JP5472147B2 - ECG waveform measurement system - Google Patents
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Description
本発明は、被検者に負担をかけることなく被検者の心電信号を計測する静電容量結合型の心電波形計測システムに関する。 The present invention relates to a capacitively coupled electrocardiographic waveform measurement system that measures an electrocardiographic signal of a subject without imposing a burden on the subject.
従来、例えば特許文献１に記載の技術が知られている。この特許文献１に記載の心電波形計測システムについて図２０を参照して説明する。図２０に示されるように、心電波形計測システム１００は、シートに着座した運転者である被検者と接触する位置に設けられた３個の測定用電極Ｄ１〜Ｄ３と、これら測定用電極Ｄ１〜Ｄ３に対応して設けられ、それぞれがｎ個、合計ｍ（＝３ｎ）個の圧力センサＢ１〜Ｂｍで構成された圧力センサ群ＢＧ１〜ＢＧ３からなる信号検出部１０２と、信号検出部１０２を構成する測定用電極Ｄ１〜Ｄ３から得られる信号に基づいて（補正前）心電信号を生成する心電信号生成部１０３と、心電信号生成部１０３で生成された（補正前）心電信号を、指定された増幅率Ａで増幅（補正）する可変増幅器１０４と、可変増幅器１０４の出力をデジタルデータである心電データＤＨに変換するＡ／Ｄ変換器１０５と、信号検出部１０２を構成する各圧力センサＢ１〜Ｂｍから得られる信号に基づいて、可変増幅器１０４の増幅率Ａを指定するとともに、心電データＤＨの信頼度を表す確度データＤＫを生成する補正制御部１０６とを備えて構成されている。
Conventionally, for example, a technique described in
ここで、心電信号生成部１０３は、測定用電極Ｄ１及びＤ２にそれぞれ接続されたボルテージフォロア回路１３１及び１３２と、測定用電極Ｄ３の電位を基準電位として、両ボルテージフォロア回路１３１及び１３２から出力される電圧信号の差分を増幅する差動増幅器１３３と、差動増幅器１３３の出力を増幅する増幅回路１３４と、増幅回路１３４の出力からノイズ成分を除去するバンドパスフィルタ１３５とを備えている。
Here, the electrocardiogram
このように構成された心電波形計測システム１００は、測定用電極Ｄ１〜Ｄ３と被検者との間の静電容量Ｃ１〜Ｃ３を算出し、その算出結果に基づいて可変増幅器１０４の増幅率Ａを設定することにより、心電信号の信号レベルを補正する。そのため、測定用電極Ｄ１〜Ｄ３と被検者との接触状態、すなわち静電容量Ｃ１〜Ｃ３の大きさのばらつきによらず、信頼度の高い心電信号の測定結果を得ることができるようになる。
The electrocardiographic
上記従来の心電波形計測システム１００では、心電信号生成部１０３によって生成された補正前心電信号に対し、可変増幅器１０４によって補正が行なわれている。このように、補正回路が可変増幅器１０４のみで構成されていることから、可変増幅器１０４による補正の前後でＳＮ比が改善されておらず、心電信号の検出精度を向上するには依然として改善の余地が残されている。
In the conventional electrocardiogram
本発明は、上記実情に鑑みてなされたものであって、その目的は、心電信号の検出精度をより向上することのできる心電波形計測システムを提供することにある。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide an electrocardiographic waveform measuring system capable of further improving the detection accuracy of an electrocardiographic signal.
こうした目的を達成するため、請求項１に記載の発明では、被検者を検査する検査部の内部に配置された少なくとも一組のセンサ電極と、センサ電極における電位を取得して検出信号として出力するセンサ回路と検出信号を補正して補正信号として出力する補正回路とをセンサ電極毎に有するとともに、これら補正回路から出力された補正信号の差分をとって差分信号として出力する差動増幅器を有し、差分信号を用いて被検者の心電信号を生成する心電信号生成部と、検査部の被検者接触面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、センサ電極よりも被検者接触面側に配置された少なくとも一対のインピーダンス計測用電極と、インピーダンス計測用電極を用いて計測された、センサ電極と検査部に接触する被検者との間のインピーダンスの計測結果に基づいて、補正回路による検出信号の補正を制御する補正制御部とを備える心電波形計測システムであって、センサ電極は、平板状の電極によって構成され、検査部の被検者接触面に対し平行となるように配置されていることを特徴とする。 In order to achieve such an object, according to the first aspect of the present invention, at least one set of sensor electrodes arranged in an inspection unit for inspecting a subject and the potential at the sensor electrodes are acquired and output as detection signals. A sensor circuit that corrects the detection signal and outputs a correction signal for each sensor electrode, and has a differential amplifier that takes the difference between the correction signals output from these correction circuits and outputs the difference signal. The electrocardiogram signal generation unit that generates the electrocardiogram signal of the subject using the differential signal, and the sensor electrode so as to be parallel to and parallel to the subject contact surface of the examination unit Impedance between at least a pair of impedance measurement electrodes arranged on the subject contact surface side and the subject in contact with the test electrode and the sensor electrode measured using the impedance measurement electrodes. An electrocardiographic waveform measurement system including a correction control unit that controls correction of a detection signal by a correction circuit based on a measurement result of the sensor, wherein the sensor electrode is configured by a flat electrode, It arrange | positions so that it may become parallel with respect to a person contact surface.
心電波形計測システムとしての上記構成では、心電信号生成部はセンサ回路と差動増幅器との間に補正回路を有していることから、センサ回路から出力された検出信号は、補正回路により補正された上で差動増幅器によって差分が取られることになる。したがって、検出信号とこの検出信号に重畳したノイズとを同時に増幅してしまう従来技術とは異なり、補正回路による補正の前後でシグナルとノイズとの比であるＳＮ比を高めることができ、ひいては心電信号の検出精度を向上することができるようになる。 In the above configuration as an electrocardiogram waveform measurement system, the electrocardiogram signal generation unit has a correction circuit between the sensor circuit and the differential amplifier, so that the detection signal output from the sensor circuit is transmitted by the correction circuit. After being corrected, the difference is taken by the differential amplifier. Therefore, unlike the prior art that simultaneously amplifies the detection signal and the noise superimposed on the detection signal, the signal-to-noise ratio, which is the ratio between the signal and the noise, can be increased before and after correction by the correction circuit. The detection accuracy of the electric signal can be improved.
周知のように、センサ電極と被検者との間の静電容量Ｃは、センサ電極と被検者との接触面積Ａｒ、センサ電極と被検者との間の距離ｄ、及びセンサ電極及び被検者間の誘電率εを用いて「Ｃ＝ε×Ａｒ／ｄ」のように表される。上記従来の心電波形計測システムでは、センサ電極（測定用電極）と被検者とが平行であると仮定した上で、圧力センサから得られる信号（換言すれば測定用電極と被検者との接触面積Ａｒ）と固定値εとに基づいて、測定用電極と被検者との間の静電容量Ｃを算出し、その算出結果に基づいて可変増幅器の増幅率を決定していた。 As is well known, the capacitance C between the sensor electrode and the subject includes the contact area Ar between the sensor electrode and the subject, the distance d between the sensor electrode and the subject, and the sensor electrode and It is expressed as “C = ε × Ar / d” using the dielectric constant ε between subjects. In the above conventional electrocardiographic waveform measurement system, it is assumed that the sensor electrode (measurement electrode) and the subject are parallel, and then the signal obtained from the pressure sensor (in other words, the measurement electrode and the subject The capacitance C between the measurement electrode and the subject is calculated based on the contact area Ar) and the fixed value ε, and the amplification factor of the variable amplifier is determined based on the calculation result.
しかしながら、被検者のシートでの着座姿勢によっては、測定用電極と被検者とが平行となるとは限らない。そのため、上記仮定が成立せず、測定用電極と被検者との間の静電容量Ｃの算出精度が低下し、その結果、心電信号の検出精度が低下してしまうおそれがあった。しかも、このとき、センサ電極及び被検者間の誘電率εについては何ら考慮されていない。 However, depending on the sitting posture of the subject on the seat, the measurement electrode and the subject are not always parallel. Therefore, the above assumption is not satisfied, and the calculation accuracy of the capacitance C between the measurement electrode and the subject is lowered, and as a result, the detection accuracy of the electrocardiogram signal may be lowered. Moreover, at this time, no consideration is given to the dielectric constant ε between the sensor electrode and the subject.
心電波形計測システムとしての上記請求項１に記載の構成では、一対のインピーダンス計測用電極は、仮定ではなく実際に、検査部の被検者接触面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、センサ電極と被検者との間に位置することになり、これら一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果がセンサ電極と被検者との間のインピーダンスの計測結果として用いられる。
In the configuration according to
ここで、センサ電極と被検者との間には、被検者が着用する衣服等が介在することから、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果を用いては、センサ電極と被検者との間のインピーダンスの正確な計測結果が得られないとも思われる。しかしながら、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスは被検者が着用する衣服のインピーダンスと比較して非常に大きいため、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果は、上記従来技術におけるセンサ電極と被検者との間の静電容量の算出結果よりも、センサ電極と被検者との間の実際のインピーダンスに近くなることが多い。 Here, since the clothes worn by the subject are interposed between the sensor electrode and the subject, the measurement result of the impedance between the pair of impedance measuring electrodes can be used for the sensor electrode and the subject. It seems that accurate measurement results of impedance with the examiner cannot be obtained. However, since the impedance between the pair of impedance measurement electrodes is very large as compared with the impedance of the clothes worn by the subject, the measurement result of the impedance between the pair of impedance measurement electrodes is the sensor electrode in the above-described prior art. It is often closer to the actual impedance between the sensor electrode and the subject than the calculation result of the capacitance between the subject and the subject.
したがって、上記請求項１に記載の構成によれば、センサ電極と被検者との間のインピーダンスの計測精度を向上することができるようになる。そして、計測精度が向上する結果、補正回路による検出信号の補正精度が向上し、心電信号の検出精度を向上することができるようになる。なお、上記請求項１に記載の構成では、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを一括して計測することから、上記従来技術のように接触面積Ａｒや誘電率ε等の値が正確にわからなくても、インピーダンスを正確に測定することができる。
Therefore, according to the structure of the said
なお、上記請求項１に記載の構成のように、センサ電極は、平板状の電極によって構成されており、一対のインピーダンス計測用電極は、センサ電極に対し平行となるように配置されていることが望ましい。
Note that, as in the configuration described in
また、請求項２に記載の発明のように、補正制御部は、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測部を有し、センサ電極と検査部に接触する被検者との間のインピーダンスの計測結果として、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果を用いるとよい。
It is preferable as defined in
また、請求項３に記載の発明のように、請求項１または２に記載の構成において、一対のインピーダンス計測用電極は、センサ電極と対向するように配置されているとよい。これにより、一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果は、センサ電極と被検者との間のインピーダンスの推定結果により近づくことになる。
As in the invention described in claim 3, in the configuration described in
ところで、インピーダンス計測部による一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測と、心電信号生成部による心電信号の生成とを同時に行なうと、インピーダンスの計測が心電信号の生成に影響を与えることが懸念される。 By the way, if the impedance measurement unit simultaneously measures the impedance between a pair of impedance measurement electrodes and the electrocardiogram signal is generated by the electrocardiogram signal generator, the impedance measurement affects the generation of the electrocardiogram signal. Is concerned.
そこで、上記請求項１〜３のいずれかに記載の構成において、請求項４に記載の発明では、補正制御部は、インピーダンス計測部による一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測と心電信号生成部による心電信号の生成とを切り替える切替スイッチと、この切替スイッチによる切り替えを行なうスイッチ制御部とを有することとした。
Therefore, in the configuration according to any one of
上記請求項４に記載の構成によれば、切替スイッチによってインピーダンスの計測と心電信号の生成とが切り替えられて同時に行なわれないため、インピーダンスの計測が心電信号の生成に影響を与えることが低減されるようになる。したがって、心電信号をより正確に生成する、すなわち、心電信号の検出精度をより向上することができるようになる。 According to the fourth aspect of the present invention, since the impedance measurement and the electrocardiogram signal generation are not switched simultaneously by the changeover switch, the impedance measurement may affect the electrocardiogram signal generation. Will be reduced. Therefore, the electrocardiogram signal can be generated more accurately, that is, the detection accuracy of the electrocardiogram signal can be further improved.
