JPS6132702Y2 - - Google Patents
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- JPS6132702Y2 JPS6132702Y2 JP1978151763U JP15176378U JPS6132702Y2 JP S6132702 Y2 JPS6132702 Y2 JP S6132702Y2 JP 1978151763 U JP1978151763 U JP 1978151763U JP 15176378 U JP15176378 U JP 15176378U JP S6132702 Y2 JPS6132702 Y2 JP S6132702Y2
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Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
- H03G—CONTROL OF AMPLIFICATION
- H03G3/00—Gain control in amplifiers or frequency changers
- H03G3/20—Automatic control
- H03G3/30—Automatic control in amplifiers having semiconductor devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/30—Input circuits therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/30—Input circuits therefor
- A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
- A61B5/308—Input circuits therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【考案の詳細な説明】
本考案は、例えば心起電力信号の振幅を自動的
に制御する装置に係る。
に制御する装置に係る。
例えば除細動器において、患者の胸に取付けら
れたパドル電極を介してパルス電流を放電すべく
トリガする前に、当該患者の心臓の動きを確認し
ておくことが必要である。そのためには、心臓の
動きを表わす心起電力（ECG）信号を一対のパ
ドル電極あるいはECG電極によつて収集し、そ
して該信号を単一チヤネルで増幅した後、オシロ
スコープのCRT等適当な表示装置によつて波形
を表示している。もし表示された波形によつて心
臓の動きが繊維性攣縮として知られる不規則な動
きであることが示されれば、除細動器を利用して
放電する。しかし、もし表示波形によつて心臓が
周期的に動いていることが示されるならば、他の
形式の蘇生手段が講じられる。各心拍に対する波
形には、振幅の異なる正および負の一連のピーク
が含まれる。
れたパドル電極を介してパルス電流を放電すべく
トリガする前に、当該患者の心臓の動きを確認し
ておくことが必要である。そのためには、心臓の
動きを表わす心起電力（ECG）信号を一対のパ
ドル電極あるいはECG電極によつて収集し、そ
して該信号を単一チヤネルで増幅した後、オシロ
スコープのCRT等適当な表示装置によつて波形
を表示している。もし表示された波形によつて心
臓の動きが繊維性攣縮として知られる不規則な動
きであることが示されれば、除細動器を利用して
放電する。しかし、もし表示波形によつて心臓が
周期的に動いていることが示されるならば、他の
形式の蘇生手段が講じられる。各心拍に対する波
形には、振幅の異なる正および負の一連のピーク
が含まれる。
除細動器が使用されるときの状態において、ピ
ーク・ピーク振幅の変化に対し、それ故に各周期
における信号の縦横比は、表示波形の分析を困難
あるいは不可能にしてしまうような大きな範囲で
急激に変化し得る。そのため実際上は、監視者に
とつて判断可能な限度内で波形比を維持するため
に、信号チヤネルの利得を調整することが必要で
ある。もしその利得調整が手動で行われるなら
ば、特に操作者が１人しかいない場合に、有効な
蘇生手順に遅れが生じかねない。そのため自動的
に利得を調整する回路を具えることが望ましい。
連続的に利得を調整するための負帰還を利用した
回路においては、心臓の動きを示す波形に歪が生
ずる。そしてこの歪は除細動器を患者監視用に使
用されるときに極めて不都合である。
ーク・ピーク振幅の変化に対し、それ故に各周期
における信号の縦横比は、表示波形の分析を困難
あるいは不可能にしてしまうような大きな範囲で
急激に変化し得る。そのため実際上は、監視者に
とつて判断可能な限度内で波形比を維持するため
に、信号チヤネルの利得を調整することが必要で
ある。もしその利得調整が手動で行われるなら
ば、特に操作者が１人しかいない場合に、有効な
蘇生手順に遅れが生じかねない。そのため自動的
に利得を調整する回路を具えることが望ましい。
連続的に利得を調整するための負帰還を利用した
回路においては、心臓の動きを示す波形に歪が生
ずる。そしてこの歪は除細動器を患者監視用に使
用されるときに極めて不都合である。
本考案は、例えば上述除細動器における欠点を
除去するためになされたもので、信号チヤネルの
利得を自動的に制御する装置を提供せんとするも
