228) 、 (四〇へ−りからの
信号は心1を増幅幅器(,31)K供給される。この心
電図増幅器(、)1)の出力は、プログラマブルゲイ/
アップ(31a)に供給される。このプログラマブルゲ
イ7アンプ(31a )の出力はAID変換器02)に
供給される。
信号は心1を増幅幅器(,31)K供給される。この心
電図増幅器(、)1)の出力は、プログラマブルゲイ/
アップ(31a)に供給される。このプログラマブルゲ
イ7アンプ(31a )の出力はAID変換器02)に
供給される。
い変換器(、ゼ)の出力は、MPU (33) t−中
心とする処理系に供給される。このMPU C33)を
中心とする処理系は、MPU(33) 、ROIV((
34) 、 RAM伽)、磁気バブルメモリ(あ)、キ
ーボード(37) 、タイマー(3i4) 、 I/勺
(39)とから構成される。
心とする処理系に供給される。このMPU C33)を
中心とする処理系は、MPU(33) 、ROIV((
34) 、 RAM伽)、磁気バブルメモリ(あ)、キ
ーボード(37) 、タイマー(3i4) 、 I/勺
(39)とから構成される。
心電図電極(22a)、 (22b)、 (′22c)
により検出された一気信号は、心電図増幅器(31)に
より差を取られる。
により検出された一気信号は、心電図増幅器(31)に
より差を取られる。
心1図増幅器(31)は差動増幅器であり、′心罐図鑞
極(22n )からの信号を基準とした心電図1m(4
a)と(22C)とからの電気信号が心電図増幅器(J
l)のマイナス端子とプラス端子とに入力する。結局、
この2信号の差は心臓の動自に応じた信号である。しか
し、この信号は、振動及び体動により低周波ノイズを有
することが多い。又、この信号は生体信号であるため非
常に微弱である。このため増幅することfJsMましい
が、低周波ノイズをきむので、健らに増幅することは好
tしくなI/10−f:nで・ プログラマブルゲイ/
アップ(Jla)でゲインは初期設定してお傘、データ
処理の段階でフィートノくツクをかけ、ゲインを調節す
る。
極(22n )からの信号を基準とした心電図1m(4
a)と(22C)とからの電気信号が心電図増幅器(J
l)のマイナス端子とプラス端子とに入力する。結局、
この2信号の差は心臓の動自に応じた信号である。しか
し、この信号は、振動及び体動により低周波ノイズを有
することが多い。又、この信号は生体信号であるため非
常に微弱である。このため増幅することfJsMましい
が、低周波ノイズをきむので、健らに増幅することは好
tしくなI/10−f:nで・ プログラマブルゲイ/
アップ(Jla)でゲインは初期設定してお傘、データ
処理の段階でフィートノくツクをかけ、ゲインを調節す
る。
このように増1編された一気信号は、い変換器(:+2
)でディジタルデータに変換されてMPU (G)の
パスラインに乗る。
)でディジタルデータに変換されてMPU (G)の
パスラインに乗る。
44図に示すように、MPU (、G)はい変換a(、
(2)からのデータを簡M(あ)に収集していくつル届
(あ)にある種度データがたまったならデータから雑音
を取り除く過程に移る。ここでは体動及び振動による1
5 Hz以下の低周波成分の除去と、50)(Z又は6
0Hzの4#による影響の除去とが主目的である。
(2)からのデータを簡M(あ)に収集していくつル届
(あ)にある種度データがたまったならデータから雑音
を取り除く過程に移る。ここでは体動及び振動による1
5 Hz以下の低周波成分の除去と、50)(Z又は6
0Hzの4#による影響の除去とが主目的である。
この過程で雑音全除去した後、プログラマブルゲイ/ア
ップ(Jla)でのゲインが適切であったかどうかをチ
tツクする。適切である場合には、そのままデータ収集
は続けられる。しかしゲイン設定が適切でない場合には
、Ilo (j9)を介してプログラマブルゲイ/アッ
プ(jl)でのゲインを再設定rる。これにより、信号
のS/N比が心4図の振幅に左右されることなく、ある
一定値以上に確保されるO ここまでの段階で、心電図データは雑音は除去され、信
号のい比も望ましい値にされた。しかし、このデータは
、このままでは、非常にに長であり、記憶容量としても
かなりの量になる。それで、この発明においてはこの収
集されたデータを心電図不整−脈解析に最小限必要な量