具体的には、上記請求項４に記載の構成において、請求項５に記載の発明のように、切替スイッチは、一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を、インピーダンス計測部と接続された接続状態と、インピーダンス計測部と接続されていない未接続状態との間で切り替えるものであり、スイッチ制御部が一対のインピーダンス計測用電極の接続状態をインピーダンス計測部との接続状態に切り替えた場合には、インピーダンス計測部は一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを検出し、スイッチ制御部が一対のインピーダンス計測用電極の接続状態をインピーダンス計測部と接続されていない未接続状態に切り替えた場合には、心電信号生成部は心電信号を生成するとよい。
Specifically, in the configuration according to
あるいは、上記請求項４に記載の構成において、請求項６に記載の発明のように、切替スイッチは、一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を、インピーダンス計測部と接続された接続状態、ＧＮＤ電位と接続された接続状態、並びに、これらインピーダンス計測部及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態の中で切り替えるものであり、スイッチ制御部が一対のインピーダンス計測用電極の接続状態をインピーダンス計測部との接続状態に切り替えた場合には、インピーダンス計測部は一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを検出し、スイッチ制御部が一対のインピーダンス計測用電極の接続状態をＧＮＤ電位との接続状態に切り替えた後、さらにインピーダンス計測部及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態に切り替えた場合には、心電信号生成部は心電信号を生成するとよい。
Alternatively, in the configuration according to
上記請求項６に記載の構成では、一対のインピーダンス計測用電極の接続状態がＧＮＤ電位との接続状態に切り替えられて、貯まった電荷がＧＮＤ電位に逃がされ、インピーダンス計測部及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態に切り替えられた後に、心電信号生成部によって心電信号が生成される。そのため、一対のインピーダンス計測用電極に貯まった電荷が心電信号の生成に与える影響を上記請求項５に記載の構成よりも小さくすることができるようになる。 In the configuration according to the sixth aspect, the connection state of the pair of impedance measurement electrodes is switched to the connection state with the GND potential, and the stored charge is released to the GND potential. An electrocardiogram signal is generated by the electrocardiogram signal generation unit after switching to the unconnected state. For this reason, the influence of the electric charge stored in the pair of impedance measurement electrodes on the generation of the electrocardiogram signal can be made smaller than that of the configuration described in claim 5.
また、上記請求項１〜３のいずれかに記載の構成においては、請求項７に記載の発明のように、少なくとも一対のインピーダンス計測用電極は、センサ電極の周囲を覆うこのセンサ電極と同心の円環状の電極もしくは円環の一部にて構成されているとよい。
In the configuration according to any one of
また、上記請求項７に記載の構成において、請求項８に記載の発明のように、センサ電極の周囲を覆うとともに、センサ電極をインピーダンス計測用電極からシールドする位置に配置されたガード電極を備えるとよい。 Moreover, in the structure of the said Claim 7, while providing the guard electrode arrange | positioned in the position which shields a sensor electrode from the electrode for impedance measurement while covering the circumference | surroundings of a sensor electrode like invention of Claim 8. Good.
また、上記請求項８に記載の構成において、請求項９に記載の発明のように、ガード電極は、筒状であるとよい。 In the configuration described in claim 8, the guard electrode may be cylindrical as in the invention described in claim 9.
また、上記請求項８または９に記載の構成において、請求項１０に記載の発明のように、ガード電極は、センサ電極と同心であるとよい。
In the configuration described in claim 8 or 9, the guard electrode may be concentric with the sensor electrode as in the invention described in
上記請求項１〜１０のいずれかに記載の構成において、請求項１１に記載の発明では、検査部は被検者が着座するシートであり、被検者接触面はシートの背もたれ面であり、一組のセンサ電極毎に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果に基づいて、被検者がシートに着座しているか否かを判断する被検者判断部と、被検者判断部による判断結果を報知する報知部とをさらに備えることとした。これにより、被検者がシートに着座しているか否かに係る判断結果を報知することができるようになる。
In the structure according to any one of
具体的には、上記請求項１１に記載の構成において、請求項１２に記載の発明のように、被検者判断部は、一組のセンサ電極毎に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスが双方ともに所定の未着座判定閾値と一致する場合には、被検者がシートに着座していないと判断し、報知部は、被検者判断部によって被検者がシートに着座していないと判断された場合には、その旨を報知するとよい。なお、所定の未着座判定閾値とは、被検者がシートに着座していない状態にて予め測定された一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスである。 Specifically, in the configuration according to the eleventh aspect, as in the invention according to the twelfth aspect, the subject determination unit is provided between a pair of impedance measurement electrodes provided for each pair of sensor electrodes. If both of the impedances match the predetermined unseated determination threshold, it is determined that the subject is not seated on the seat, and the notifying unit determines that the subject is seated on the seat by the subject judging portion. If it is determined that it is not, it is good to notify that fact. The predetermined non-sitting determination threshold is an impedance between a pair of impedance measurement electrodes measured in advance in a state where the subject is not seated on the seat.
また、請求項１１または１２に記載の構成において、請求項１３に記載の発明では、被検者判断部は、一組のセンサ電極毎に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果に基づいて、シートに着座している被検者が通常の姿勢にて着座しているか否かを判断し、報知部は、被検者判断部によって被検者が通常の姿勢にてシートに着座していないと判断された場合には、通常の姿勢にてシートに着座するよう報知することとした。これにより、被検者が通常の姿勢にてシートに着座していないと判断された場合には、通常の姿勢にてシートに着座するよう報知することができるようになる。
In the configuration according to claim 11 or 12, in the invention according to
具体的には、上記請求項１３に記載の構成において、請求項１４に記載の発明のように、被検者判断部は、一組のセンサ電極毎に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの差の大きさが所定の通常姿勢判定閾値を上回る場合には、シートに着座している被検者は通常の姿勢にて着座していないと判断するとよい。
Specifically, in the configuration according to
なお、通常の姿勢とは、前かがみとなってシートの背もたれにもたれていない姿勢や背後に反ってシートの背もたれを押圧する姿勢ではなく、シートの背もたれにもたれた姿勢を意味する。また、所定の通常姿勢判定閾値とは、そのような通常の姿勢にて着座している状態にて予め測定された、一組のセンサ電極毎に設けられた一対の静電容量計測用電極間の静電容量の差の大きさである。 Note that the normal posture means a posture leaning against the back of the seat, not a posture that leans forward and does not lean against the back of the seat or a posture that presses the back of the seat against the back. In addition, the predetermined normal posture determination threshold value is a distance between a pair of capacitance measuring electrodes provided for each pair of sensor electrodes, which is measured in advance while sitting in such a normal posture. Is the magnitude of the difference in capacitance.
上記請求項１１〜１４のいずれかに記載の構成において、請求項１５に記載の発明では、被検者判断部は、一組のセンサ電極毎に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果に基づいて、シートに着座している被検者が安静に着座しているか否かを判断し、報知部は、被検者判断部によって被検者がシートに安静に着座していないと判断された場合には、シートに安静に着座するよう報知することとした。これにより、被検者がシートに安静に着座していないと判断された場合には、シートに安静に着座するよう報知することができるようになる。
In the configuration according to any one of claims 11 to 14, in the invention according to
具体的には、上記請求項１５に記載の構成において、請求項１６に記載の発明のように、被検者判断部は、一組のセンサ電極のうち一方のセンサ電極に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスについての所定時間内の変化の大きさと、一組のセンサ電極のうち他方のセンサ電極に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスについての所定時間内の変化の大きさとの少なくともいずれか一方が所定の安静判定用閾値を上回る場合には、シートに着座している被検者は安静に着座していないと判断するとよい。
Specifically, in the configuration according to
なお、安静に着座するとは、揺れることなく着座する、すなわち振動することなく着座することを意味する。また、所定の安静判定用閾値とは、振動しながら着座している状態にて予め測定された、一組のセンサ電極毎に設けられた一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスについて所定時間内の変化の大きさの最小値よりも大きな値である。 Note that “sitting in a quiet manner” means sitting without shaking, that is, sitting without vibrating. Further, the predetermined rest determination threshold is a predetermined time for the impedance between a pair of impedance measurement electrodes provided for each pair of sensor electrodes, measured in advance while sitting while vibrating. It is a value larger than the minimum value of the magnitude of change.
上記請求項１〜１６のいずれかに記載の構成において、請求項１７に記載の発明のように、一対のインピーダンス計測用電極は、導電性を有する布にて構成され、検査部の内部に配置されているとよい。これにより、一対のインピーダンス計測電極は検査部の変形に従って変形することから、検査部に接触した際に被検者が異物感を感じることを低減することができるようになる。
In the structure according to any one of
また、上記請求項１〜１７のいずれかに記載の構成において、請求項１８に記載の発明のように、検査部は、当該検査部の表面を覆う検査部素材と、検査部の内部の弾性体とを有して構成されており、弾性体は、検査部素材のうち被検者が接触する部分とセンサ電極との間に介在しているとよい。これによっても、検査部に接触した際に被検者が異物感を感じることを低減することができるようになる。 Moreover, in the structure in any one of the said Claims 1-17, like the invention of Claim 18, the test | inspection part is a test | inspection part raw material which covers the surface of the said test | inspection part, and the elasticity inside a test | inspection part. The elastic body is preferably interposed between the sensor electrode and the portion of the examination part material that is in contact with the subject. This also makes it possible to reduce the subject's feeling of a foreign object when contacting the inspection unit.
（発明の原理）
本発明に係る心電波形計測システムの実施の形態について説明するに先立ち、本発明に係る心電波形計測システムの原理について図１を参照して簡単に説明する。なお、図１は、心電波形の計測対象である被検者を含めた心電波形計測システムＳ全体の概念図である。
(Principle of the invention)
Prior to describing an embodiment of an electrocardiogram waveform measurement system according to the present invention, the principle of the electrocardiogram waveform measurement system according to the present invention will be briefly described with reference to FIG. FIG. 1 is a conceptual diagram of the entire electrocardiogram waveform measurement system S including a subject who is an electrocardiogram waveform measurement target.
この図１に示されるように、心電波形計測システムＳは、被検者Ｈｍと、人−センサ間インピーダンスＺ１及びＺ２と、センサＳｅｎ１及びＳｅｎ２と、差動増幅器Ｄと、ノイズ源とを有するとみなすことができる。 As shown in FIG. 1, the electrocardiographic waveform measurement system S includes a subject Hm, human-sensor impedances Z1 and Z2, sensors Sen1 and Sen2, a differential amplifier D, and a noise source. Then it can be considered.
詳しくは、被検者Ｈｍは、直接接続された２つの交流電圧源を有して構成されており、これら２つの交流電圧源がそれぞれ「Ｖｄ／２」ずつ出力することによって心電信号Ｖｄが出力される。被検者Ｈｍにはノイズ源として交流電圧源が接続されており、このノイズ源から出力されるノイズ信号Ｖｃが上記心電信号Ｖｄに重畳される。ノイズ信号Ｖｃが重畳された心電信号Ｖｄは被検者Ｈｍから２分して出力され、人−センサ間インピーダンスＺ１及びＺ２、さらにインピーダンスＺｉｎを有するセンサＳｅｎ１及びＳｅｎ２を介して差動増幅器Ｄにそれぞれ入力される。そして、差動増幅器Ｄでは、センサＳｅｎ１から出力された出力信号及びＳｅｎ２から出力された出力信号の差動が取られ、出力信号Ｖｏｕｔとして出力される。なお、人−センサ間インピーダンスＺ１及びＺ２は特許請求の範囲に記載のセンサ電極と被検者との間のインピーダンスに相当し、センサＳｅｎ１及びＳｅｎ２は特許請求の範囲に記載のセンサ回路に相当し、差動増幅器Ｄは特許請求の範囲に記載の差動増幅器に相当する。 Specifically, the subject Hm has two AC voltage sources that are directly connected to each other, and each of the two AC voltage sources outputs “Vd / 2”, thereby generating an electrocardiogram signal Vd. Is output. An AC voltage source is connected as a noise source to the subject Hm, and a noise signal Vc output from the noise source is superimposed on the electrocardiogram signal Vd. The electrocardiogram signal Vd on which the noise signal Vc is superimposed is output from the subject Hm in half, and is output to the differential amplifier D via the sensors Sen1 and Sen2 having impedance Zin and human-sensor impedances Z1 and Z2. Each is entered. In the differential amplifier D, the differential between the output signal output from the sensor Sen1 and the output signal output from the Sen2 is taken and output as an output signal Vout. The human-sensor impedances Z1 and Z2 correspond to the impedance between the sensor electrode described in the claims and the subject, and the sensors Sen1 and Sen2 correspond to the sensor circuit described in the claims. The differential amplifier D corresponds to the differential amplifier described in the claims.