のである。本考案の一実施例によれば、まず、ほ
ぼ周期的で各周期にピークを有するECG信号を
受信してすべての信号ピークが同一極性となる出
力信号を発生する全波整流器から構成される。そ
して、この整流出力信号を受信するピーク検出器
の出力信号はスイツチング回路に供給され、該出
力信号のレベルが所定値になると信号チヤネルの
利得を段階的に減少させ、信号のレベルをすばや
く減衰させる。前記整流出力信号のレベルが前記
ピーク検出器の出力信号の所定分圧レベル以下の
状態が所定期間経過すると、前記ピーク検出器を
リセツトし、信号チヤネルの利得を最大あるいは
基準レベルに再設定させる手段より構成されてい
る。すなわち、信号チヤネルの利得を所定分圧レ
ベルごとに制御する。よつて、ECG信号の一周
期間において利得は変化しないため、波形の歪は
なく、安定な縦横比が観測することができる。さ
らに、本願考案の自動利得制御（AGC）回路
は、例えば、上述した除細動器の付勢信号を
ECG信号より得るために特に有効である。この
ような除細動器が必要な患者の心拍数は200パル
ス／分にも及ぶので、除細動器に用いられる
AGC回路では、ECG信号に対する利得の応答速
度を早めなければならない。従来の負帰還型
AGC回路を用いると、正確な付勢信号を観測す
ることが困難である。なぜならば、早い心拍数の
ECG信号の変化に正確に追随するように、AGC
回路内のコンデンサの放電時間を短くしなければ
ならないからである。そのため、ECG信号のＲ
波の次にＴ波が現われるまでに利得が増加してし
まい、Ｔ波が実際以上に台きく観測される。除細
動パルス発生の付勢はＲ波に同期させるのである
が、Ｔ波が実際以上に大振幅に観測されると、Ｔ
波とＲ波と誤つて検出してしまい、このタイミン
グで除細動パルスを発生してしまう可能性があ
る。これは患者の生命にとつて極めて危険であ
る。
除去するためになされたもので、信号チヤネルの
利得を自動的に制御する装置を提供せんとするも
のである。本考案の一実施例によれば、まず、ほ
ぼ周期的で各周期にピークを有するECG信号を
受信してすべての信号ピークが同一極性となる出
力信号を発生する全波整流器から構成される。そ
して、この整流出力信号を受信するピーク検出器
の出力信号はスイツチング回路に供給され、該出
力信号のレベルが所定値になると信号チヤネルの
利得を段階的に減少させ、信号のレベルをすばや
く減衰させる。前記整流出力信号のレベルが前記
ピーク検出器の出力信号の所定分圧レベル以下の
状態が所定期間経過すると、前記ピーク検出器を
リセツトし、信号チヤネルの利得を最大あるいは
基準レベルに再設定させる手段より構成されてい
る。すなわち、信号チヤネルの利得を所定分圧レ
ベルごとに制御する。よつて、ECG信号の一周
期間において利得は変化しないため、波形の歪は
なく、安定な縦横比が観測することができる。さ
らに、本願考案の自動利得制御（AGC）回路
は、例えば、上述した除細動器の付勢信号を
ECG信号より得るために特に有効である。この
ような除細動器が必要な患者の心拍数は200パル
ス／分にも及ぶので、除細動器に用いられる
AGC回路では、ECG信号に対する利得の応答速
度を早めなければならない。従来の負帰還型
AGC回路を用いると、正確な付勢信号を観測す
ることが困難である。なぜならば、早い心拍数の
ECG信号の変化に正確に追随するように、AGC
回路内のコンデンサの放電時間を短くしなければ
ならないからである。そのため、ECG信号のＲ
波の次にＴ波が現われるまでに利得が増加してし
まい、Ｔ波が実際以上に台きく観測される。除細
動パルス発生の付勢はＲ波に同期させるのである
が、Ｔ波が実際以上に大振幅に観測されると、Ｔ
波とＲ波と誤つて検出してしまい、このタイミン
グで除細動パルスを発生してしまう可能性があ
る。これは患者の生命にとつて極めて危険であ
る。
以下図面を用いて本考案を詳述する。
第１図は本考案の一実施例による自動利得制御
装置を利用した除細動器の回路図である。図にお
いて、パドル電極２および４によつて得られる
ECG信号の差動信号は結合回路６を介して変成
器１０の１次巻線８の両端に供給される。変成器
１０の２次巻線１２の両端に接続された検出器１
４は、一対の出力端子１６，１８を具えており、
その一方の端子１６は接地されている。同様に、
ECG電極２０および２２よつて得られるECG信
号の差動信号は結合回路２４を介して変成器２８
の１次巻線２６に供給されている。変成器２８の
２次巻線３０に接続された検出器３２は一対の出
力端子３４，３６を具えており、その一方の端子
３４は接地されている。端子１８および３６にお
ける信号は、前記差動信号に応じて接地に対して
正あるいは負の極性を有している。出力端子１８
あるいは出力端子３６が、スイツチS1によつて切
換えられて一定利得の増幅器３８に接続される。
増幅器３８の出力信号Ａは直列接続された２つの
抵抗器４０および４２を介して演算増幅器４４の
反転入力端子に供給れる。増幅器４４の非反転入
力端子は抵抗器４８を介して接地され、そしてそ
の反転入力端子と出力端子との間には可変抵抗器
４６が接続されている。従つて、増幅器４４によ
る増幅度は可変抵抗器４６によつて手動調整され
る。増幅器４４の出力信号Ｅは同期タイミング回
路５０に供給されると共に、増幅器５１を介して
CRT５４の一方の偏向板５２に供給されてい