に圧縮する。
ップ(Jla)でのゲインが適切であったかどうかをチ
tツクする。適切である場合には、そのままデータ収集
は続けられる。しかしゲイン設定が適切でない場合には
、Ilo (j9)を介してプログラマブルゲイ/アッ
プ(jl)でのゲインを再設定rる。これにより、信号
のS/N比が心4図の振幅に左右されることなく、ある
一定値以上に確保されるO ここまでの段階で、心電図データは雑音は除去され、信
号のい比も望ましい値にされた。しかし、このデータは
、このままでは、非常にに長であり、記憶容量としても
かなりの量になる。それで、この発明においてはこの収
集されたデータを心電図不整−脈解析に最小限必要な量
に圧縮する。
この実施例では、AZT ’B C(AInp l i
t ude−zone Tjme−gpoch Co
ding )というデータ圧縮のひとつの手法を用いる
。このAZTgCは、 a preprocessin
g progranfor real −(Ime g
CQ rhyLhm analysts (l71Bi
、T(B(1gRoomed 、gng、1s; P
P128〜12’j 、 1968)に示さnているが
、ここでは、第5図を用いて費点を説明する。
t ude−zone Tjme−gpoch Co
ding )というデータ圧縮のひとつの手法を用いる
。このAZTgCは、 a preprocessin
g progranfor real −(Ime g
CQ rhyLhm analysts (l71Bi
、T(B(1gRoomed 、gng、1s; P
P128〜12’j 、 1968)に示さnているが
、ここでは、第5図を用いて費点を説明する。
心電図波形は、45図ab間、 bc間、 de間のよ
うに直線波形部分が多い。従来は、このような部分であ
っても、サンプリングレートに応じたドツトとして認識
していた。この実施例で用いるAZ r j3cでは、
直線波形部分に対してこの直線部分のデータの起薇、終
褪及びその期間のみを配憶データとし、゛C昧用rるの
でああ。5g5図のabl団護)0間は、磁気と起点と
の振幅方向の差の+iと時間の差/fi 。
うに直線波形部分が多い。従来は、このような部分であ
っても、サンプリングレートに応じたドツトとして認識
していた。この実施例で用いるAZ r j3cでは、
直線波形部分に対してこの直線部分のデータの起薇、終
褪及びその期間のみを配憶データとし、゛C昧用rるの
でああ。5g5図のabl団護)0間は、磁気と起点と
の振幅方向の差の+iと時間の差/fi 。
de間のように平坦な部分は、 de間の時間差と振幅
ガ同の平均イ直とを採用する。このようなλZICによ
るとデータは加分の1程度に圧縮される。圧怖すn タ
f−夕は、磁気バブルメモリ(あ)に記憶される。以上
の動作は、指定された記憶時間、例えば屑時間反01さ
れる0 記憶されるデータ量を見積ると。
ガ同の平均イ直とを採用する。このようなλZICによ
るとデータは加分の1程度に圧縮される。圧怖すn タ
f−夕は、磁気バブルメモリ(あ)に記憶される。以上
の動作は、指定された記憶時間、例えば屑時間反01さ
れる0 記憶されるデータ量を見積ると。
一タ記婦着= N X’i’ X K X i。
但し、N;1秒間の11ノフール赦。
T;記録時間、
K;データ圧縮率、
L;データ長、
であ匂。この実施例では400Hzのサンプリングレー
トで、24時間測定し、8ビツトのA/Df換器(S2
)を採用し、データ圧縮率は加分の1で、lデータは1
バイトなので、記憶容瀘は2Mバイト以Fとなる。これ
は、現在の技術水準からみて磁気バプルメモリ(j6)
にとってそれほど大きな記憶容量ではない。この磁気バ
ブルメモリ(あ)には、心′It図データに加えてプロ
グラマブルゲインアンプ(Jla )のゲイン、データ
収果時の雑音のレベル、キーボードC37)より入力さ
れる患者に関する情報、タイマー(、侶)より入力され
る記録時刻等も記録しつる。
トで、24時間測定し、8ビツトのA/Df換器(S2
)を採用し、データ圧縮率は加分の1で、lデータは1
バイトなので、記憶容瀘は2Mバイト以Fとなる。これ
は、現在の技術水準からみて磁気バプルメモリ(j6)
にとってそれほど大きな記憶容量ではない。この磁気バ
ブルメモリ(あ)には、心′It図データに加えてプロ