ここで、差動増幅器Ｄの出力信号Ｖｏｕｔは下式（１）のように表すことができる。すなわち、出力信号Ｖｏｕｔは、第１項の心電信号Ｖｄに係る成分であるシグナル成分と、第２項のノイズ信号Ｖｃに係る成分であるノイズ成分との和にて表すことができる。
ちなみに、人−センサ間インピーダンスＺ１及びＺ２は下式（２）のように表すことができる。
上式（１）から分かるように、シグナル成分とノイズ成分との比であるＳＮ比は、人−センサ間インピーダンスＺ１及びＺ２に、すなわちＣ１及びＣ２に依存する。そのため、ＳＮ比を高めるには、センサ電極と被検者との間の静電容量Ｃ１及びＣ２の推定結果に基づいて上式（１）の第２項が零に近づくようにセンサＳｅｎ１及びＳｅｎ２の出力信号を補正し、その補正後に差動増幅器Ｄの差動を取ればよいこととなる。 As can be seen from the above equation (1), the S / N ratio, which is the ratio between the signal component and the noise component, depends on the human-sensor impedances Z1 and Z2, that is, C1 and C2. Therefore, in order to increase the SN ratio, the sensors Sen1 and Sen2 are set so that the second term of the above equation (1) approaches zero based on the estimation results of the capacitances C1 and C2 between the sensor electrode and the subject. The output signal is corrected, and after the correction, the differential amplifier D can be differentiated.
以下、「センサ電極と被検者との間の静電容量Ｃ１及びＣ２の推定結果に基づいて上記（１）の第２項が零に近づくようにセンサＳｅｎ１及びＳｅｎ２の出力信号を補正する」との発明の原理を具体化した実施の形態について説明する。 Hereinafter, “correct the output signals of the sensors Sen1 and Sen2 so that the second term of (1) approaches zero based on the estimation results of the capacitances C1 and C2 between the sensor electrode and the subject”. An embodiment embodying the principle of the invention will be described.
（第１の実施の形態）
以下、本発明に係る心電波形計測システムの第１の実施の形態について、図２〜図１２を参照して説明する。なお、図２は、本実施の形態の心電波形計測システム１について、その全体構成を示すブロック図であり、図３は、心電波形計測システム１を構成する制御部２０の詳細を示すブロック図である。また、人−センサ間インピーダンスＺ１及びＺ２は実際にはＲ成分とＣ成分で構成されるが、心電周波数帯ではほぼＣ成分と考えることが可能である。
(First embodiment)
Hereinafter, a first embodiment of an electrocardiogram waveform measurement system according to the present invention will be described with reference to FIGS. 2 is a block diagram showing the overall configuration of the electrocardiogram
図２に示されるように、心電波形計測システム１は、一組のセンサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと、基準電極Ｄ２と、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２によって構成されるコンデンサＣ１と、一対の静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２によって構成されるコンデンサＣ２と、心電信号生成部１０と、制御部２０と、操作スイッチ３２とを有して構成されている。
As shown in FIG. 2, the electrocardiographic
まず、一組のセンサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂ並びに基準電極Ｄ２について説明する。センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂは、例えば銅などの金属材料からなる円形平板状の電極によって構成されており、被検者Ｈｍが着座するシートの背もたれ部（図示略）に被検者Ｈｍの平均的な心臓の位置を挟んでその上下に配置されているとともに、シートの背もたれ面に対し平行となるように対向配置されている。また、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂは、心電信号生成部１０を構成するセンサ回路１１ａ及び１１ｂにそれぞれ接続されている。なお、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂについては、図４を用いて後述する。また、シート及び背もたれ面が特許請求の範囲に記載の検査部及び被検者接触面にそれぞれ相当する。
First, the pair of sensor electrodes D1a and D1b and the reference electrode D2 will be described. The sensor electrodes D1a and D1b are configured by circular flat electrodes made of a metal material such as copper, for example, and the average of the subject Hm is placed on the backrest portion (not shown) of the seat on which the subject Hm is seated. It is arranged above and below the position of the heart and opposed to be parallel to the seat back surface. The sensor electrodes D1a and D1b are connected to
次に、心電信号生成部１０について説明する。心電信号生成部１０は、センサ回路１１ａ及びセンサ回路１１ｂと、補正回路１２ａ及び補正回路１２ｂと、差動増幅器１３と、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１４と、ＡＤ変換器１５とを備えて構成されている。
Next, the electrocardiogram
センサ回路１１ａは、公知のオペアンプを含んで構成されており、その入力端子はセンサ電極Ｄ１ａに接続され、その出力端子は補正回路１２ａに接続されており、その基準電位は基準電極Ｄ２の電位とされている。なお、図１では便宜上、センサ回路１１ａは、オペアンプのみを含んで構成されているが、実際には、オペアンプに加えて公知の抵抗器及びコンデンサも含んで構成されており、図８を用いて後述する。
The
同様に、センサ回路１１ｂも、公知のオペアンプを含んで構成されており、その入力端子はセンサ電極Ｄ１ｂに接続され、その出力端子は補正回路１２ｂに接続されており、その基準電位は基準電極Ｄ２の電位とされている。なお、図１では便宜上、センサ回路１１ｂは、オペアンプのみを含んで構成されているが、実際には、オペアンプに加えて公知の抵抗器及びコンデンサも含んで構成されており、図９を用いて後述する。
Similarly, the
これらセンサ回路１１ａ及び１１ｂは、基準電極Ｄ２の電位を基準電位としてセンサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂにおける電位を取得し、検出信号として補正回路１２ａ及び１２ｂにそれぞれ出力する。
The
補正回路１２ａは、その入力端子がセンサ回路１１ａに接続され、その出力端子が差動増幅器１３の反転入力端子に接続されている。また、補正回路１２ａは、後述の制御部２０を構成する補正パラメータ算出部２２（詳しくはパラメータＡ算出部２２ａ）にも接続されており、このパラメータＡ算出部２２ａによって算出された補正パラメータＡを用いて当該補正回路１２ａの周波数特性を制御することにより、センサ回路１１ａから入力された検出信号を補正して補正信号として差動増幅器１３に出力する。
The
同様に、補正回路１２ｂは、その入力端子がセンサ回路１１ｂに接続され、その出力端子が差動増幅器１３の非反転入力端子に接続されている。また、補正回路１２ｂは、後述の制御部２０を構成する補正パラメータ算出部２２（詳しくはパラメータＢ算出部２２ｂ）にも接続されており、このパラメータＢ算出部２２ｂによって算出された補正パラメータＢを用いて当該補正回路１２ｂの周波数特性を制御することにより、センサ回路１１ｂから入力された検出信号を補正して補正信号として差動増幅器１３に出力する。
Similarly, the
なお、これら補正回路１２ａ及び１２ｂのより詳細な構成については図６及び図７を参照して、補正パラメータＡを用いた補正回路１２ａの周波数特性の制御方法及び補正パラメータＢを用いた補正回路１２ｂの周波数特性の制御方法については図１１を参照して、それぞれ後述する。
For more detailed configurations of the
差動増幅器１３は、公知の差動増幅器にて構成されており、その反転入力端子は補正回路１２ａに接続され、その非反転入力端子は補正回路１２ｂに接続され、その出力端子はバンドパスフィルタ１４に接続されている。差動増幅器１３は、これら補正回路１２ａから入力された補正信号と補正回路１２ｂから入力された補正信号との差分をとって差分信号としてバンドパスフィルタ１４に出力する。
The
バンドパスフィルタ１４は、公知のバンドパスフィルタにて構成されており、その入力端子が差動増幅器１３に接続され、その出力端子がＡＤ変換器１５に接続されている。バンドパスフィルタ１４は、差動増幅器１３から入力された差分信号について、心電信号帯域（例えば「０．２〜３５［Ｈｚ］）の成分を通過させるとともに、これ以外の帯域の成分を減衰させた上で、アナログ信号としてＡＤ変換器１５に出力する。
The
ＡＤ変換器１５は、公知のＡＤ変換器にて構成されており、その入力端子はバンドパスフィルタ１４に接続されている。ＡＤ変換器１５は、バンドパスフィルタ１４から入力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、その変換されたデジタル信号を被検者の心電信号として出力する。
The
このように、心電波形生成部１０は、センサ回路１１ａ及び補正回路１２ａ、並びに、センサ回路１１ｂ及び補正回路１２ｂを、センサ電極Ｄ１ａ及びセンサ電極Ｄ１ｂ毎に有しており、心電信号を生成して出力する。なお、バンドパスフィルタ１４やＡＤ変換器１５については省略してもよい。
As described above, the electrocardiogram
次に、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２並びに制御部２０について説明する。一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２は、例えば導電性を有する布によって円形状に構成されており、シートの背もたれ面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、また、センサ電極Ｄ１ａよりもシートの背もたれ面側になるように、さらに、このセンサ電極Ｄ１ａと対向するように、シートの内部に配置されている。これら一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２はコンデンサＣ１を構成している。なお、この静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２が特許請求の範囲に記載のインピーダンス計測用電極に相当する。
Next, the pair of capacitance measuring electrodes E11 and E12 and the
一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２と同様に、一対の静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２も、導電性を有する布によって構成されており、シートの背もたれ面に平行であり、且つ、互い平行となるように、また、センサ電極Ｄ１ｂよりもシートの背もたれ面側になるように、さらに、このセンサ電極Ｄ１ｂと対向するように、シートの内部に配置されている。これら一対の静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２はコンデンサＣ２を構成している。 Similarly to the pair of capacitance measuring electrodes E11 and E12, the pair of capacitance measuring electrodes E21 and E22 are also made of a conductive cloth, parallel to the back surface of the seat, and It is arranged inside the sheet so as to be parallel to each other and to be closer to the backrest side of the sheet than the sensor electrode D1b, and to face the sensor electrode D1b. The pair of capacitance measuring electrodes E21 and E22 constitute a capacitor C2.
制御部２０は、公知のＣＰＵを有して構成される公知のコンピュータであり、切替スイッチ３１及び操作スイッチ３２に接続され、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂとシートに着座する被検者との間の静電容量の推定結果に基づいて、補正回路１２ａ及び１２ｂによる検出信号の補正を制御する。なお、本実施の形態では、制御部２０は、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂとシートに着座する被検者との間の静電容量の推定結果として、上記コンデンサＣ１及びＣ２の計測結果を用いることとしている。また、制御部２０が特許請求の範囲に記載の補正制御部に相当する。
The
具体的には、制御部２０は、例えばフラッシュメモリ等の記憶部２４を有して構成されており、この記憶部２４に記憶されているプログラムを実行することによって、各種機能を実現している。以下の説明では、制御部２０は、静電容量計測部２１と、補正パラメータ算出部２２とを有するものとして説明する。
Specifically, the
切替スイッチ３１は、図３に示されるように、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂを有して構成されており、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂは、例えばオフ抵抗が高い機械式の切替スイッチによって構成されている。切替スイッチ３１１ａ及び３１２ａは、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態を、Ｃ１計測部２１ａと接続された接続状態、ＧＮＤ電位と接続された接続状態、並びに、これらＣ１計測部２１ａ及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態の中で切り替える。また、切替スイッチ３１１ｂ及び３１２ｂは、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態を、Ｃ２計測部２１ｂと接続された接続状態、ＧＮＤ電位と接続された接続状態、並びに、これらＣ２計測部２１ｂ及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態の中で切り替える。
As shown in FIG. 3, the
静電容量計測部２１は、図３に示されるように、Ｃ１計測部２１ａ及びＣ２計測部２１ｂを有して構成されている。Ｃ１計測部２１ａは、パラメータＡ算出部２２ａに接続されており、切替スイッチ３１１ａ及び３１２ａによって静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２と接続された状態に切り替えられると、例えば公知の自動平衡ブリッジ法により上記心電信号帯域内の周波数（例えば「３０［Ｈｚ］）におけるコンデンサＣ１の静電容量を計測し、その計測結果をパラメータＡ算出部２２ａに出力する。そして、パラメータＡ算出部２２ａは、コンデンサＣ１の計測結果に基づいて補正パラメータＡを算出し、補正回路１２ａに出力する。同様に、Ｃ２計測部２１ｂは、パラメータＢ算出部２２ｂに接続されており、切替スイッチ３１１ｂ及び３１２ｂによって静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２と接続された状態に切り替えられると、コンデンサＣ２の静電容量を計測し、その計測結果をパラメータＢ算出部２２ｂに出力する。そして、パラメータＢ算出部２２ｂは、コンデンサＣ２の計測結果に基づいて補正パラメータＢを算出し、補正回路１２ｂに出力する。なお、補正パラメータＡ及び補正パラメータＢの算出方法については図１１を参照して後述する。また、静電容量計測部２１が特許請求の範囲に記載のインピーダンス計測部に相当する。
As shown in FIG. 3, the
補正パラメータ算出部２２は、図３に示されるように、パラメータＡ算出部２２ａ及びパラメータＢ算出部２２ｂを有して構成されている。スイッチ制御部２３は、例えば公知のプッシュスイッチからなる操作スイッチ３２及び上記切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂに接続されている。
As shown in FIG. 3, the
スイッチ制御部２３は、操作スイッチ３２がプッシュ操作されることをもって心電信号の計測開始指示が与えられたと判断し、上記切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂによる接続状態の切り替えを行なう。なお、この接続状態の切り替えタイミングについては後述する。
The
スイッチ制御部２３は、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂの切替タイミングを同期させる。すなわち、スイッチ制御部２３は、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態がＣ１計測部２１ａと接続された接続状態である期間と、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態がＣ２計測部２１ｂと接続された接続状態である期間とが一致するように、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂを切り替える。同様に、スイッチ制御部２３は、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態がＧＮＤ電位と接続された接続状態である期間と、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態がＧＮＤ電位と接続された接続状態である期間とが一致するように、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂを切り替える。また同様に、スイッチ制御部２３は、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態がＣ１計測部２１ａ及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態である期間と、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態がＣ１計測部２１ａ及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態である期間とが一致するように、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂを切り替える。
The
そして、スイッチ制御部２３が静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態をＣ１計測部２１ａとの接続された接続状態に切り替えた場合には、上記Ｃ１計測部２１ａはコンデンサＣ１の静電容量を検出する。同様に、スイッチ制御部２３が静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態をＣ２計測部２１ｂとの接続された接続状態に切り替えた場合には、上記Ｃ２計測部２１ｂはコンデンサＣ２の静電容量を検出する。
When the
また、スイッチ制御部２３が、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態をＧＮＤ電位との接続状態に切り替えた後、Ｃ１計測部２１ａ及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態に切り替えた場合には、上記心電信号生成部１０は心電信号を生成する。同様に、スイッチ制御部２３が、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態をＧＮＤ電位との接続状態に切り替えた後、Ｃ２計測部２１ｂ及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態に切り替えた場合には、上記心電信号生成部１０は心電信号を生成する。
Further, after the
スイッチ制御部２３は、上記心電信号生成部１０が心電信号を生成中に、操作スイッチ３２がプッシュ操作されることをもって心電信号の計測終了指示が与えられたと判断し、上記切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂによる接続状態の切り替えを終了する。
The
ここで、背景技術の欄にて説明した従来技術では、センサ電極と被検者とが平行であるとの仮定の下にセンサ電極と被検者との間の静電容量が算出されていたことから、静電容量の算出精度は高くなく、その結果、心電信号の検出精度も高くなかった。 Here, in the prior art described in the background art section, the capacitance between the sensor electrode and the subject is calculated under the assumption that the sensor electrode and the subject are parallel. Therefore, the calculation accuracy of the capacitance is not high, and as a result, the detection accuracy of the electrocardiogram signal is not high.