る。他方の偏向板５６は接地されている。従つ
て、スイツチS1の切換えに応じて、両パドル電極
２，４あるいは両ECG電極２０，２２からECG
信号は上述した信号チヤネルを介して、同期タイ
ミング回路５０の入力端子およびCRT５４の偏
向板５２に印加される。
装置を利用した除細動器の回路図である。図にお
いて、パドル電極２および４によつて得られる
ECG信号の差動信号は結合回路６を介して変成
器１０の１次巻線８の両端に供給される。変成器
１０の２次巻線１２の両端に接続された検出器１
４は、一対の出力端子１６，１８を具えており、
その一方の端子１６は接地されている。同様に、
ECG電極２０および２２よつて得られるECG信
号の差動信号は結合回路２４を介して変成器２８
の１次巻線２６に供給されている。変成器２８の
２次巻線３０に接続された検出器３２は一対の出
力端子３４，３６を具えており、その一方の端子
３４は接地されている。端子１８および３６にお
ける信号は、前記差動信号に応じて接地に対して
正あるいは負の極性を有している。出力端子１８
あるいは出力端子３６が、スイツチS1によつて切
換えられて一定利得の増幅器３８に接続される。
増幅器３８の出力信号Ａは直列接続された２つの
抵抗器４０および４２を介して演算増幅器４４の
反転入力端子に供給れる。増幅器４４の非反転入
力端子は抵抗器４８を介して接地され、そしてそ
の反転入力端子と出力端子との間には可変抵抗器
４６が接続されている。従つて、増幅器４４によ
る増幅度は可変抵抗器４６によつて手動調整され
る。増幅器４４の出力信号Ｅは同期タイミング回
路５０に供給されると共に、増幅器５１を介して
CRT５４の一方の偏向板５２に供給されてい
る。他方の偏向板５６は接地されている。従つ
て、スイツチS1の切換えに応じて、両パドル電極
２，４あるいは両ECG電極２０，２２からECG
信号は上述した信号チヤネルを介して、同期タイ
ミング回路５０の入力端子およびCRT５４の偏
向板５２に印加される。
本装置では、信号チヤネルの利得あるいは増幅
度は点線で示したAGC回路５７によつて制御さ
れる。基本的には、両抵抗器４０，４２の共通接
続点４１と接地との間の抵抗値（等価的にその抵
抗値を有する抵抗器をＲとする）を変化せしめる
ことによつて行われる。この抵抗器Ｒと抵抗器４
０との分圧器によつて、増幅器３８の出力信号Ａ
は分圧制御されて増幅器４４に供給される。
度は点線で示したAGC回路５７によつて制御さ
れる。基本的には、両抵抗器４０，４２の共通接
続点４１と接地との間の抵抗値（等価的にその抵
抗値を有する抵抗器をＲとする）を変化せしめる
ことによつて行われる。この抵抗器Ｒと抵抗器４
０との分圧器によつて、増幅器３８の出力信号Ａ
は分圧制御されて増幅器４４に供給される。
一方増幅器３８の出力信号Ａは、常閉スイツチ
S2および常閉スイツチS3を介してAGC回路５７
の信号振幅検出器５８に供給される。検出器５８
は全波整流器、半波整流器，RMS検波器あるい
はその他の同等回路で成り、該検波器５８によつ
てECG信号におけるすべてのパルスが波形６０
にて図示する如く接地に対して同一極性を有する
出力信号Ｂとなつて、ピーク検出器６２に供給さ
れる。ピーク検出器６２は簡単化して表わしてあ
るが、その基本的な素子は検出器５８の出力端子
と接地との間に直列接続されたダイオード６４お
よびコンデンサ６６である。コンデンサ６６の両
端に現われるピーク電圧はピーク検出器６２の出
力信号Ｃとなり、比較器７０，７２および７４の
反転入力端子に供給される。４つの抵抗器７６，
７８，８０および８２が接地と負電圧（−12V）
源との間に直列接続されており、それぞれの共通
接続点は比較器７０，７２および７４のそれぞれ
の反転入力端子に接続されている。比較器７０，
７２，７４のそれぞれの非反転入力端子と出力端
子との間には、それぞれ抵抗器８４，８６，８８
が接続されており、そしてそれぞれの出力端子と
正電圧（＋6V）源との間には等しい値の抵抗器
９０，９２，９４が接続されている。常開スイツ
チ９６，９８，１００のそれぞれと抵抗器１０
４，１０６，１０８のそれぞれとの直列回路およ
び抵抗器１１２をバス１０２とバス１１０との間
に並列接続し、該バス１０２は常閉スイツチS4を
介して接地され、そして前記バス１１０は常閉ス
イツチS5を介して共通接続点４１に接続されてい
る。比較器７０，７２，７４のそれぞれの出力信
号はスイツチ９６，９８，１００の制御入力端子
に供給されている。
S2および常閉スイツチS3を介してAGC回路５７
の信号振幅検出器５８に供給される。検出器５８
は全波整流器、半波整流器，RMS検波器あるい
はその他の同等回路で成り、該検波器５８によつ
てECG信号におけるすべてのパルスが波形６０
にて図示する如く接地に対して同一極性を有する
出力信号Ｂとなつて、ピーク検出器６２に供給さ
れる。ピーク検出器６２は簡単化して表わしてあ
るが、その基本的な素子は検出器５８の出力端子
と接地との間に直列接続されたダイオード６４お
よびコンデンサ６６である。コンデンサ６６の両
端に現われるピーク電圧はピーク検出器６２の出
力信号Ｃとなり、比較器７０，７２および７４の
反転入力端子に供給される。４つの抵抗器７６，
７８，８０および８２が接地と負電圧（−12V）
源との間に直列接続されており、それぞれの共通
接続点は比較器７０，７２および７４のそれぞれ