グラマブルゲインアンプ(Jla )のゲイン、データ
収果時の雑音のレベル、キーボードC37)より入力さ
れる患者に関する情報、タイマー(、侶)より入力され
る記録時刻等も記録しつる。
又、被測定患者は、苦痛等の訴えをしたい時にはスイッ
チ(41)をオン状態とし、マイクロホン(10)を介
して、これらの情報をも記録する。
チ(41)をオン状態とし、マイクロホン(10)を介
して、これらの情報をも記録する。
しかし、患者の苦痛の訴え等の音声もそのままではディ
ジタル量としての記憶容量がかなりの緻となるため、記
録再生にとって必豊最小限緻に圧縮することが望ましい
。本実施例では、例えば、トラムの大金さに関する情報
である%微パラメータを近似的に求めるものである。こ
れを第6図(a)乃主(e)に従って説明する。まず、
第6図(a)に示されるような音声人力があると、これ
に対し、以丁の信号処理をするために、ある窓1IJa
赦をかける、この窓@数の作用は、一種のサンプリング
であり、4N吋の一部を切り出し、第6図(I))のエ
ラに分離゛する。この1ぎ号の周波数分布を示したのが
嬉6図(C)である。この第6図(b) (C)に示さ
れる信号から1周波数スペクトラム包路線を近似する・
くラメータ直及び、音源パラメータ直の抽出を行うoJ
b図(d)に示される周波数スペクトラム包絡線を近似
するパラメータ値は、このスペクトラム包結線を1数系
で展開した際の展開係数である0従って、スペクトラム
包結線をそのままの情報で配溝するよりも、非常に少な
い情報量でよい。1#ノ(ラメータ埴は、第6図(e)
に示されるスペクトル微細構造としての音声のピッチ、
音声が有声であるか無声であるかを示す識別パラメータ
及び音声の強弱を表わすパラメータである。ここで、第
6図(C)に示される周波数分布曲線は、第6図(dJ
に示さnるスペクトラム包絡線と、第6図(e)に示さ
れるような周波数分布曲線からスペクトラム包結線を取
り除いたスペクトラム微細構造とに分けられるっこ/〕
スペクトラム黴l1ifIllI造は、音#を特性を反
映していることが一般的に知られている。従って、この
スペクトラム微細構造から音源としての情報を抽出−す
るのが望ましい。
ジタル量としての記憶容量がかなりの緻となるため、記
録再生にとって必豊最小限緻に圧縮することが望ましい
。本実施例では、例えば、トラムの大金さに関する情報
である%微パラメータを近似的に求めるものである。こ
れを第6図(a)乃主(e)に従って説明する。まず、
第6図(a)に示されるような音声人力があると、これ
に対し、以丁の信号処理をするために、ある窓1IJa
赦をかける、この窓@数の作用は、一種のサンプリング
であり、4N吋の一部を切り出し、第6図(I))のエ
ラに分離゛する。この1ぎ号の周波数分布を示したのが
嬉6図(C)である。この第6図(b) (C)に示さ
れる信号から1周波数スペクトラム包路線を近似する・
くラメータ直及び、音源パラメータ直の抽出を行うoJ
b図(d)に示される周波数スペクトラム包絡線を近似
するパラメータ値は、このスペクトラム包結線を1数系
で展開した際の展開係数である0従って、スペクトラム
包結線をそのままの情報で配溝するよりも、非常に少な
い情報量でよい。1#ノ(ラメータ埴は、第6図(e)
に示されるスペクトル微細構造としての音声のピッチ、
音声が有声であるか無声であるかを示す識別パラメータ
及び音声の強弱を表わすパラメータである。ここで、第
6図(C)に示される周波数分布曲線は、第6図(dJ
に示さnるスペクトラム包絡線と、第6図(e)に示さ
れるような周波数分布曲線からスペクトラム包結線を取
り除いたスペクトラム微細構造とに分けられるっこ/〕
スペクトラム黴l1ifIllI造は、音#を特性を反
映していることが一般的に知られている。従って、この
スペクトラム微細構造から音源としての情報を抽出−す
るのが望ましい。
このスペクトラム微細構造から抽出する情報は記録再生
時の音声合成を考慮して決定されろ。この実施例では音
声合成を、音声の特性に応じてインパルス又は、白色雑
音で行う。音声は、有声音及び無声音とに分けらnる。
時の音声合成を考慮して決定されろ。この実施例では音
声合成を、音声の特性に応じてインパルス又は、白色雑
音で行う。音声は、有声音及び無声音とに分けらnる。