その点、本実施の形態では、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと被検者Ｈｍとの間の静電容量の推定結果として、センサ電極と被検者との間の静電容量の算出結果に替えて、コンデンサＣ１及びＣ２の静電容量の計測結果を用いることとした。 In this regard, in the present embodiment, the estimation result of the capacitance between the sensor electrodes D1a and D1b and the subject Hm is replaced with the calculation result of the capacitance between the sensor electrode and the subject. The measurement results of the capacitances of the capacitors C1 and C2 were used.
センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと被検者Ｈｍとの間には、図４に示すようにあるいは後述するように、弾性体６２、シート素材６１、及び被検者Ｈｍが着用する衣服Ｃｌ等が介在することから、コンデンサＣ１の静電容量の計測結果やコンデンサＣ２の静電容量の計測結果を用いては、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと被検者Ｈｍとの間の静電容量の正確な推定結果が得られないとも思われる。
Between the sensor electrodes D1a and D1b and the subject Hm, as shown in FIG. 4 or as will be described later, an
しかしながら、弾性体６２の静電容量（スポンジの場合、例えば「１［ｐＦ］）は、被検者Ｈｍが着用する衣服（例えば「１３［ｐＦ］）やシート素材（例えば「５８［ｐＦ］」）の静電容量と比較して低いため、コンデンサＣ１及びコンデンサＣ２の静電容量の計測結果は、上記従来技術におけるセンサ電極と被検者との間の静電容量の算出結果よりも、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと被検者Ｈｍとの間の実際の静電容量に近くなることが多い。したがって、「コンデンサＣ１及びＣ２の静電容量≒センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと被検者Ｈｍとの間の静電容量」とみなすことが可能である。 However, the electrostatic capacity of the elastic body 62 (for example, “1 [pF] in the case of a sponge) is the clothes (for example,“ 13 [pF]) ”and the sheet material (for example,“ 58 [pF] ”) worn by the subject Hm. The capacitance measurement results of the capacitors C1 and C2 are smaller than the calculation results of the capacitance between the sensor electrode and the subject in the prior art. It is often close to the actual capacitance between the electrodes D1a and D1b and the subject Hm. Therefore, it can be considered that “the electrostatic capacity of the capacitors C1 and C2≈the electrostatic capacity between the sensor electrodes D1a and D1b and the subject Hm”.
以下、図４及び図５を併せ参照してさらに詳述する。なお、図４は、シート６０内部におけるセンサ電極Ｄ１ａ及び静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の配置態様を側面方向から示す図であり、図５（ａ）は、図４中のＡ−Ａ線に沿った断面図であり、図５（ｂ）は、図４中のＢ−Ｂ線に沿った断面図である。また、図４及び図５では、センサ電極Ｄ１ａについて示しているが、センサ電極Ｄ１ｂについてもセンサ電極Ｄ１ａと同様である。
Hereinafter, further detailed description will be given with reference to FIGS. 4 and 5 together. 4 is a diagram showing the arrangement of the sensor electrode D1a and the capacitance measuring electrodes E11 and E12 in the
図４に示されるように、衣服Ｃｌを着用した被検者Ｈｍが着座するシート６０は、当該シート６０の表面を覆うとともに衣服Ｃｌを介して被検者Ｈｍと接触する背もたれ面Ｆを構成するシート素材６１と、センサ電極Ｄ１ａの硬さに起因して被検者Ｈｍのシート着座時の違和感を低減する例えばスポンジ（比誘電率が例えば「５」）等の弾性体６２とを備えて構成されている。また、このシート６０の内部には、既述した切替スイッチ３１、Ｃ１計測部２１ａ、コンデンサＣ１、及びセンサ電極Ｄ１ａ等が配置されているだけでなく、ガード電極４０やこのガード電極４０と弾性体６２との間に介在する絶縁体５０とが配置されている。
As shown in FIG. 4, the
センサ電極Ｄ１ａは例えば銅などの金属材料からなる円形平板状の電極によって構成されており、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２は例えば導電性を有する布によって円形状に構成されていることは既述した通りである。また、これらセンサ電極Ｄ１ａ並びに一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２は、それら中心線Ｃｅが一致して同心となるように、直径が例えば「５０［ｍｍ］」で一致するように、センサ電極Ｄ１ａと静電容量計測用電極Ｅ１２との離間距離が例えば「２５［ｍｍ］」となるように、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２間の離間距離が例えば「５０［ｍｍ］」となるように、構成されている。このようにして、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２はセンサ電極Ｄ１ａと対向するように配置されることになる。なお、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の緒元については、上記一例に限らず、上記心電信号帯域（例えば「０．２〜３５［Ｈｚ］」）においてコンデンサＣ１の静電容量を計測可能な緒元であれば、適宜変更可能である。 The sensor electrode D1a is configured by a circular plate electrode made of a metal material such as copper, and the pair of capacitance measuring electrodes E11 and E12 are configured circularly by a conductive cloth, for example. Is as described above. In addition, the sensor electrode D1a and the pair of capacitance measuring electrodes E11 and E12 have a diameter of, for example, “50 [mm]” so that the center lines Ce coincide and are concentric. The separation distance between the pair of capacitance measurement electrodes E11 and E12 is, for example, “50 [mm]” so that the separation distance between the electrode D1a and the capacitance measurement electrode E12 is, for example, “25 [mm]”. It is comprised so that it may become. In this way, the pair of capacitance measuring electrodes E11 and E12 are arranged to face the sensor electrode D1a. The specification of the pair of capacitance measuring electrodes E11 and E12 is not limited to the above example, and the capacitance of the capacitor C1 in the electrocardiographic signal band (for example, “0.2 to 35 [Hz]”). As long as it has a measurable value, it can be changed as appropriate.
ガード電極４０は、例えば銅などの金属材料からなり、図５（ｂ）に示すように、センサ電極Ｄ１ａ及び一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２と同心の円環状の電極によって構成されている。また、ガード電極４０は、図４に示すように、センサ電極Ｄ１ａと同一の平面上に配置されている。このように構成されることで、センサ電極Ｄ１ａへの高インピーダンス入力に影響が与えられないようにすることができるようになる。なお、本実施の形態では、ガード電極４０は、円環状の電極にて構成されているが、これに限らず、センサ電極Ｄ１ａの周囲を覆う形状にて構成されていればよい。
The
絶縁体５０は、例えばフィルムなどの樹脂材料からなり、図５（ａ）に示すように、静電容量計測用電極Ｅ１２と同心、したがって、静電容量計測用電極Ｅ１１及びセンサ電極Ｄ１ａとも同心の円形平板状に形成されている。また、絶縁体５０は、図４に示すように、センサ電極Ｄ１ａ及びガード電極４０と弾性体６２との間に介在するように配置されている。このように配置されることで、センサ電極Ｄ１ａと静電容量計測用電極Ｅ１２との間の電気的な絶縁と、ガード電極４０と静電容量計測用電極Ｅ１２との間の電気的な絶縁が確保される。
The
以下、図６〜図１１を併せ参照して、補正パラメータ算出部２２による補正パラメータＡ及び補正パラメータＢの算出方法について説明する。なお、図１０は、心電信号生成部１０のうち補正パラメータを算出するにあたり必要となる主要な構成を含む回路図である。図６は、図１０中の補正回路１２ａを示す回路図であり、図７は、図１０の補正回路１２ｂを示す回路図である。また、図８は、図１０のセンサ回路１１ａを示す回路図であり、図９は、図１０のセンサ回路１１ｂを示す回路図である。なお、これら補正回路１２ａ及び１２ｂの構成は一例に過ぎず、適宜変更可能である。
Hereinafter, the calculation method of the correction parameter A and the correction parameter B by the correction
図６に示されるように、補正回路１２ａは、オペアンプＯＰ１２ａ、抵抗器Ｒ４、抵抗器Ｒ８、抵抗器Ｒ９、及びコンデンサＣ４を有して構成されている。なお、抵抗器Ｒ４及び抵抗器Ｒ９は可変抵抗器によって構成されており、補正パラメータ算出部２２によって算出された補正パラメータＡによってその抵抗値が制御可能である。また、抵抗器Ｒ８及びコンデンサＣ４は抵抗値及び静電容量が固定されており、補正パラメータ算出部２２によって算出された補正パラメータＡによってその抵抗値及び静電容量を制御することはできない。
As shown in FIG. 6, the
オペアンプＯＰ１２ａの非反転入力端子は、コンデンサＣ４を介してセンサ回路１１ａの出力端子に接続されているとともに、抵抗器Ｒ４を介してＧＮＤ電位に接続されている。また、オペアンプＯＰ１２ａの反転入力端子は、抵抗器Ｒ８を介してＧＮＤ電位に接続されているとともに、抵抗器Ｒ９を介して差動増幅器１３の反転入力端子に接続されている（図１０参照）。また、オペアンプＯＰ１２ａの出力端子は差動増幅器１３の反転入力端子に接続されている（図１０参照）。このように構成された補正回路１２ａのゲイン及びカットオフ周波数をそれぞれＧ１２ａ及びｆｃ１２ａとする。
The non-inverting input terminal of the operational amplifier OP12a is connected to the output terminal of the
また、図７に示されるように、補正回路１２ｂは、オペアンプＯＰ１２ｂ、抵抗器Ｒ７、抵抗器Ｒ５、抵抗器Ｒ６、及びコンデンサＣ７を有して構成されている。このように構成された補正回路１２ｂのゲイン及びカットオフ周波数をそれぞれＧ１２ｂ及びｆｃ１２ｂとする。なお、補正回路１２ｂは上記補正回路１２ａに準じた構成であるため、ここでの重複する説明を割愛する。
As shown in FIG. 7, the
また、図８に示されるように、センサ回路１１ａは、オペアンプＯＰ１１ａ、抵抗器Ｒ１、及びコンデンサＣ５を有して構成されている。オペアンプＯＰ１１ａの反転入力端子及び出力端子は補正回路１２ａに接続されており、オペアンプＯＰ１１ａの非反転入力端子は、抵抗器Ｒ１を介してＧＮＤ電位に接続されているとともに、コンデンサＣ５を介してＧＮＤ電位に接続されている。さらに、図８に示されるように、オペアンプＯＰ１１ａの非反転入力端子はコンデンサＣ１に接続されている。このように構成されたセンサ回路１１ａのゲイン及びカットオフ周波数をそれぞれＧ１１ａ及びｆｃ１１ａとする。
As shown in FIG. 8, the
また、図９に示されるように、センサ回路１１ｂは、オペアンプＯＰ１１ｂ、抵抗器Ｒ２、及びコンデンサＣ６を有して構成されている。そして、センサ回路１１ｂ及びカットオフ周波数をそれぞれゲインＧ１１ｂ及びｆｃ１１ｂとする。なお、センサ回路１１ｂは上記センサ回路１１ａに準じた構成であるため、ここでの重複する説明を割愛する。
As shown in FIG. 9, the
図１１は、上記コンデンサＣ１の静電容量が上記コンデンサＣ２の静電容量よりも大きい場合における周波数特性を示した図である。なお、この図１１においては、補正回路１２ａによる補正前のセンサ回路１１ａの周波数特性を１点鎖線Ｌ１１ａにて、補正回路１２ｂによる補正前のセンサ回路１１ｂの周波数特性を２点鎖線Ｌ１１ｂにて、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａの周波数特性及び補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂの周波数特性を実線Ｌ１にて、それぞれ示している。
FIG. 11 is a diagram showing frequency characteristics when the capacitance of the capacitor C1 is larger than the capacitance of the capacitor C2. In FIG. 11, the frequency characteristic of the
補正パラメータ算出部２２は、上記コンデンサＣ１の静電容量が上記コンデンサＣ２の静電容量よりも大きい場合には、補正パラメータＡ及び補正パラメータＢを次のように算出する。
When the capacitance of the capacitor C1 is larger than the capacitance of the capacitor C2, the correction
詳しくは、補正パラメータ算出部２２は、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのカットオフ周波数が、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのカットオフ周波数と一致するように抵抗器Ｒ４を制御する補正パラメータＡを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、センサ回路１１ａのゲインＧ１１ａを増幅しないように抵抗器Ｒ９を制御する補正パラメータＡを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、センサ回路１１ｂのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ７を制御する補正パラメータＢを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのゲインが、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのゲインと一致するように抵抗器Ｒ６を制御する補正パラメータＢを算出する。こうした補正パラメータＡ及び補正パラメータＢによる補正により、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａの周波数特性と補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂの周波数特性とがほぼ同一の特性となる。