の反転入力端子に接続されている。比較器７０，
７２，７４のそれぞれの非反転入力端子と出力端
子との間には、それぞれ抵抗器８４，８６，８８
が接続されており、そしてそれぞれの出力端子と
正電圧（＋6V）源との間には等しい値の抵抗器
９０，９２，９４が接続されている。常開スイツ
チ９６，９８，１００のそれぞれと抵抗器１０
４，１０６，１０８のそれぞれとの直列回路およ
び抵抗器１１２をバス１０２とバス１１０との間
に並列接続し、該バス１０２は常閉スイツチS4を
介して接地され、そして前記バス１１０は常閉ス
イツチS5を介して共通接続点４１に接続されてい
る。比較器７０，７２，７４のそれぞれの出力信
号はスイツチ９６，９８，１００の制御入力端子
に供給されている。
以下、所定時間ECG信号のピーク振幅が所定
分圧比によつて減じられた後、利得を変化せしめ
るように働く回路を示す。ピーク検出器６２の出
力端子６８は、２つの抵抗器１１４および１１６
が直列接続された分圧器を介して接地されてい
る。両抵抗器１１４，１１６の共通接続点は比較
器１１８の非反転入力端子に接続され、そしてそ
の反転入力端子は信号振幅検出器５８の出力端子
に接続され、またその出力端子はNPNトランジ
スタ１２０のベースに接続されている。トランジ
スタ１２０のコレクタは正電圧（＋12V）源に接
続され、そしてそのエミツタにアノードが接続さ
れたダイオード１２２のカソードはトランジスタ
１２８のベースに接続されると共にコンデンサ１
２６を介して接地され、そして抵抗器１２４を介
して負電圧（−6V）源に接続されている。トラ
ンジスタ１２８のコレクタ・エミツタはコンデン
サ６６に並列に接続されている。
分圧比によつて減じられた後、利得を変化せしめ
るように働く回路を示す。ピーク検出器６２の出
力端子６８は、２つの抵抗器１１４および１１６
が直列接続された分圧器を介して接地されてい
る。両抵抗器１１４，１１６の共通接続点は比較
器１１８の非反転入力端子に接続され、そしてそ
の反転入力端子は信号振幅検出器５８の出力端子
に接続され、またその出力端子はNPNトランジ
スタ１２０のベースに接続されている。トランジ
スタ１２０のコレクタは正電圧（＋12V）源に接
続され、そしてそのエミツタにアノードが接続さ
れたダイオード１２２のカソードはトランジスタ
１２８のベースに接続されると共にコンデンサ１
２６を介して接地され、そして抵抗器１２４を介
して負電圧（−6V）源に接続されている。トラ
ンジスタ１２８のコレクタ・エミツタはコンデン
サ６６に並列に接続されている。
動 作
第２図は第１図のピーク検出器６２の出力電圧
と信号チヤネルの利得との関係を示す線図であ
る。第３図は、第１図の回路における各部の信号
波形図である。第３図において、ベースラインは
接地電位を表わす。
と信号チヤネルの利得との関係を示す線図であ
る。第３図は、第１図の回路における各部の信号
波形図である。第３図において、ベースラインは
接地電位を表わす。
第１〜３図を参照する。増幅器３８の出力信号
Ａは、ピークP1〜P8を有するECG信号である。
信号Ａが常閉スイツチS2およびS3を介して全波整
流器でなる信号振幅検出器５８に供給されると、
その出力信号Ｂには前記ピークP1〜P8に対応した
負のピークP1′〜P8′が現われる。ピーク検出器６
２のコンデンサ６６は信号Ｂによつて充電され、
その充電電圧はほぼ信号Ｂの最高電圧に近い（波
形Ｃ参照）。従つて、信号ＢのピークP1′，P2′で
コンデンサ６６の両端電圧は負電圧V1V2に連続
してなる。ピークP3′およびP4′はピークP2′より小
さいので影響はないが、ピークP5′はピークP2′よ
り大きいのでコンデンサ６６は更に大きな負電圧
V5に充電される。コンデンサ６６の両端電圧を
表わすピーク検出器６２の出力信号Ｃは、当該回
路に漏れがない場合には実線、そして漏れがある
場合を点線で示している。
Ａは、ピークP1〜P8を有するECG信号である。
信号Ａが常閉スイツチS2およびS3を介して全波整
流器でなる信号振幅検出器５８に供給されると、
その出力信号Ｂには前記ピークP1〜P8に対応した
負のピークP1′〜P8′が現われる。ピーク検出器６
２のコンデンサ６６は信号Ｂによつて充電され、
その充電電圧はほぼ信号Ｂの最高電圧に近い（波
形Ｃ参照）。従つて、信号ＢのピークP1′，P2′で
コンデンサ６６の両端電圧は負電圧V1V2に連続
してなる。ピークP3′およびP4′はピークP2′より小
さいので影響はないが、ピークP5′はピークP2′よ
り大きいのでコンデンサ６６は更に大きな負電圧
V5に充電される。コンデンサ６６の両端電圧を
表わすピーク検出器６２の出力信号Ｃは、当該回
路に漏れがない場合には実線、そして漏れがある
場合を点線で示している。
スイツチ９６，９８および１００のすべてが開
放であるときは、共通接続点４１と接地との間の
等価な抵抗器Ｒは抵抗器１１２のみである。この
場合図線Ｄにて示す如く、信号チヤネルの利得は
最大利得g1となる。比較器７０，７２，７４のそ
れぞれの非反転入力端子の電位をそれぞれJ1，
J2，J3とる。従つて、ピーク検出器６２の出力信
号Ｃの電圧が前記電位J1，J2，J3を交差するのに
対応し、比較器７０，７２，７４の出力信号が順
次正となり、それに対応してスイツチ９６，９
８，１００がそれぞれ閉結せられる。従つて信号
Ｃが電位J1に到達すると、スイツチ９６が閉じて