有声音は、相似的な波の繰り返しが表われるのが特徴で
あり、この繰り返しの周波数は、基本周波数又はピッチ
周波数と呼ばれる。従って、有声音はピッチ周波数で繰
り返すインパルス系列で表す。一方、無声音は、その波
形がランタムであり白色雑音で表す。
あり、この繰り返しの周波数は、基本周波数又はピッチ
周波数と呼ばれる。従って、有声音はピッチ周波数で繰
り返すインパルス系列で表す。一方、無声音は、その波
形がランタムであり白色雑音で表す。
従って、f傷情報として必要なものは、BIII述のよ
うに、ピッチ周期、奮の強さ及び音声が有声か無声かを
識別する情報である。
うに、ピッチ周期、奮の強さ及び音声が有声か無声かを
識別する情報である。
以上のパタメータにより音声が少ないパタメータにより
表現される。例えば、音声スペクトラムの分布の変化は
、比較的緩やかであり、加乃至1m5ecの短時間では
、定常的な信号とみなすことができる。そこで、Jm
m e CFitI後の一定区間をフレームとして、フ
レーム毎にA+J述の・くラメータを抽出すると、各フ
レームが↓8ビットで表現され、従って2.4にビット
/秒に音声データが圧縮される。
表現される。例えば、音声スペクトラムの分布の変化は
、比較的緩やかであり、加乃至1m5ecの短時間では
、定常的な信号とみなすことができる。そこで、Jm
m e CFitI後の一定区間をフレームとして、フ
レーム毎にA+J述の・くラメータを抽出すると、各フ
レームが↓8ビットで表現され、従って2.4にビット
/秒に音声データが圧縮される。
さて、このようK L、てデータ圧縮される音声は常時
収果されるものでない。従って、データ圧縮された心電
図データとの時間的な対応関係を明確にして、磁気バル
ブメモリ(36)に記憶する必要がある。列えば、患者
等が苦痛を訴えるために、スーイノチ(−+1)を閉じ
ると、マイクロホン(40)から識別信号を送出する。
収果されるものでない。従って、データ圧縮された心電
図データとの時間的な対応関係を明確にして、磁気バル
ブメモリ(36)に記憶する必要がある。列えば、患者
等が苦痛を訴えるために、スーイノチ(−+1)を閉じ
ると、マイクロホン(40)から識別信号を送出する。
この11T号は、17勺を介して、パスラインvC供給
される。MPU(33)は、この識別信号を受けとると
、タイマー(、,8)の時間を絖み取りこの時間f−関
するデータと圧縮された音声データとを磁気バブルメモ
リ(ア)にd己1重する。この時間に関するデータ、と
音声データと9士、磁気バブルメモIJ (36)内虻
こ心電図信号と混在させてもよいし、独αに記憶させて
もよい。どららにしても、時間に′Aするデータを伴っ
た音声データは、他の心電図浦号と明確に区別しうるデ
ータである。
される。MPU(33)は、この識別信号を受けとると
、タイマー(、,8)の時間を絖み取りこの時間f−関
するデータと圧縮された音声データとを磁気バブルメモ
リ(ア)にd己1重する。この時間に関するデータ、と
音声データと9士、磁気バブルメモIJ (36)内虻
こ心電図信号と混在させてもよいし、独αに記憶させて
もよい。どららにしても、時間に′Aするデータを伴っ
た音声データは、他の心電図浦号と明確に区別しうるデ
ータである。
以上のような装置を取り付けた被#1定者である患者は
、指定された記録時間日常生活を続けながら測定を行う
と、この携帯用長時間心電図記録層[11シυを医師等
に提出する。この装置i3υは、再生解析装置(図示し
ない)に接続されて記録内容が再生され、#断される。
、指定された記録時間日常生活を続けながら測定を行う
と、この携帯用長時間心電図記録層[11シυを医師等
に提出する。この装置i3υは、再生解析装置(図示し
ない)に接続されて記録内容が再生され、#断される。
このとき、記録内容は、磁気バブルメモリ(,36)に
内蔵されたディジタルデータであるから、取り扱いが非
常に使利となる。例えば、再生解析装置への読み込みが
高速にでき、任意の時刻の記録を再生するランダムアク
セスが非常に容易に出来る。即ち、システム応答性が着
しく改善される。データはその8Aが非常に良いばかり
でなく、増幅ゲインを常に適切に設定しているので再生
解析に都合が良い。更に、時間に開時の心電図信号のみ
再生解析すれば、データ数もそれ程多くないので、非常