Specifically, the correction
次に、補正パラメータ算出部２２は、上記コンデンサＣ２の静電容量が上記コンデンサＣ１の静電容量よりも大きい場合には、補正パラメータＡ及び補正パラメータＢを次のように算出する。
Next, the correction
詳しくは、補正パラメータ算出部２２は、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのカットオフ周波数が、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのカットオフ周波数と一致するように抵抗器Ｒ７を制御する補正パラメータＢを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、センサ回路１１ｂのゲインＧ１１ｂを増幅しないように抵抗器Ｒ６を制御する補正パラメータＢを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、センサ回路１１ａのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ４を制御する補正パラメータＡを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのゲインが、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのゲインと一致するように抵抗器Ｒ９を制御する補正パラメータＡを算出する。こうした補正パラメータＡ及び補正パラメータＢによる補正により、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａの周波数特性と補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂの周波数特性とがほぼ同一の特性となる。
Specifically, the correction
次に、補正パラメータ算出部２２は、上記コンデンサＣ１の静電容量と上記コンデンサＣ２の静電容量とが同一である場合には、補正パラメータＡ及び補正パラメータＢを次のように算出する。
Next, when the electrostatic capacity of the capacitor C1 and the electrostatic capacity of the capacitor C2 are the same, the correction
詳しくは、補正パラメータ算出部２２は、センサ回路１１ａのゲインＧ１１ａを増幅しないように抵抗器Ｒ９を制御する補正パラメータＡを算出するとともに、センサ回路１１ｂのゲインＧ１１ｂを増幅しないように抵抗器Ｒ６を制御する補正パラメータＢを算出する。また、補正パラメータ算出部２２は、センサ回路１１ａのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ４を制御する補正パラメータＡを算出するとともに、センサ回路１１ｂのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ７を制御する補正パラメータＢを算出する。
Specifically, the correction
図１２は、心電波形計測システム１によって実行される心電信号生成処理Ｓ１の処理手順を示すフローチャートであり、図１３は、心電信号生成処理Ｓ１の中で実行されるステップＳ１０５の処理、すなわち補正パラメータ算出処理の処理手順を示すフローチャートである。これら図１２及び図１３を併せ参照して、当該心電波形計測システム１の動作について総括する。なお、心電波形計測システム１は、心電信号生成処理Ｓ１を繰り返し実行する。
FIG. 12 is a flowchart showing a processing procedure of an electrocardiogram signal generation process S1 executed by the electrocardiogram
制御部２０は、心電信号生成処理Ｓ１を実行開始すると、まず、ステップＳ１０１の判断処理として、操作スイッチ３２がプッシュ操作されることで計測開始指示が入力されたか否かを判断する。ここで、計測開始指示が入力されたと判断しなかった場合（ステップＳ１０１の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０は、このステップＳ１０１の判断処理を再度実行する一方、計測開始指示が入力されたと判断した場合（ステップＳ１０１の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０２の判断処理に移行する。換言すれば、制御部２０は、計測開始指示が入力されるまで待機する。
When the execution of the electrocardiogram signal generation process S1 is started, the
ステップＳ１０２の判断処理に移行すると、制御部２０は、前回の補正パラメータ算出処理ステップＳ１０５（後述）の実行時を基準として第１所定期間Ｔ１（例えば「１［分］」）が経過したか否かを判断する。ここで、第１所定期間Ｔ１が経過したと判断しなかった場合（ステップＳ１０２の判断処理で「Ｎｏ」）、補正パラメータが更新されて間もないことを意味する。補正パラメータを更新する必要性が高くないことから、制御部２０は、後述のステップＳ１１２の処理に移行する。一方、第１所定期間Ｔ１が経過したと判断した場合（ステップＳ１０２の判断処理で「Ｙｅｓ」）、補正パラメータが更新されてから長期間が経過したことを意味する。補正パラメータを更新する必要性が高いことから、制御部２０は、補正パラメータ算出処理に関連する一連の処理（Ｓ１０３〜Ｓ１０４、Ｓ１０６〜Ｓ１０９）を実行する。
When the process proceeds to the determination process of step S102, the
ステップＳ１０３の処理に移行すると、制御部２０は、切替スイッチ３１１ａ及び３１２ａを切り替えて、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態をＣ１計測部２２ａと接続された接続状態に切り替えるとともに、切替スイッチ３１１ｂ及び３１２ｂを切り替えて、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態をＣ２計測部２２ｂと接続された接続状態に切り替える。
In step S103, the
静電容量計測部２１と接続された接続状態に切り替えると、制御部２０は、続くステップＳ１０４の処理として、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２によって構成されるコンデンサＣ１の静電容量と、と静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２によって構成されるコンデンサＣ２の静電容量を計測し、図１３に示す補正パラメータ算出処理Ｓ１０５に移行する。
When the connection state connected to the
この補正パラメータ算出処理Ｓ１０５に移行すると、制御部２０は、まず、ステップＳ１０５１の判断処理として、コンデンサＣ１の静電容量とコンデンサＣ２の静電容量とが同一であるか否かを判断する。ここで、コンデンサＣ１の静電容量とコンデンサＣ２の静電容量とが同一であると判断された場合（ステップＳ１０５１の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０５２の処理として、センサ回路１１ａのゲインＧ１１ａを増幅しないように抵抗器Ｒ９を制御するとともに、センサ回路１１ａのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ４を制御する補正パラメータＡｔを算出する。さらに、制御部２０は、続くステップＳ１０５３の処理として、センサ回路１１ｂのゲインＧ１１ｂを増幅しないように抵抗器Ｒ６を制御するとともに、センサ回路１１ｂのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ７を制御する補正パラメータＢｔを算出する。そして、補正パラメータＡｔ及び補正パラメータＢｔを算出すると、制御部２０は、続くステップＳ１０６の判断処理に移行する。なお、補正パラメータＡｔ及び補正パラメータＢｔは、今回の心電信号生成処理Ｓ１の実行時に算出された補正パラメータＡ及び補正パラメータＢであることを意味する。
When the process proceeds to the correction parameter calculation process S105, the
一方、コンデンサＣ１の静電容量とコンデンサＣ２の静電容量とが同一であると判断されなかった場合（ステップＳ１０５１の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０５４の判断処理として、コンデンサＣ１の静電容量がコンデンサＣ２の静電容量よりも大きいか否かを判断する。
On the other hand, when it is not determined that the capacitance of the capacitor C1 and the capacitance of the capacitor C2 are the same (“No” in the determination process of step S1051), the
コンデンサＣ１の静電容量がコンデンサＣ２の静電容量よりも大きいと判断された場合（ステップＳ１０５４の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０５５の処理として、センサ回路１１ａのゲインＧ１１ａを増幅しないように抵抗器Ｒ９を制御するとともに、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのカットオフ周波数が、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのカットオフ周波数と一致するように抵抗器Ｒ４を制御する補正パラメータＡｔを算出する。さらに、制御部２０は、続くステップＳ１０５６の処理として、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのゲインが、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのゲインと一致するように抵抗器Ｒ６を制御するとともに、センサ回路１１ｂのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ７を制御する補正パラメータＢｔを算出する。そして、補正パラメータＡｔ及びＢｔを算出すると、制御部２０は、続くステップＳ１０６の判断処理に移行する。
When it is determined that the capacitance of the capacitor C1 is larger than the capacitance of the capacitor C2 (“Yes” in the determination process in step S1054), the
一方、コンデンサＣ１の静電容量がコンデンサＣ２の静電容量よりも大きいと判断されなかった場合（ステップＳ１０５４の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０５７の処理として、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのゲインが、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのゲインと一致するように抵抗器Ｒ９を制御するとともに、センサ回路１１ａのカットオフ周波数が必要帯域以下となるように抵抗器Ｒ４を制御する補正パラメータＡｔを算出する。さらに、制御部２０は、続くステップＳ１０５８の処理として、センサ回路１１ｂのゲインＧ１１ｂを増幅しないように抵抗器Ｒ６を制御するとともに、補正回路１２ｂによる補正後のセンサ回路１１ｂのカットオフ周波数が、補正回路１２ａによる補正後のセンサ回路１１ａのカットオフ周波数と一致するように抵抗器Ｒ７を制御する補正パラメータＢｔを算出する。そして、補正パラメータＡｔ及びＢｔを算出すると、制御部２０は、続くステップＳ１０６の判断処理に移行する。
On the other hand, when it is not determined that the capacitance of the capacitor C1 is larger than the capacitance of the capacitor C2 (“No” in the determination process of step S1054), the
このようにして補正パラメータＡｔ及びＢｔを算出すると、制御部２０は、続くステップＳ１０６の判断処理として、今回算出した補正パラメータＡｔと前回使用した補正パラメータＡｔ−１とが同一であるか否かを判断する。なお、補正パラメータＡｔ−１は、記憶部２４から読み出した補正パラメータＡであり、前回使用した補正パラメータＡであることを意味し、制御部２０は、今回の心電信号生成処理Ｓ１を終了する前に、今回使用した補正パラメータＡを記憶部２４に記憶している。
When the correction parameters At and Bt are calculated in this way, the
ここで、今回算出した補正パラメータＡｔと前回使用した補正パラメータＡｔ−１とが同一であると判断しなかった場合（ステップＳ１０６の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０７の処理として、今回算出した補正パラメータＡｔを今回使用する補正パラメータＡに設定し、続くステップＳ１０８の判断処理に移行する。一方、今回算出した補正パラメータＡｔと前回使用した補正パラメータＡｔ−１とが同一であると判断した場合（ステップＳ１０６の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０は、前回使用した補正パラメータＡｔ−１を今回使用する補正パラメータＡに設定し、続くステップＳ１０８の判断処理に移行する。
Here, when it is not determined that the correction parameter At calculated this time is the same as the correction parameter At-1 used last time ("No" in the determination process of step S106), the
ステップＳ１０８の判断処理に移行すると、制御部２０は、今回算出した補正パラメータＢｔと前回使用した補正パラメータＢｔ−１とが同一であるか否かを判断する。なお、補正パラメータＢｔ−１は、記憶部２４から読み出した補正パラメータＢであり、前回使用した補正パラメータＢであることを意味し、制御部２０は、今回の心電信号生成処理Ｓ１を終了する前に、今回使用した補正パラメータＢを記憶部２４に記憶している。
In step S108, the
ここで、今回算出した補正パラメータＢｔと前回使用した補正パラメータＢｔ−１とが同一であると判断しなかった場合（ステップＳ１０８の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０は、続くステップＳ１０９の処理として、今回算出した補正パラメータＢｔを今回使用する補正パラメータＢに設定し、続くステップＳ１１０の処理に移行する。一方、今回算出した補正パラメータＢｔと前回使用した補正パラメータＢｔ−１とが同一であると判断した場合（ステップＳ１０８の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０は、前回使用した補正パラメータＢｔ−１を今回使用する補正パラメータＢに設定し、続くステップＳ１１０の処理に移行する。
Here, when it is not determined that the correction parameter Bt calculated this time is the same as the correction parameter Bt-1 used last time (“No” in the determination process of step S108), the
このように、上記ステップＳ１０２〜ステップＳ１０９の一連の処理を通じて、補正パラメータＡ及び補正パラメータＢを第１所定期間Ｔ１毎に算出し更新している。 As described above, the correction parameter A and the correction parameter B are calculated and updated every first predetermined period T1 through the series of processes of steps S102 to S109.