抵抗器１０４が抵抗器１１２と並列に接続れる。
抵抗器Ｒの値は減じるので、抵抗器４０と該抵抗
器Ｒとの分圧比は小さくなり、信号チヤネルの利
得はg1からg2に減じる。また信号Ｃが電位J2に到
達するとスイツチ９８が閉じて、抵抗器１１２，
１０４，１０６が並列となり、信号チヤネルの利
得はg2からg3に減じる。更に信号Ｃが電位J3に到
達するとスイツチ１００が閉じて抵抗器１１２，
１０４，１０６，１０８が並列となり、信号チヤ
ネルの利得は最小のg4となる。このように信号コ
ンデンサが変化することにより、信号Ａのピーク
P1〜P6は、増幅器４の出力信号Ｅの如くピーク
P1″〜P6″となる。ここで、ピークP2″，P5″および
P6″は、ほぼ同一の所望振幅である。
放であるときは、共通接続点４１と接地との間の
等価な抵抗器Ｒは抵抗器１１２のみである。この
場合図線Ｄにて示す如く、信号チヤネルの利得は
最大利得g1となる。比較器７０，７２，７４のそ
れぞれの非反転入力端子の電位をそれぞれJ1，
J2，J3とる。従つて、ピーク検出器６２の出力信
号Ｃの電圧が前記電位J1，J2，J3を交差するのに
対応し、比較器７０，７２，７４の出力信号が順
次正となり、それに対応してスイツチ９６，９
８，１００がそれぞれ閉結せられる。従つて信号
Ｃが電位J1に到達すると、スイツチ９６が閉じて
抵抗器１０４が抵抗器１１２と並列に接続れる。
抵抗器Ｒの値は減じるので、抵抗器４０と該抵抗
器Ｒとの分圧比は小さくなり、信号チヤネルの利
得はg1からg2に減じる。また信号Ｃが電位J2に到
達するとスイツチ９８が閉じて、抵抗器１１２，
１０４，１０６が並列となり、信号チヤネルの利
得はg2からg3に減じる。更に信号Ｃが電位J3に到
達するとスイツチ１００が閉じて抵抗器１１２，
１０４，１０６，１０８が並列となり、信号チヤ
ネルの利得は最小のg4となる。このように信号コ
ンデンサが変化することにより、信号Ａのピーク
P1〜P6は、増幅器４の出力信号Ｅの如くピーク
P1″〜P6″となる。ここで、ピークP2″，P5″および
P6″は、ほぼ同一の所望振幅である。
抵抗器８４，８６および８８はの設置目的は、
スイツチ９６，９８，１００の閉，開のレベルが
異なるようにヒステリシスをもたせるためであ
る。すなわちこれらのスイツチはいつたん閉じた
ら、雑音等でピーク検出器６２の瞬間的な出力信
号のレベル低下があつても当該スイツチは影響を
受けない。またこのヒステリシス特性によつて、
コンデンサ６６に漏れがあつて信号Ｃが点線１２
９で示す如くレベル変化しても、比較器７０，７
２および７４の出力信号が低レベルとなることも
なく、且つスイツチ９６，９８，１００のうち閉
じているスイツチを開くことはない。
スイツチ９６，９８，１００の閉，開のレベルが
異なるようにヒステリシスをもたせるためであ
る。すなわちこれらのスイツチはいつたん閉じた
ら、雑音等でピーク検出器６２の瞬間的な出力信
号のレベル低下があつても当該スイツチは影響を
受けない。またこのヒステリシス特性によつて、
コンデンサ６６に漏れがあつて信号Ｃが点線１２
９で示す如くレベル変化しても、比較器７０，７
２および７４の出力信号が低レベルとなることも
なく、且つスイツチ９６，９８，１００のうち閉
じているスイツチを開くことはない。
上述した動作は連続したピークP2，P5およびP6
がそれぞれ先行ピークよりも大きいかあるいは同
程度の場合について述べたものである。しかしな
がら、信号ＡのピークP6に続くより小さなピーク
に対しては、そのピークが所望振幅を有するよう
に利得を増大する必要がある。これをなすため
に、ピーク検出器６２は次の如くリセツトされ
る。検出器５８の出力信号Ｂは、比較器１１８の
反転入力端子に供給される。ピーク検出器６２の
出力信号Ｃは、両抵抗器１１４，１１６によつて
分圧された信号C′となつた後比較器１１８の非
反転入力端子に供給されている。もし抵抗器１１
６の抵抗値が抵抗器１１４の２倍ならば、比較器
１１８の非反転入力端子には、信号Ｃの2/3の電
圧が供給される。信号Ｂのピークが信号C′より
も大きいときは必ず比較器１１８は同振幅の正パ
ルスを発生する。そのため、信号Ｂのピーク
P1′，P2′，P5′，P6′により、比較器１１８の出力
にふピークP1，P2，P5，P6を有する方形
波出力信号Ｆが発生する。信号Ｆはトランジスタ
１２０のベースに供給されているので、それらの
ピークによつて導通し、コンデンサ１２６が充電
される。コンデンサ１２６の両端電圧は信号Ｇで
表わされる。ピーク間において、信号Ｇの波形傾
斜部によつて示される如くコンデンサ１２６は放
電する。コンデンサ１２６の両端電圧が正電圧で
あれば、トランジスタ１２８はカツトオフにバイ
アスされたままである。しかし、検出器５８の出
力信号Ｂのピークが信号C′の電圧レベルより低
いときは、コンデンサ１２６は再充電されずに放
電し続ける。時間ｔ（例えば３秒）の終りにて示
す如くコンデンサ１２６が完全に放電すれば、ト
ランジスタ１２８が導通してコンデンサ６６が放
電するのでピーク検出器６２はリセツトされる。
つまり、一定時間ピークを見失なつたので、ピー
ク・レベルが低下したと見なし、増幅度を上げる
ためにAGC回路をリセツトするのである。これ
によつて、増幅度は所定値（ここでは最大値）に
上昇する。したがつて、コンデンサ６６は、検出
器５８の出力信号Ｂによつて再充電されるべく準