に短時間で患者等が自覚症状を有する時の情報が得られ
る。
内蔵されたディジタルデータであるから、取り扱いが非
常に使利となる。例えば、再生解析装置への読み込みが
高速にでき、任意の時刻の記録を再生するランダムアク
セスが非常に容易に出来る。即ち、システム応答性が着
しく改善される。データはその8Aが非常に良いばかり
でなく、増幅ゲインを常に適切に設定しているので再生
解析に都合が良い。更に、時間に開時の心電図信号のみ
再生解析すれば、データ数もそれ程多くないので、非常
に短時間で患者等が自覚症状を有する時の情報が得られ
る。
以上、一実施例を詳述したが、必ずしもこれに拘束され
ない0例えば第7図に示すLうに、携帯用長時関心4図
記録釦[υから心域図IK極にa)。
ない0例えば第7図に示すLうに、携帯用長時関心4図
記録釦[υから心域図IK極にa)。
(22b ) 、 (Zc )と心鴫図増幅器(Jl)
を切り離し、これらに送信回路(51)を付加したもの
だけを人体VC取り付けてもよい。このとき、残りの記
録1otaには、受信回路(&)t−付加し心電図越極
にa)、にb)。
を切り離し、これらに送信回路(51)を付加したもの
だけを人体VC取り付けてもよい。このとき、残りの記
録1otaには、受信回路(&)t−付加し心電図越極
にa)、にb)。
C,2C)側と無線でつなぐ。このようにした時には、
人体に4!9付ける部分は、従来の11極とほぼ四根度
の大きさであり、心電図t1極(z2a ) 、 (2
2b )、 (Z2c )と心電増幅@ ! C,11
)を接続するリード線が工費になるので被測定者にとっ
て更に使いやすいものとなる。
人体に4!9付ける部分は、従来の11極とほぼ四根度
の大きさであり、心電図t1極(z2a ) 、 (2
2b )、 (Z2c )と心電増幅@ ! C,11
)を接続するリード線が工費になるので被測定者にとっ
て更に使いやすいものとなる。
又、前述の実施例中、磁気バブルメモIJ (j6)は
カセット式にして、再生解析時には本体からこの磁気バ
ブルメモリ(あ)を取りはずし、再生解析装置に接^き
せることもできる。
カセット式にして、再生解析時には本体からこの磁気バ
ブルメモリ(あ)を取りはずし、再生解析装置に接^き
せることもできる。
83図のプログラマブルゲインアンプ(jla)も負4
11114iX回路を用いて、フィードバックインピー
ダンスをVO(、i9)からの信号により変化させても
よい0 以L、本発明の趣旨を逸脱しない限りでのような変形も
本発明に含まれることは当然である。
11114iX回路を用いて、フィードバックインピー
ダンスをVO(、i9)からの信号により変化させても
よい0 以L、本発明の趣旨を逸脱しない限りでのような変形も
本発明に含まれることは当然である。
樵
第1図は、従来の携帯用心域図紀樺装置の斜視図、第2
図は1本発明の一実施例である携帯用長時間心電図記録
装置の取付を示す斜視図、83図は、同装置の構成を示
すブロック図、第4図は。 同装置内でのMPU(33)による処理のフローチャー
トを示す図、第5図は、人ZTgCを説明するための心
電図波形図、第6図は、音声信号の圧−を説明するため
の図、第7図は他の実施例を示すブロック図である。 (22a ) 、 (22b ) 、 (22C) ・
心域図域極、(Jla)・・・プログラマブルゲインア
ンプ、(、(2)・・・A/D変換器、 (あ)・・・MPU。 (あ)・磁気バブルメモリ。 (37)・・マイクロホン。 代理人 弁理士 則 近 憲 佑(ほか1名)第
1 図 第5図 ム 0L C 第6図 佑ノ 第 7 図 ?々
図は1本発明の一実施例である携帯用長時間心電図記録
装置の取付を示す斜視図、83図は、同装置の構成を示
すブロック図、第4図は。 同装置内でのMPU(33)による処理のフローチャー
トを示す図、第5図は、人ZTgCを説明するための心
電図波形図、第6図は、音声信号の圧−を説明するため
の図、第7図は他の実施例を示すブロック図である。 (22a ) 、 (22b ) 、 (22C) ・
心域図域極、(Jla)・・・プログラマブルゲインア
ンプ、(、(2)・・・A/D変換器、 (あ)・・・MPU。 (あ)・磁気バブルメモリ。 (37)・・マイクロホン。 代理人 弁理士 則 近 憲 佑(ほか1名)第
1 図 第5図 ム 0L C 第6図 佑ノ 第 7 図 ?々