制御部２０は、ステップＳ１１０の処理に移行すると、切替スイッチ３１１ａ及び３１２ａを切り替えて、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態を、ＧＮＤ電位との接続状態に切り替えるとともに、切替スイッチ３１１ｂ及び３１２ｂを切り替えて、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態を、ＧＮＤ電位との接続状態に切り替える。
When the process proceeds to step S110, the
ＧＮＤ電位との接続状態に切り替えると、制御部２０は、ＧＮＤ電位との接続状態に切り替えてから第２所定期間Ｔ２（例えば「１［秒］」）が経過するまで待機し、続くステップＳ１１１の処理に移行する。第２所定期間Ｔ２だけ待機することにより、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２に貯まっていた電荷をＧＮＤ電位に確実に逃がすとともに、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２に貯まっていた電荷をＧＮＤ電位に確実に逃がすことができる。なお、本実施の形態では第２所定期間Ｔ２として例えば「１［秒］」を採用したがこれに限らない。静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２あるいはＥ２１及びＥ２２に貯まっていた電荷をＧＮＤ電位に確実に逃がすことのできる最短時間よりも長い時間に適宜変更可能である。
When switching to the connection state with the GND potential, the
ステップＳ１１１の処理に移行すると、制御部２０は、切替スイッチ３１１ａ及び３１２ａを切り替えて、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２の接続状態を未接続状態に切り替えるとともに、切替スイッチ３１１ｂ及び３１２ｂを切り替えて、静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２の接続状態を未接続状態に切り替える。
When the process proceeds to step S111, the
未接続状態に切り替えると、制御部２０は、続くステップＳ１１２の処理として、補正パラメータＡ及び補正パラメータＢを使用して補正回路１２ａ及び１２ｂの周波数特性を制御し、心電信号生成部１０は心電信号を生成する。
When switched to the unconnected state, the
心電信号を生成すると、制御部２０は、続くステップＳ１１３の判断処理として、操作スイッチ３２がプッシュ操作されることで計測終了指示が入力されたか否かを判断する。ここで、計測終了指示が入力されたと判断しなかった場合（ステップＳ１１３の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０は、先のステップＳ１０２の判断処理に移行する。一方、計測終了指示が入力されたと判断した場合（ステップＳ１１３の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０は、心電信号生成処理Ｓ１を終了する。
When the electrocardiogram signal is generated, the
上記ステップＳ１１１の処理を実行することで、静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２並びにＥ２１及びＥ２２を絶縁することができるようになり、コンデンサＣ１の静電容量の計測、並びに、コンデンサＣ２の静電容量の計測が心電信号の生成に影響を与えないようにすることができるようになる。 By performing the process of step S111, it becomes possible to insulate the capacitance measuring electrodes E11 and E12 and E21 and E22, measure the capacitance of the capacitor C1, and measure the capacitance of the capacitor C2. Capacitance measurement can be prevented from affecting the generation of an electrocardiogram signal.
以上説明した第１の実施の形態の心電波形計測システム１では、心電信号生成部１０はセンサ回路１１ａと差動増幅器１３との間に補正回路１２ａを有しているとともにセンサ回路１１ｂと差動増幅器１３との間に補正回路１２ｂを有していることとした。これにより、センサ回路１１ａ及び１１ｂから出力された検出信号は、補正回路１２ａ及び１２ｂにより補正された上で差動増幅器１３によって差分が取られることになる。したがって、検出信号とこの検出信号に重畳したノイズとを同時に増幅してしまう従来技術とは異なり、補正回路１２ａ及び１２ｂによる補正の前後でシグナルとノイズとの比であるＳＮ比を高めることができ、ひいては心電信号の検出精度を向上することができるようになる。
In the electrocardiographic
また、上記第１の実施の形態では、心電波形計測システム１は、シートの背もたれ面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、また、センサ電極Ｄ１ａよりもシートの背もたれ面側になるように、さらに、このセンサ電極Ｄ１ａと対向するように、シートの内部に配置され、コンデンサＣ１を構成する一対の静電容量計測用電極Ｅ１１及びＥ１２、並びに、シートの背もたれ面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、また、センサ電極Ｄ１ｂよりもシートの背もたれ面側になるように、さらに、このセンサ電極Ｄ１ｂと対向するように、シートの内部に配置され、コンデンサＣ２を構成する一対の静電容量計測用電極Ｅ２１及びＥ２２を備えており、制御部２０は、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと被検者Ｈｍとの間の静電容量の推定結果として、センサ電極と被検者との間の静電容量の算出結果に替えて、コンデンサＣ１及びＣ２の静電容量の計測結果を用いることとした。「コンデンサＣ１及びＣ２の静電容量≒センサ電極と被検者との間の静電容量」とみなすことが可能であることから、センサ電極と被検者との間の静電容量の推定精度を向上することができるようになり、推定精度が向上する結果、補正回路１２ａ及び１２ｂによる検出信号の補正精度が向上し、心電信号の検出精度を向上することができるようになる。また、コンデンサＣ１及びＣ２の静電容量を一括して計測することから、上記従来技術のように接触面積Ａｒや誘電率ε等の値が正確にわからなくても、静電容量を正確に測定することができる。
In the first embodiment, the electrocardiographic
（第２の実施の形態）
以下、本発明に係る心電波形計測システムの第２の実施の形態について、図１４〜図１９を参照して説明する。なお、図１４は、本実施の形態の心電波形計測システム２について、その全体構成を示すブロック図であり、図１５は、心電波形計測システム２を構成する制御部２０ａの詳細を示すブロック図である。図１４及び図１５から分かるように、この第２の実施の形態の心電波形計測システム２は、第１の実施の形態の心電波形計測システム１とは異なり、切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂを有しておらず、これら切替スイッチ３１１ａ〜３１２ｂの切替制御を行なわない。なお、上記心電波形計測システム１と重複する説明については省略する。
(Second Embodiment)
Hereinafter, a second embodiment of the electrocardiographic waveform measurement system according to the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 14 is a block diagram showing the overall configuration of the electrocardiogram
図１４に示されるように、心電波形計測システム２は、第１の実施の形態と同様に、一組のセンサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂと、基準電極Ｄ２と、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａによって構成されるコンデンサＣ１ａと、一対の静電容量計測用電極Ｅ２１ａ及びＥ２２ａによって構成されるコンデンサＣ２ａと、心電信号生成部１０ａと、制御部２０ａと、操作スイッチ３２と、報知部７０とを有して構成されている。
As shown in FIG. 14, as in the first embodiment, the electrocardiographic
一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａ並びに制御部２０ａについて説明する。一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａは、例えば導電性を有する布によってセンサ電極Ｄ１ａの周囲を覆うこのセンサ電極Ｄ１ａと同心の円環状の電極にて構成されており、シートの背もたれ面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、また、センサ電極Ｄ１ａよりもシートの背もたれ面側になるように、シートの内部に配置されている。これら一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａはコンデンサＣ１を構成している。
The pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a and the
一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａと同様に、一対の静電容量計測用電極Ｅ２１ａ及びＥ２２ａも、導電性を有する布によって構成されており、シートの背もたれ面に平行であり、且つ、互い平行となるように、また、センサ電極Ｄ１ｂよりもシートの背もたれ面側になるように、シートの内部に配置されている。これら一対の静電容量計測用電極Ｅ２１ａ及びＥ２２ａはコンデンサＣ２ａを構成している。 Like the pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a, the pair of capacitance measuring electrodes E21a and E22a are also made of a conductive cloth, parallel to the backrest surface of the seat, and It arrange | positions inside the sheet | seat so that it may become mutually parallel and it may become the backrest surface side of a sheet | seat rather than the sensor electrode D1b. The pair of capacitance measuring electrodes E21a and E22a constitutes a capacitor C2a.
以下、図１６及び図１７を併せ参照してさらに詳述する。なお、図１６は、シート６０内部におけるセンサ電極Ｄ１ａ及び静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａの配置態様を側面方向から示す図であり、図１７は、図１６中のＣ−Ｃ線に沿った断面図である。
Hereinafter, further detailed description will be made with reference to FIGS. 16 and 17 together. 16 is a diagram showing the arrangement of the sensor electrode D1a and the capacitance measuring electrodes E11a and E12a from the side in the
図１６に示されるように、また既述したように、センサ電極Ｄ１ａは例えば銅などの金属材料からなる円形平板状の電極によって構成されており、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａは例えば導電性を有する布によって円環状に構成されている。これらセンサ電極Ｄ１ａ並びに一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａは、それら中心線Ｃｅが一致して同心となるように、センサ電極Ｄ１ａが配置される平面と静電容量計測用電極Ｅ１２ａとの離間距離が例えば「１［ｍｍ］」となるように、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａ間の離間距離が例えば「７４［ｍｍ］」となるように、構成されている。また、センサ電極Ｄ１ａはその直径が例えば「５０［ｍｍ］」となるように構成されているとともに、一対の静電容量計測用電極１１ａ及びＥ１２ａは、その直径が例えば「７５［ｍｍ］」となるように構成されている。
As shown in FIG. 16 and as described above, the sensor electrode D1a is formed of a circular plate electrode made of a metal material such as copper, for example, and the pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a includes For example, it is configured in an annular shape by a conductive cloth. The sensor electrode D1a and the pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a are arranged between the plane on which the sensor electrode D1a is arranged and the capacitance measuring electrode E12a so that the center lines Ce coincide and are concentric. For example, the separation distance between the pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a is, for example, “74 [mm]” so that the separation distance is, for example, “1 [mm]”. The sensor electrode D1a is configured to have a diameter of, for example, “50 [mm]”, and the pair of
このようにして、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａはセンサ電極Ｄ１ａを覆うように配置されることになる。なお、一対の静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａの緒元については、上記一例に限らず、上記心電信号帯域（例えば「０．２〜３５［Ｈｚ］」）においてコンデンサＣ１ａの静電容量を常時計測可能であれば、適宜変更可能である。 In this way, the pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a are arranged so as to cover the sensor electrode D1a. The specification of the pair of capacitance measuring electrodes E11a and E12a is not limited to the above example, and the capacitance of the capacitor C1a in the electrocardiographic signal band (for example, “0.2 to 35 [Hz]”). Can be appropriately changed as long as it can be measured at all times.