備され、ECG信号ＡのピークP7およびP8によつ
てコンデンサ６６の両端電圧（信号Ｃ）はV7お
よびV8となる。比較器１１８の出力信号Ｆには
ピークP7およびP8が生じる。前記両ピークP7
，P8の間はｔ秒程離れていないので、それに
よりコンデンサ１２６はトランジスタ１２８をカ
ツトオフとするのに十分な程充電されたままであ
る。
がそれぞれ先行ピークよりも大きいかあるいは同
程度の場合について述べたものである。しかしな
がら、信号ＡのピークP6に続くより小さなピーク
に対しては、そのピークが所望振幅を有するよう
に利得を増大する必要がある。これをなすため
に、ピーク検出器６２は次の如くリセツトされ
る。検出器５８の出力信号Ｂは、比較器１１８の
反転入力端子に供給される。ピーク検出器６２の
出力信号Ｃは、両抵抗器１１４，１１６によつて
分圧された信号C′となつた後比較器１１８の非
反転入力端子に供給されている。もし抵抗器１１
６の抵抗値が抵抗器１１４の２倍ならば、比較器
１１８の非反転入力端子には、信号Ｃの2/3の電
圧が供給される。信号Ｂのピークが信号C′より
も大きいときは必ず比較器１１８は同振幅の正パ
ルスを発生する。そのため、信号Ｂのピーク
P1′，P2′，P5′，P6′により、比較器１１８の出力
にふピークP1，P2，P5，P6を有する方形
波出力信号Ｆが発生する。信号Ｆはトランジスタ
１２０のベースに供給されているので、それらの
ピークによつて導通し、コンデンサ１２６が充電
される。コンデンサ１２６の両端電圧は信号Ｇで
表わされる。ピーク間において、信号Ｇの波形傾
斜部によつて示される如くコンデンサ１２６は放
電する。コンデンサ１２６の両端電圧が正電圧で
あれば、トランジスタ１２８はカツトオフにバイ
アスされたままである。しかし、検出器５８の出
力信号Ｂのピークが信号C′の電圧レベルより低
いときは、コンデンサ１２６は再充電されずに放
電し続ける。時間ｔ（例えば３秒）の終りにて示
す如くコンデンサ１２６が完全に放電すれば、ト
ランジスタ１２８が導通してコンデンサ６６が放
電するのでピーク検出器６２はリセツトされる。
つまり、一定時間ピークを見失なつたので、ピー
ク・レベルが低下したと見なし、増幅度を上げる
ためにAGC回路をリセツトするのである。これ
によつて、増幅度は所定値（ここでは最大値）に
上昇する。したがつて、コンデンサ６６は、検出
器５８の出力信号Ｂによつて再充電されるべく準
備され、ECG信号ＡのピークP7およびP8によつ
てコンデンサ６６の両端電圧（信号Ｃ）はV7お
よびV8となる。比較器１１８の出力信号Ｆには
ピークP7およびP8が生じる。前記両ピークP7
，P8の間はｔ秒程離れていないので、それに
よりコンデンサ１２６はトランジスタ１２８をカ
ツトオフとするのに十分な程充電されたままであ
る。
細動除去動作
細動除去パルスは、ストレージコンデンサ１３
０から手動的あるいは自動的動作にて両パドル電
極２，４に供給される。スイツチS1を端子１８に
あるいは端子３６に倒してパドル電極２，４から
あるいはECG電極２０，２２からのECG信号を
一定利得の増幅器３８に導入するようにしてある
際、細動除去パルスのためにECG信号のピーク
よりもはるかに振幅大の電圧パルスが増幅器３８
の入力端子に現われる。この大電圧パルスが増幅
されて検出器８に供給されれば、ピーク検出器６
２のコンデンサ６６は高電圧に充電され、その結
果信号チヤネルの利得は最小に減じられる。コン
デンサ６６が放電するまで利得は高く設定され
ず、しかもこの時間は相当な長時間であるのでそ
の間の観測ECG信号は歪んでしまう。これを防
ぐために以下の動作をなさしめている。検出器１
４の出力端子１８は比較器１３６の反転入力端子
に接続され、その非反転入力端子は抵抗器１３８
を介して正電圧源に、抵抗器１４０を介して接地
にそしてコンデンサ１４３および抵抗器１４２の
直列回路を介して該比較器１３６の出力端子にそ
れぞれ接続されている。比較器１３６の非反転入
力端子における電圧は、細動除去パルスが現われ
る間その反転入力端子の電圧より低いので該比較
器１３６の出力は負となる。そのため抵抗器１４
２およびコンデンサ１４３によつて定まる時間ス
イツチS3が開放となる。そのため、信号振幅検出
器５８の入力信号して必要とされるECG信号の
導入が阻止される。
０から手動的あるいは自動的動作にて両パドル電
極２，４に供給される。スイツチS1を端子１８に
あるいは端子３６に倒してパドル電極２，４から
あるいはECG電極２０，２２からのECG信号を
一定利得の増幅器３８に導入するようにしてある
際、細動除去パルスのためにECG信号のピーク
よりもはるかに振幅大の電圧パルスが増幅器３８
の入力端子に現われる。この大電圧パルスが増幅
されて検出器８に供給されれば、ピーク検出器６
２のコンデンサ６６は高電圧に充電され、その結
果信号チヤネルの利得は最小に減じられる。コン
デンサ６６が放電するまで利得は高く設定され
ず、しかもこの時間は相当な長時間であるのでそ
の間の観測ECG信号は歪んでしまう。これを防
ぐために以下の動作をなさしめている。検出器１
４の出力端子１８は比較器１３６の反転入力端子
に接続され、その非反転入力端子は抵抗器１３８
を介して正電圧源に、抵抗器１４０を介して接地
にそしてコンデンサ１４３および抵抗器１４２の
直列回路を介して該比較器１３６の出力端子にそ
れぞれ接続されている。比較器１３６の非反転入
