JPH0341687Y2 - - Google Patents
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- JPH0341687Y2 JPH0341687Y2 JP1984036654U JP3665484U JPH0341687Y2 JP H0341687 Y2 JPH0341687 Y2 JP H0341687Y2 JP 1984036654 U JP1984036654 U JP 1984036654U JP 3665484 U JP3665484 U JP 3665484U JP H0341687 Y2 JPH0341687 Y2 JP H0341687Y2
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【考案の詳細な説明】
〔考案の技術分野〕
この考案は、正確に心拍数を測定可能な心拍計
に関する。[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] This invention relates to a heart rate meter that can accurately measure heart rate.
近年、電子腕時計の多機能化が進み、心拍数測
定装置付電子腕時計が知られている。この種のも
のは、時計ケースの下面（裏蓋）および上面（時
計ガラス）に夫々、心拍数を検出するための電極
を形成し、時計を腕に装着している状態、すなわ
ち、裏蓋に形成された電極が腕に接触している状
態において、時計ガラスに形成された電極を指で
触れることにより、その人の心拍数を測定して表
示するようになつている。
In recent years, electronic wristwatches have become more multifunctional, and electronic wristwatches equipped with heart rate measuring devices have become known. This type of watch has electrodes for detecting heart rate formed on the bottom (back cover) and top (watch glass) of the watch case, respectively. By touching the electrode formed on the watch glass with your finger while the formed electrode is in contact with your arm, the person's heart rate is measured and displayed.
しかしながら、この種の心拍数測定装置付電子
時計によれば、第１図ａに示す如く、心拍に応じ
て正確な心拍波形が得られれば問題はないが、実
際にはノイズ等の影響を受け、第１図ｂに示す如
き心拍波形となり、これをフイルターに通せば、
ある程度のノイズ成分、例えば小さな波形となる
ノイズ成分はカツトすることが出来るが、大きな
波形となるノイズ成分をカツトすることは出来な
かつた。即ち、大きな波形をもカツトするフイル
タを設けると、測定すべき心拍波形をもカツトし
てしまうおそれが生じるからである。従つて、比
較的大きなノイズ波形を完全に除去することは出
来ず、第１図ｃに示すように第１図ａに示した心
拍波形以外はにノイズ成分からなる波形を含んだ
波形となつてしまい、波形の振幅が一定値以上の
ものを心拍波形として検出するようにした場合、
ノイズ成分波形をも心拍波形として検出してしま
い正確に心拍数を測定することが出来ない欠点が
あつた。 However, with this type of electronic watch equipped with a heart rate measuring device, as shown in Figure 1a, there is no problem as long as an accurate heartbeat waveform can be obtained according to the heartbeat, but in reality it is susceptible to the effects of noise etc. , a heartbeat waveform as shown in Figure 1b is obtained, and if this is passed through a filter,
Although it is possible to cut out a certain amount of noise components, for example, noise components with small waveforms, it is not possible to cut out noise components with large waveforms. That is, if a filter is provided that also cuts out large waveforms, there is a risk that the heartbeat waveform to be measured will also be cut out. Therefore, it is not possible to completely remove relatively large noise waveforms, and as shown in Figure 1c, waveforms other than the heartbeat waveform shown in Figure 1a contain waveforms consisting of noise components. If the waveform amplitude exceeds a certain value and is detected as a heartbeat waveform,
There was a drawback that the noise component waveform was also detected as the heartbeat waveform, making it impossible to accurately measure the heartbeat rate.
また、心拍波形の振幅は、電子腕時計の装着条
件、湿気や気温等の雰囲気、個人差等の影響を受
ける為測定毎に異なる場合が多い。そこで心拍波
形の振幅がどの程度であつたとしても、常に一定
の心拍波形が得られるように、増幅率を自動的に
可変する自動利得制御回路（AGC回路）を用い
ることが考えられる。然しながらこのような
AGC回路を用いた場合には、心拍による波形と
同一の増幅率でノイズによる波形をも増幅してし
まう為に、ノイズによる波形も心拍波形として検
出してしまう欠点があつた。 Furthermore, the amplitude of the heartbeat waveform is influenced by the wearing conditions of the electronic wristwatch, the atmosphere such as humidity and temperature, and individual differences, so it often differs from measurement to measurement. Therefore, it is conceivable to use an automatic gain control circuit (AGC circuit) that automatically varies the amplification factor so that a constant heartbeat waveform is always obtained regardless of the amplitude of the heartbeat waveform. However, such
When an AGC circuit is used, the waveform due to noise is also amplified with the same amplification factor as the waveform due to heartbeat, so there is a drawback that the waveform due to noise is also detected as a heartbeat waveform.