ガード電極４０ａは、例えば導電性を有する布からなり、図１７に示すように、センサ電極Ｄ１ａと同心であってこのセンサ電極Ｄ１ａの周囲を覆う筒状の電極によって構成されている。また、ガード電極４０ａは、その直径が例えば「６０［ｍｍ］」となるように構成されており、センサ電極と同電位の電位でガードする。このように構成されることで、センサ電極Ｄ１ａへの高インピーダンス入力に影響が与えられないようにすることができるようになる。
The
絶縁体５０ａは、例えばフィルムなどの樹脂材料からなり、図１７に示すように、静電容量計測用電極Ｅ１２と同心、したがって、センサ電極Ｄ１ａと同心の円形平板状に形成されている。また、絶縁体５０ａは、図１６に示すように、センサ電極Ｄ１ａと弾性体６２との間に介在するように配置されている。
The
なお、ガード電極４０ａは、図１６に示すように、センサ電極Ｄ１ａと同一平面上に位置する部分と弾性体６２内部に位置する部分とに分割されて構成されている。これら両部分の間には、適宜の材料にて構成された導電性テープが介在しており、一体的に構成されている。
As shown in FIG. 16, the
制御部２０ａは、公知のＣＰＵを有して構成される公知のコンピュータであり、操作スイッチ３２に接続され、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂとシートに着座する被検者との間の静電容量の推定結果に基づいて、補正回路１２ａ及び１２ｂによる検出信号の補正を制御する。なお、本実施の形態でも、制御部２０ａは、センサ電極Ｄ１ａ及びＤ１ｂとシートに着座する被検者との間の静電容量の推定結果として、上記コンデンサＣ１ａ及びＣ２ａの計測結果を用いることとしている。また、制御部２０ａが特許請求の範囲に記載の補正制御部に相当する。
The
制御部２０ａは、センサ電極Ｄ１ａに対して設けられたコンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果、及び、センサ電極Ｄ１ｂに対して設けられたコンデンサＣ２ａの計測結果に基づいて、被検者がシートに着座しているか否か、シートに着座している被検者が通常の姿勢にて着座しているか否か、さらに、シートに着座している被検者が安静に着座しているか否かを判断する。なお、制御部２０ａが特許請求の範囲に記載の被検者判断部に相当する。
Based on the measurement result of the capacitance of the capacitor C1a provided for the sensor electrode D1a and the measurement result of the capacitor C2a provided for the sensor electrode D1b, the
詳しくは、制御部２０ａは、コンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果が所定の未着座判定閾値Ｃ１ｔｈ１に一致し、且つ、コンデンサＣ２ａの静電容量の計測結果が所定の未着座判定閾値Ｃ２ｔｈ１に一致すると判断した場合には、被検者Ｈｍがシート６０に着座していないと判断する。そして、制御部２０ａは、被検者Ｈｍがシート６０に着座していないと判断した場合には、例えばスピーカ等から構成された報知部７０を制御してその旨すなわち判断結果を報知する。なお、未着座判定閾値Ｃ１ｔｈ１は被検者Ｈｍがシート６０に着座していない状態にて予め測定されたコンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果であり、未着座判定閾値Ｃ２ｔｈ１は被検者Ｈｍがシート６０に着座していない状態にて予め測定されたコンデンサＣ２ａの静電容量の計測結果である。また、これら未着座判定閾値Ｃ１ｔｈ１及びＣ２ｔｈ１は上記記憶部２４に記憶されている。さらに、本実施の形態では、報知部７０としてスピーカを採用したが、スピーカに限らず、例えばＬＣＤ等の表示部を採用して判断結果を画像にて表示してもよい。
Specifically, the
また、制御部２０ａは、コンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果及びコンデンサＣ２ａの静電容量の計測結果の差の大きさが所定の通常姿勢判定閾値Ｃｔｈ２を上回る場合には、シートに着座している被検者は通常の姿勢にて着座していないと判断する。そして、制御部２０ａは、シート６０に着座している被検者Ｈｍは通常の姿勢にて着座していないと判断した場合には、報知部７０を制御して通常の姿勢にて着座するように報知する。なお、通常の姿勢とは、前かがみとなってシート６０の背もたれにもたれていない姿勢や背後に反ってシート６０の背もたれを押圧する姿勢ではなく、シートの背もたれにもたれた姿勢を意味する。また、所定の通常姿勢判定閾値Ｃｔｈ２とは、そのような通常の姿勢にて着座している状態にて予め測定されたコンデンサＣ１ａの静電容量の測定結果とコンデンサＣ２ａの静電容量の測定結果との差である。また、通常姿勢判定閾値Ｃｔｈ２は上記記憶部２４に記憶されている。
In addition, when the magnitude of the difference between the measurement result of the capacitance of the capacitor C1a and the measurement result of the capacitance of the capacitor C2a exceeds the predetermined normal posture determination threshold Cth2, the
また、制御部２０ａは、コンデンサＣ１ａの静電容量についての第３所定時間Ｔ３（例えば「３［秒］」）内の変化の大きさが所定の安静判定用閾値Ｃ１ｔｈ３を上回る、または、コンデンサＣ２ａの静電容量についての第３所定時間Ｔ３内の変化の大きさが所定の安静判定用閾値Ｃ２ｔｈ３を上回る場合には、シート６０に着座しているＨｍは安静に着座していないと判断する。そして、制御部２０ａは、シート６０に着座しているＨｍは安静に着座していないと判断した場合には、報知部７０を制御して安静に着座するよう報知する。なお、安静に着座するとは、揺れることなく着座する、すなわち振動することなく着座することを意味する。また、所定の安静判定用閾値Ｃ１ｔｈ３とは、振動しながら着座している状態にて予め測定された、コンデンサＣ１の静電容量の第３所定時間Ｔ３内の変化の大きさの最小値であり、所定の安静判定用閾値Ｃ２ｔｈ３とは、振動しながら着座している状態にて予め測定された、コンデンサＣ２の静電容量の第３所定時間Ｔ３内の変化の大きさの最小値である。また、安静判定用閾値Ｃ１ｔｈ３及びＣ２ｔｈ３は上記記憶部２４に記憶されている。
Further, the
図１８は、心電波形計測システム２によって実行される心電信号生成処理Ｓ２の処理手順を示すフローチャートであり、図１９は、心電信号生成処理Ｓ２の中で実行されるステップＳ２１４の処理、すなわち被検者判断処理の処理手順を示すフローチャートである。これら図１８及び図１９を併せ参照して、当該心電波形計測システム２の動作について総括する。なお、心電波形計測システム２は、心電信号生成処理Ｓ２を繰り返し実行する。
FIG. 18 is a flowchart showing a processing procedure of an electrocardiogram signal generation process S2 executed by the electrocardiogram
制御部２０ａは、ステップＳ１０２の判断処理に移行すると、前回の補正パラメータ算出処理ステップＳ１０５の実行時を基準として第１所定期間Ｔ１が経過したか否かを判断する。ここで、第１所定期間Ｔ１が経過したと判断しなかった場合（ステップＳ１０２の判断処理で「Ｎｏ」）、補正パラメータが更新されて間もないことを意味する。補正パラメータを更新する必要性が高くないことから、制御部２０ａは、被検者判断処理Ｓ２１４（後述）及び補正パラメータ算出処理に関連する一連の処理（Ｓ１０４ａ〜Ｓ１０９）を実行することなく、ステップＳ１１２の処理に移行する。一方、第１所定期間Ｔ１が経過したと判断した場合（ステップＳ１０２の判断処理で「Ｙｅｓ」）、補正パラメータが更新されてから長期間が経過したことを意味する。補正パラメータを更新する必要性が高いことから、制御部２０ａは、被検者判断処理Ｓ２１４及び補正パラメータ算出処理に関連する一連の処理（Ｓ１０４ａ〜Ｓ１０９）を実行する。
When the
ステップＳ１０４ａの処理に移行すると、制御部２０ａは、静電容量計測用電極Ｅ１１ａ及びＥ１２ａによって構成されるコンデンサＣ１ａの静電容量と、静電容量計測用電極Ｅ２１ａ及びＥ２２ａによって構成されるコンデンサＣ２ａの静電容量とを計測し、図１９に示す被検者判断処理S２１４に移行する。
When the process proceeds to step S104a, the
この被検者判断処理S２１４に移行すると、制御部２０ａは、まず、ステップＳ２１４１の判断処理として、コンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果が所定の未着座判定閾値Ｃ１ｔｈ１に一致し、且つ、コンデンサＣ２ａの静電容量の計測結果が所定の未着座判定閾値Ｃ２ｔｈ１に一致するか否かを判断する。
When the process proceeds to the subject determination process S214, the
ここで、両者が一致すると判断した場合（ステップＳ２１４１の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０ａは、被検者Ｈｍがシート６０に着座していないと判断する。そして、制御部２０ａは、続くステップＳ２１４２の処理として、報知部７０を制御して被検者Ｈｍがシート６０に着座していない旨を報知し、続くステップＳ１０５の処理に移行する。
Here, when it is determined that the two match (“Yes” in the determination process in step S2141), the
一方、両者が一致すると判断しなかった場合（ステップＳ２１４１の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０ａは、被検者Ｈｍがシート６０に着座していると判断する。そして、制御部２０ａは、続くステップＳ２１４３の判断処理として、コンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果及びコンデンサＣ２ａの静電容量の計測結果の差の大きさが所定の通常姿勢判定閾値Ｃｔｈ２を上回るか否かを判断する。
On the other hand, when it is not determined that the two match (“No” in the determination process in step S2141), the
ここで、上記差の大きさが上回ると判断した場合（ステップＳ２１４３の判断処理で「Ｙｅｓ」）、制御部２０ａは、シート６０に着座している被検者は通常の姿勢にて着座していないと判断する。そして、制御部２０ａは、続くステップＳ２１４４の処理として、報知部７０を制御して通常の姿勢にて着座するように報知し、続くステップＳ１０５の処理に移行する。一方、上記差の大きさが上回ると判断しなかった場合（ステップＳ２１４３の判断処理で「Ｎｏ」）、制御部２０ａは、続くステップＳ２１４５の判断処理に移行する。
Here, when it is determined that the magnitude of the difference exceeds (“Yes” in the determination process in step S2143), the
ステップＳ２１４５の判断処理に移行すると、制御部２０ａは、コンデンサＣ１ａの静電容量についての第３所定時間Ｔ３内の変化の大きさが所定の安静判定用閾値Ｃ１ｔｈ３を上回るか否か、または、コンデンサＣ２ａの静電容量についての第３所定時間Ｔ３内の変化の大きさが所定の安静判定用閾値Ｃ２ｔｈ３を上回るか否かを判断する。
In step S2145, the
ここで、否定判断をした場合（ステップＳ２１４５の判断処理で「Ｎｏ」）、被検者６０はシート６０に通常の姿勢にて安静に着座していることを意味する。そのため、制御部２０ａは、そのまま続くステップＳ１０５の処理に移行する。一方、肯定判断をした場合（ステップＳ２１４５の判断処理で「Ｙｅｓ」）、被検者６０はシート６０に安静に着座していないことを意味する。そのため、制御部２０ａは、続くステップＳ２１４６の処理として、報知部７０を制御して安静に着座するよう報知し、続くステップＳ１０５の処理に移行する。
Here, when a negative determination is made (“No” in the determination process of step S2145), it means that the subject 60 is seated on the
以上説明した第２の実施の形態の心電波形計測システム２では、センサ電極Ｄ１ａに対して設けられたコンデンサＣ１ａの静電容量の計測結果、及び、センサ電極Ｄ１ｂに対して設けられたコンデンサＣ２ａの計測結果に基づいて、被検者Ｈｍがシート６０に着座しているか否か、シート６０に着座している被検者Ｈｍが通常の姿勢にて着座しているか否か、さらに、シート６０に着座している被検者Ｈｍが安静に着座しているか否かを判断することとした。そして、制御部２０ａは、被検者Ｈｍがシート６０に着座していないと判断した場合には報知部７０を制御してその旨を報知し、被検者Ｈｍが通常の姿勢にてシート６０に着座していないと判断された場合には、報知部７０を制御して通常の姿勢にてシート６０に着座するよう報知し、被検者Ｈｍがシート６０に安静に着座していないと判断された場合には、報知部７０を制御してシート６０に安静に着座するよう報知することとした。これにより、被検者Ｈｍに対して通常の姿勢にて安静にシート６０に着座することを促すことができ、ひいては、心電信号の検出精度をより向上することができるようになる。
In the electrocardiographic
（他の実施の形態）
上記各実施の形態では、被検者を検査する検査部として、シートを採用していたが、これに限らない。他に例えば、被検者を検査する検査部としてベッドを採用することができる。ベッドを採用した場合、ベッドの表面のうち被検者が横たわる面が被検者接触面に相当することになる。
(Other embodiments)
In each said embodiment, although the sheet | seat was employ | adopted as a test | inspection part which test | inspects a subject, it is not restricted to this. In addition, for example, a bed can be adopted as an inspection unit for inspecting a subject. When the bed is adopted, the surface on which the subject lies on the surface of the bed corresponds to the subject contact surface.