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 (11心鑞図信号を取り出す心電図電極と、音声を電気
16号に変換する音声電気変換器と、この音声電気変換
器及び心成図鴫極からのアナログ信号をディジタル信号
に変換するの変換器と、このA/D変換器からのディジ
タル信号のデータ圧縮を行う信号処理手段と、この信号
処理手段からの出力を記憶させるメモリ部とを備えるこ
とを、%鑓とする携帯用長時関心4図記録装置。 (2)音声′電気変換器を、マイクロホンから構成する
ことを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の携帯用長
時間心蝋図紀録装置t。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57066265A JPS58183140A (ja) | 1982-04-22 | 1982-04-22 | 携帯用長時間心電図記録装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP57066265A JPS58183140A (ja) | 1982-04-22 | 1982-04-22 | 携帯用長時間心電図記録装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS58183140A true JPS58183140A (ja) | 1983-10-26 |
Family
ID=13310836
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP57066265A Pending JPS58183140A (ja) | 1982-04-22 | 1982-04-22 | 携帯用長時間心電図記録装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS58183140A (ja) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60103935A (ja) * | 1983-11-11 | 1985-06-08 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | 腕時計型心電計 |
JPS60103936A (ja) * | 1983-11-11 | 1985-06-08 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | 心電位記録装置 |
JPS60114234A (ja) * | 1983-11-10 | 1985-06-20 | ジル アツシエ | 心臓活動監視携帯装置 |
JPS60156436A (ja) * | 1984-01-25 | 1985-08-16 | 株式会社名古屋電元社 | 体表面電位記録計 |
-
1982
- 1982-04-22 JP JP57066265A patent/JPS58183140A/ja active Pending
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60114234A (ja) * | 1983-11-10 | 1985-06-20 | ジル アツシエ | 心臓活動監視携帯装置 |
JPH0463690B2 (ja) * | 1983-11-10 | 1992-10-12 | Atsushe Jiru | |
JPS60103935A (ja) * | 1983-11-11 | 1985-06-08 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | 腕時計型心電計 |
JPS60103936A (ja) * | 1983-11-11 | 1985-06-08 | セイコーインスツルメンツ株式会社 | 心電位記録装置 |
JPS60156436A (ja) * | 1984-01-25 | 1985-08-16 | 株式会社名古屋電元社 | 体表面電位記録計 |
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