この考案は、上述した事情を背景になされたも
ので、その目的とするところは、ノイズ、個人差
等の影響を除去して、正確に心拍数を測定するこ
とができる心拍計を提供することにある。
This invention was developed against the background of the above-mentioned circumstances, and its purpose is to provide a heart rate monitor that can accurately measure heart rate while eliminating the effects of noise, individual differences, etc. It is in.
この考案は、上述した目的を達成するために、
心拍センサーで検出された心拍波形を増幅する際
に、増幅器で増幅された心拍波形の振幅のピーク
電圧が予め設定された所定の範囲内にあるように
前記増幅器の増幅率をフイードバツク制御するよ
うにした点を要旨とするものである。
In order to achieve the above-mentioned purpose, this invention
When amplifying the heartbeat waveform detected by the heartbeat sensor, the amplification factor of the amplifier is feedback-controlled so that the peak voltage of the amplitude of the heartbeat waveform amplified by the amplifier is within a predetermined range. This is a summary of the points made.
以下、この考案を第２図乃至第５図に示す一実
施例に基づいて具体的に説明する。第２図はこの
考案を適用した心拍測定装置付電子腕時計のブロ
ツク回路図で、この電子腕時計の下面（裏蓋）お
よび上面（時計ガラス）には夫々、心拍を検出す
るための電極１，２が形成されている。なお、電
極１，２は、裏蓋に形成された電極１が腕等の人
体に接触している状態において、時計ガラスに形
成された電極２に指等で触れることにより心拍波
形が得られる既知の構成となつている。而して、
電極１，２で検出された心拍波形は、差動形前置
増幅器３で所定の大きさに増幅されたのち、フイ
ルター４に印加され、その結果、フイルター４か
らはある程度ノイズ成分が除去された心拍波形が
得られる。そして、このフイルター４から出力さ
れた心拍波形は、差動形主増幅器５で更に増幅さ
れたのち、コンパレータ６に入力される。コンパ
レータ６は差動形主増幅器５で増幅された心拍波
形のピーク電圧が予め設定された所定の範囲内に
あるか否かを検出するもので、その検出結果を感
度制御部７に与え、そして、感度制御部７はコン
パレータ６の検出結果を判断し、それに応じて差
動形主増幅器５の増幅率を変化させるための信号
を出力し、差動形主増幅器５に与える。すなわ
ち、本実施例では差動形主増幅器５で増幅された
心拍波形のピーク電圧が予め設定された所定範囲
内にあるように差動形主増幅器５の増幅率をフイ
ードバツク制御するようになつている。
This invention will be specifically explained below based on an embodiment shown in FIGS. 2 to 5. Figure 2 is a block circuit diagram of an electronic wristwatch with a heart rate measuring device to which this invention is applied.The lower surface (back cover) and upper surface (watch glass) of this electronic wristwatch have electrodes 1 and 2 for detecting heartbeat, respectively. is formed. The electrodes 1 and 2 are known to obtain a heartbeat waveform by touching electrode 2 formed on the watch glass with a finger or the like while electrode 1 formed on the back cover is in contact with a human body such as an arm. The structure is as follows. Then,
The heartbeat waveform detected by the electrodes 1 and 2 is amplified to a predetermined magnitude by the differential preamplifier 3 and then applied to the filter 4, and as a result, noise components are removed from the filter 4 to some extent. A heartbeat waveform can be obtained. The heartbeat waveform output from the filter 4 is further amplified by the differential main amplifier 5 and then input to the comparator 6. The comparator 6 detects whether the peak voltage of the heartbeat waveform amplified by the differential main amplifier 5 is within a predetermined range, and provides the detection result to the sensitivity control section 7. The sensitivity control section 7 determines the detection result of the comparator 6, outputs a signal for changing the amplification factor of the differential main amplifier 5 according to the detection result, and supplies the signal to the differential main amplifier 5. That is, in this embodiment, the amplification factor of the differential main amplifier 5 is feedback-controlled so that the peak voltage of the heartbeat waveform amplified by the differential main amplifier 5 is within a predetermined range. There is.