力端子における電圧は、細動除去パルスが現われ
る間その反転入力端子の電圧より低いので該比較
器１３６の出力は負となる。そのため抵抗器１４
２およびコンデンサ１４３によつて定まる時間ス
イツチS3が開放となる。そのため、信号振幅検出
器５８の入力信号して必要とされるECG信号の
導入が阻止される。
同期動作の間、AGC回路５７よりも可変抵抗
器４６によつて信号チヤネルの利得が制御される
ことが望ましい。同期動作はスイツチS7を閉じる
ことによつて達成される。同期タイミング回路５
０がパルス発生器１３１に接続されて、各心拍間
に適当な時期にパルスを発生する。このパルスは
電極プランジヤ１３２に供給されてスイツチS6が
閉じられ、両パドル電極２，４を介してストレー
ジコンデンサ１３０が放電される。スイツチS7が
閉じている間AGC回路５７を無能化するため
に、該スイツチS7の開閉と同期してスイツチS4を
閉開させる必要がある。スイツチS4が開くと共通
接続点４１と接地との間の回路がしや断され、
ECG信号は減衰されることなく増幅器４４に供
給される。
器４６によつて信号チヤネルの利得が制御される
ことが望ましい。同期動作はスイツチS7を閉じる
ことによつて達成される。同期タイミング回路５
０がパルス発生器１３１に接続されて、各心拍間
に適当な時期にパルスを発生する。このパルスは
電極プランジヤ１３２に供給されてスイツチS6が
閉じられ、両パドル電極２，４を介してストレー
ジコンデンサ１３０が放電される。スイツチS7が
閉じている間AGC回路５７を無能化するため
に、該スイツチS7の開閉と同期してスイツチS4を
閉開させる必要がある。スイツチS4が開くと共通
接続点４１と接地との間の回路がしや断され、
ECG信号は減衰されることなく増幅器４４に供
給される。
CRT５４の表示を校正するには、増幅器３８
に校正された電圧パルスを供給ることによつて行
われる。この機能は、スイツチS8を瞬時的に閉じ
て校正電圧源１４４から電圧を供給すれば達成さ
れる。校正用電圧パルスが供給されている間信号
チヤネルの利得が該パルスによつて変化しないよ
うに、ピーク検出器６２のコンデンサ６６の充電
が行われないようにすることが必要である。これ
は、スイツチS9の開閉、スイツチS2の閉開をスイ
ツチS8の開閉に同期して行う。スイツチS9が瞬時
的に閉じると、比較器１１８の反転入力端子には
負電圧パルスが供給され、ピーク検出器６２のコ
ンデンサ６６は放電されない。またスイツチS2が
開くことによつて、検出器５８には校正電圧パル
スが供給されない。
に校正された電圧パルスを供給ることによつて行
われる。この機能は、スイツチS8を瞬時的に閉じ
て校正電圧源１４４から電圧を供給すれば達成さ
れる。校正用電圧パルスが供給されている間信号
チヤネルの利得が該パルスによつて変化しないよ
うに、ピーク検出器６２のコンデンサ６６の充電
が行われないようにすることが必要である。これ
は、スイツチS9の開閉、スイツチS2の閉開をスイ
ツチS8の開閉に同期して行う。スイツチS9が瞬時
的に閉じると、比較器１１８の反転入力端子には
負電圧パルスが供給され、ピーク検出器６２のコ
ンデンサ６６は放電されない。またスイツチS2が
開くことによつて、検出器５８には校正電圧パル
スが供給されない。
第１図は本考案の一実施例による自動利得制御
装置を利用した除細動器の回路図で、２，４：パ
ドル電極、２０，２２：ECG電極、３８：増幅
器、５０：同期タイミング回路、５７：AGC回
路、５８：信号振幅検出器、６２：ピーク検出器
である。第２図は、第１図に示したピーク検出器
６２の出力電圧と信号チヤネルの利得との関係を
示す線図である。第３図は第１図に示した回路に
おける各部の信号波形図である。
装置を利用した除細動器の回路図で、２，４：パ
ドル電極、２０，２２：ECG電極、３８：増幅
器、５０：同期タイミング回路、５７：AGC回
路、５８：信号振幅検出器、６２：ピーク検出器
である。第２図は、第１図に示したピーク検出器
６２の出力電圧と信号チヤネルの利得との関係を
示す線図である。第３図は第１図に示した回路に
おける各部の信号波形図である。
Claims (1)
- 信号検出部および可変利得回路を具えた信号チ
ヤネルと、前記信号検出部の出力信号を受信する
信号振幅検出器と、該信号振幅検出器の出力端子
に接続された入力端子および該入力端子における
信号の最大ピークの振幅に応じた電圧が生じる出
力端子を具えたピーク検出器と、該ピーク検出器
の出力端子に接続された入力端子、前記可変利得
回路に接続された出力端子を具え、前記ピーク検
出器の出力端子における電圧が所定レベルを交差
して増大するにつれて所定変化分だけ前記可変利
得回路による利得を低下させる利得制御器と、前
記ピーク検出器の出力信号および前記信号振幅検
出器の出力信号に応答し、前記信号振幅検出器の
出力信号の振幅が前記ピーク検出器の出力信号の
所定分圧値より低下して所定期間経過すると前記
ピーク検出器の出力信号を零に減じるリセツト回
路と、で成る自動利得制御装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US05/852,170 US4153049A (en) | 1977-11-16 | 1977-11-16 | Apparatus for maintaining signals within a given amplitude range |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5483344U JPS5483344U (ja) | 1979-06-13 |