１，２…心電波形計測システム、１０…心電信号生成部、１１ａ，１１ｂ…センサ回路、１２ａ，１２ｂ…補正回路、１３…差動増幅器、１４…バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）、１５…ＡＤ変換器、２０…制御部（補正制御部）、２０ａ…制御部（補正制御部、被検者判断部）、２１…静電容量計測部、２１ａ…Ｃ１計測部、２１ｂ…Ｃ２計測部、２２…補正パラメータ算出部、２２ａ…パラメータＡ算出部、２２ｂ…パラメータＢ算出部、２３…スイッチ制御部、２４…記憶部、３１，３１１ａ〜３１２ｂ…切替スイッチ、３２…計測開始スイッチ、４０、４０ａ…ガード電極、５０…絶縁体、５１…導電性テープ、６０…シート、６１…シート素材、６２…弾性体、７０…報知部、Ｄ１ａ，Ｄ１ｂ…センサ電極、Ｄ２…基準電極、Ｅ１１，Ｅ１２，Ｅ１１ａ，Ｅ１２ａ…一対の静電容量計測用電極、Ｅ２１，Ｅ２２，Ｅ２１ａ，Ｅ２２ａ…一対の静電容量計測電極、Ｈｍ…人体、Ｃｌ…衣服、Ｃ１，Ｃ２，Ｃ４〜Ｃ７…コンデンサ、Ｒ１，Ｒ２，Ｒ４〜Ｒ９…抵抗器、ＯＰ１１ａ〜ＯＰ１２ｂ…オペアンプ
DESCRIPTION OF
Claims (18)
前記センサ電極における電位を取得して検出信号として出力するセンサ回路と前記検出信号を補正して補正信号として出力する補正回路とを前記センサ電極毎に有するとともに、これら補正回路から出力された補正信号の差分をとって差分信号として出力する差動増幅器を有し、前記差分信号を用いて前記被検者の心電信号を生成する心電信号生成部と、
前記検査部の被検者接触面に平行であり、且つ、互いに平行となるように、前記センサ電極よりも前記被検者接触面側に配置された少なくとも一対のインピーダンス計測用電極と、
前記インピーダンス計測用電極を用いて計測された、前記センサ電極と前記検査部に接触する被検者との間のインピーダンスの計測結果に基づいて、前記補正回路による検出信号の補正を制御する補正制御部とを備える心電波形計測システムであって、
前記センサ電極は、平板状の電極によって構成され、前記検査部の被検者接触面に対し平行となるように配置されていることを特徴とする心電波形計測システム。 At least one set of sensor electrodes disposed inside an inspection section for inspecting the subject; and
Each of the sensor electrodes has a sensor circuit that acquires a potential at the sensor electrode and outputs it as a detection signal, and a correction circuit that corrects the detection signal and outputs it as a correction signal, and the correction signal output from these correction circuits A differential amplifier that takes the difference of and outputs as a differential signal, and generates an electrocardiographic signal of the subject using the differential signal;
At least a pair of impedance measurement electrodes arranged on the subject contact surface side of the sensor electrode so as to be parallel to the subject contact surface of the inspection unit and parallel to each other;
Correction control for controlling the correction of the detection signal by the correction circuit based on the measurement result of the impedance between the sensor electrode and the subject in contact with the inspection unit, measured using the impedance measurement electrode An electrocardiographic waveform measurement system comprising a unit,
The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 1, wherein the sensor electrode is configured by a flat electrode, and is arranged so as to be parallel to a subject contact surface of the examination unit.
前記補正制御部は、
前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを計測するインピーダンス計測部を有し、
前記センサ電極と前記検査部に接触する被検者との間のインピーダンスの計測結果として、前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果を用いることを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiogram measurement system according to claim 1,
The correction control unit
Has an impedance measuring unit for measuring the impedance between the impedance measurement electrodes before Symbol a pair,
Impedance measurement results as the previous SL electrocardiographic waveform measurement system which is characterized by using the measurement result of the impedance between a pair of impedance measuring electrodes between the subject in contact with the sensor electrode and the measurement part .
前記一対のインピーダンス計測用電極は、前記センサ電極と対向するように配置されていることを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 1 or 2,
The electrocardiographic waveform measurement system, wherein the pair of impedance measurement electrodes are arranged so as to face the sensor electrode.
前記補正制御部は、
前記インピーダンス計測部による前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測と前記心電信号生成部による心電信号の生成とを切り替える切替スイッチと、
この切替スイッチによる切り替えを行なうスイッチ制御部とを有することを特徴とする心電波形計測システム。 In the electrocardiogram waveform measurement system according to any one of claims 1 to 3,
The correction control unit
A changeover switch for switching between measurement of impedance between the pair of impedance measurement electrodes by the impedance measurement unit and generation of an electrocardiogram signal by the electrocardiogram signal generation unit;
An electrocardiographic waveform measurement system comprising: a switch control unit that performs switching by the switch.
前記切替スイッチは、前記一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を、前記インピーダンス計測部と接続された接続状態と、前記インピーダンス計測部と接続されていない未接続状態との間で切り替えるものであり、
前記スイッチ制御部が前記一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を前記インピーダンス計測部との接続状態に切り替えた場合には、前記インピーダンス計測部は前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを検出し、前記スイッチ制御部が前記一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を前記インピーダンス計測部と接続されていない未接続状態に切り替えた場合には、前記心電信号生成部は心電信号を生成することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 4,
The changeover switch is for switching the connection state of the pair of impedance measurement electrodes between a connection state connected to the impedance measurement unit and a non-connection state not connected to the impedance measurement unit,
When the switch control unit switches the connection state of the pair of impedance measurement electrodes to the connection state with the impedance measurement unit, the impedance measurement unit detects the impedance between the pair of impedance measurement electrodes, When the switch control unit switches the connection state of the pair of impedance measurement electrodes to an unconnected state that is not connected to the impedance measurement unit, the electrocardiogram signal generation unit generates an electrocardiogram signal. A featured ECG waveform measurement system.
前記切替スイッチは、前記一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を、前記インピーダンス計測部と接続された接続状態、ＧＮＤ電位と接続された接続状態、並びに、これらインピーダンス計測部及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態の中で切り替えるものであり、
前記スイッチ制御部が前記一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を前記インピーダンス計測部との接続状態に切り替えた場合には、前記インピーダンス計測部は前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスを検出し、前記スイッチ制御部が前記一対のインピーダンス計測用電極の接続状態を前記ＧＮＤ電位との接続状態に切り替えた後、さらに前記インピーダンス計測部及びＧＮＤ電位のいずれとも接続されていない未接続状態に切り替えた場合には、前記心電信号生成部は心電信号を生成することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 4,
The changeover switch connects a connection state of the pair of impedance measurement electrodes to a connection state connected to the impedance measurement unit, a connection state connected to a GND potential, and both the impedance measurement unit and the GND potential. Switch in an unconnected state,
When the switch control unit switches the connection state of the pair of impedance measurement electrodes to the connection state with the impedance measurement unit, the impedance measurement unit detects the impedance between the pair of impedance measurement electrodes, When the switch control unit switches the connection state of the pair of impedance measurement electrodes to a connection state with the GND potential, and then switches to a non-connection state in which neither the impedance measurement unit nor the GND potential is connected. In the electrocardiogram waveform measurement system, the electrocardiogram signal generator generates an electrocardiogram signal.
前記少なくとも一対のインピーダンス計測用電極は、前記センサ電極の周囲を覆うこのセンサ電極と同心の円環状の電極もしくは円環の一部にて構成されていることを特徴とする心電波形計測システム。 In the electrocardiogram waveform measurement system according to any one of claims 1 to 3,
The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 1, wherein the at least one pair of impedance measurement electrodes is formed of an annular electrode concentric with the sensor electrode surrounding the sensor electrode or a part of the ring.
前記センサ電極の周囲を覆うとともに、前記センサ電極を前記インピーダンス計測用電極からシールドする位置に配置されたガード電極を備えることを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 7,
An electrocardiographic waveform measurement system comprising a guard electrode that covers the periphery of the sensor electrode and is disposed at a position that shields the sensor electrode from the impedance measurement electrode.
前記ガード電極は、筒状であることを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 8,
The electrocardiographic waveform measurement system, wherein the guard electrode is cylindrical.
前記ガード電極は、前記センサ電極と同心であることを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 8 or 9,
The electrocardiographic waveform measurement system, wherein the guard electrode is concentric with the sensor electrode.
前記検査部は被検者が着座するシートであり、前記被検者接触面はシートの背もたれ面であり、
前記一組のセンサ電極毎に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果に基づいて、被検者が前記シートに着座しているか否かを判断する被検者判断部と、
前記被検者判断部による判断結果を報知する報知部とをさらに備えることを特徴とする心電波形計測システム。 In the electrocardiogram waveform measurement system according to any one of claims 1 to 10,
The inspection unit is a seat on which a subject is seated, and the subject contact surface is a backrest surface of the seat,
A subject determination unit that determines whether or not the subject is seated on the seat based on a measurement result of impedance between the pair of impedance measurement electrodes provided for each set of sensor electrodes; ,
An electrocardiographic waveform measurement system, further comprising: an informing unit for informing a judgment result by the subject judging unit.
前記被検者判断部は、前記一組のセンサ電極毎に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスが双方ともに所定の未着座判定閾値と一致しない場合には、被検者が前記シートに着座していると判断し、
前記報知部は、前記被検者判断部によって被検者が前記シートに着座していないと判断された場合には、被検者がシートに着座していない旨を報知することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 11,
The subject determination unit, when both of the impedance between the pair of impedance measurement electrodes provided for each set of sensor electrodes does not match a predetermined non-seating determination threshold, I think I ’m seated in the seat,
The notification unit notifies that the subject is not seated on the seat when the subject judgment unit determines that the subject is not seated on the seat. ECG waveform measurement system.
前記被検者判断部は、前記一組のセンサ電極毎に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果に基づいて、前記シートに着座している被検者が通常の姿勢にて着座しているか否かを判断し、
前記報知部は、前記被検者判断部によって被検者が通常の姿勢にて前記シートに着座していないと判断された場合には、通常の姿勢にて前記シートに着座するよう報知することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 11 or 12,
The subject determination unit is configured so that the subject sitting on the seat is in a normal posture based on a measurement result of impedance between the pair of impedance measurement electrodes provided for each pair of sensor electrodes. To determine if you are seated at
The notification unit notifies the subject to be seated on the seat in a normal posture when the subject determination unit determines that the subject is not seated on the seat in a normal posture. ECG waveform measurement system characterized by
前記被検者判断部は、前記一組のセンサ電極毎に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの差の大きさが所定の通常姿勢判定閾値を上回る場合には、前記シートに着座している被検者は通常の姿勢にて着座していないと判断することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 13,
If the magnitude of the difference in impedance between the pair of impedance measurement electrodes provided for each pair of sensor electrodes exceeds a predetermined normal posture determination threshold, the subject determination unit applies to the sheet. An electrocardiographic waveform measurement system, wherein a seated subject is determined not to be seated in a normal posture.
前記被検者判断部は、前記一組のセンサ電極毎に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの計測結果に基づいて、前記シートに着座している被検者が安静に着座しているか否かを判断し、
前記報知部は、前記被検者判断部によって被検者が前記シートに安静に着座していないと判断された場合には、前記シートに安静に着座するよう報知することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to any one of claims 11 to 14,
The subject determination unit is configured to allow a subject sitting on the seat to rest on the basis of a measurement result of impedance between the pair of impedance measurement electrodes provided for each pair of sensor electrodes. Determine whether or not
The informing unit is configured to notify the subject to be seated on the seat when the subject judging unit determines that the subject is not seated on the seat. Shape measuring system.
前記被検者判断部は、前記一組のセンサ電極のうち一方のセンサ電極に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの所定時間毎の変化の大きさと、前記一組のセンサ電極のうち他方のセンサ電極に設けられた前記一対のインピーダンス計測用電極間のインピーダンスの所定時間毎の変化の大きさとの少なくともいずれか一方が所定の安静判定用閾値を上回る場合には、前記シートに着座している被検者は安静に着座していないと判断することを特徴とする心電波形計測システム。 The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 15,
The subject determination unit includes: a magnitude of a change in impedance between the pair of impedance measurement electrodes provided on one sensor electrode of the pair of sensor electrodes per predetermined time; and the pair of sensor electrodes. If at least one of the magnitudes of changes in the impedance between the pair of impedance measuring electrodes provided on the other sensor electrode is greater than a predetermined rest determination threshold, An electrocardiographic waveform measurement system characterized by determining that a seated subject is not seated in a resting state.
前記一対のインピーダンス計測用電極は、導電性を有する布にて構成され、前記検査部の内部に配置されていることを特徴とする心電波形計測システム。 In the electrocardiogram waveform measurement system according to any one of claims 1 to 16,
The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 1, wherein the pair of impedance measurement electrodes is made of a conductive cloth and is disposed inside the inspection unit.
前記検査部は、当該検査部の表面を覆う検査部素材と、前記検査部の内部の弾性体とを有して構成されており、
前記弾性体は、前記検査部素材のうち被検者が接触する部分と前記センサ電極との間に介在していることを特徴とする心電波形計測システム。 In the electrocardiographic waveform measurement system according to any one of claims 1 to 17,
The inspection unit includes an inspection unit material that covers the surface of the inspection unit, and an elastic body inside the inspection unit.
The electrocardiographic waveform measurement system according to claim 1, wherein the elastic body is interposed between a portion of the examination part material that the subject contacts and the sensor electrode.
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