| JPS6132702Y2 true JPS6132702Y2 (ja) | 1986-09-24 |
Family
ID=25312642
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1978151763U Expired JPS6132702Y2 (ja) | 1977-11-16 | 1978-11-02 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4153049A (ja) |
| JP (1) | JPS6132702Y2 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4541417A (en) * | 1982-06-07 | 1985-09-17 | Krikorian Paul P | Coronary augmenter |
| US4796630A (en) * | 1987-03-23 | 1989-01-10 | Telectronics N.V. | Cardiac pacemaker with combined defibrillation and electrosurgery protection |
| WO1989002245A1 (fr) * | 1987-09-19 | 1989-03-23 | Kawabe, Jiro | Procede de mesure de biopotentiel |
| US6016446A (en) * | 1998-02-27 | 2000-01-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system including nonlinear, non-blanking sense amplifier |
| US6249696B1 (en) | 1999-01-15 | 2001-06-19 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Method and apparatus for increasing the low frequency dynamic range of a digital ECG measuring system |
| US6280391B1 (en) | 1999-02-08 | 2001-08-28 | Physio-Control Manufacturing Corporation | Method and apparatus for removing baseline wander from an egg signal |
| GB2491171B (en) * | 2011-05-26 | 2016-09-28 | Heartsine Tech Ltd | Testing of defibrillator electrodes |
| WO2017031311A1 (en) * | 2015-08-18 | 2017-02-23 | University Of Louisville Research Foundation, Inc. | Sync pulse detector |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3442269A (en) * | 1965-12-20 | 1969-05-06 | Zenith Radio Corp | Defibrillator and control circuit |
| US3547108A (en) * | 1968-09-18 | 1970-12-15 | Physio Control Corp | Combination defibrillator and heartbeat monitoring system |
| US3579138A (en) * | 1969-08-25 | 1971-05-18 | American Optical Corp | Automatic gain presetting circuit |
| US3939824A (en) * | 1973-10-09 | 1976-02-24 | General Electric Company | Physiological waveform detector |
-
1977
- 1977-11-16 US US05/852,170 patent/US4153049A/en not_active Expired - Lifetime
-
1978
- 1978-11-02 JP JP1978151763U patent/JPS6132702Y2/ja not_active Expired
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4153049A (en) | 1979-05-08 |
| JPS5483344U (ja) | 1979-06-13 |
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