ここで、第３図を参照して差動形主増幅器５の
具体的構成について説明する。差動形主増幅器５
を構成するオペアンプ５Ａのマイナス入力端子に
はフイルター４からの心拍波形が抵抗Raを介し
て印加されており、また、そのプラス入力端子に
はグランドレベルの電圧が印加されている。そし
て、オペアンプ５Ａには、複数個（本実施例にあ
つては５個）のフイードバツク抵抗Rb1〜Rb5が
並列接続された分圧帰還回路が夫々設けられてい
ると共に、上記各分圧帰還回路の中には、対応す
るフイードバツク抵抗Rb1〜Rb5に直列接続され
たスイツチング用のＰチヤンネルMOSトランジ
スタTr1〜Tr5が設けられている。而して、これ
ら各トランジスタTr1〜Tr5は、感度制御部７か
ら対応出力される信号がそのゲートに印加される
ことにより択一的にオンされるようになつてい
る。また、フイードバツク抵抗Rb1〜Rb5はその
抵抗値がRb1＜Rb2＜Rb3＜Rb4＜Rb5の関係に設
定されたものである。 Here, the specific configuration of the differential main amplifier 5 will be explained with reference to FIG. Differential main amplifier 5
The heartbeat waveform from the filter 4 is applied to the negative input terminal of the operational amplifier 5A constituting the operational amplifier 5A via a resistor Ra, and a ground level voltage is applied to its positive input terminal. The operational amplifier 5A is provided with a partial voltage feedback circuit in which a plurality of (five in this embodiment) feedback resistors Rb 1 to Rb 5 are connected in parallel, and each of the aforementioned partial voltage feedback circuits is provided. The circuit includes switching P-channel MOS transistors Tr 1 to Tr 5 connected in series to corresponding feedback resistors Rb 1 to Rb 5 . Each of these transistors Tr 1 to Tr 5 is selectively turned on by applying a corresponding output signal from the sensitivity control section 7 to its gate. Further, the resistance values of the feedback resistors Rb 1 to Rb 5 are set to satisfy the relationship Rb 1 <Rb 2 <Rb 3 <Rb 4 <Rb 5 .
また、コンパレータ６は、第４図に示す如く構
成されている。すなわち、コンパレータ６は、差
動形主増幅器５で増幅された心拍波形を予め設定
された所定の電圧レベルと比較する２つのコンパ
レータ６Ａ，６Ｂを有する構成となつている。こ
のコンパレータ６Ａ，６Ｂは、差動形主増幅器５
で増幅された心拍波形のピーク電圧が予め設定さ
れた所定の範囲内にあるか否かを検出するため
に、コンパレータ６Ａには上記所定範囲の上限レ
ベルの電圧、コンパレータ６Ｂには下限レベルの
電圧が予め設定されており、差動形主増幅器５の
出力がその設定レベルを越えた場合に夫々、
Highレベル（論理値“１”）の信号を出力する構
成となつている。而して、コンパレータ６Ａ，６
Ｂの出力信号は夫々、比較結果データとして感度
制御部７に読み込まれる。なお、コンパレータ６
Ａ，６Ｂは夫々、リセツト信号によつて初期状態
にセツトされる。 Further, the comparator 6 is constructed as shown in FIG. That is, the comparator 6 is configured to include two comparators 6A and 6B that compare the heartbeat waveform amplified by the differential main amplifier 5 with a predetermined voltage level set in advance. The comparators 6A and 6B are connected to the differential main amplifier 5.
In order to detect whether the peak voltage of the heartbeat waveform amplified by is within a predetermined range, the comparator 6A has a voltage at the upper limit level of the predetermined range, and the comparator 6B has a voltage at the lower limit level. are set in advance, and when the output of the differential main amplifier 5 exceeds the set level, respectively,
It is configured to output a high level (logical value "1") signal. Therefore, comparators 6A, 6
The output signals of B are respectively read into the sensitivity control section 7 as comparison result data. In addition, comparator 6
A and 6B are each set to the initial state by a reset signal.
次に、第２図に戻つて他の回路について説明す
る。コンパレータ６を介して出力される心拍波形
は、周期計時部８に入力され、そのパルスの周期
が計時される。これによつて得られた周期データ
は、演算回路９に送られ、例えば、１分間の心拍
数に変換され、電子光学的表示部１０にデジタル
表示される。 Next, referring back to FIG. 2, other circuits will be explained. The heartbeat waveform outputted via the comparator 6 is input to a cycle timer 8, and the cycle of the pulse is timed. The period data thus obtained is sent to the arithmetic circuit 9, where it is converted into, for example, the heart rate per minute, and digitally displayed on the electro-optical display section 10.
なお、表示部１０には時計部１１で得られた時
刻データ等も表示される。また、時計部１１は、
２秒周期の信号を出力して感度制御部７に動作指
令信号として与え、感度制御部７を２秒毎に動作
させる。 Note that the display unit 10 also displays time data etc. obtained by the clock unit 11. Further, the clock section 11 is
A signal with a period of 2 seconds is outputted and given to the sensitivity control section 7 as an operation command signal, and the sensitivity control section 7 is operated every 2 seconds.
次に、上述のように構成された心拍測定装置の
動作を第５図に示すフローチヤートを参照して説
明する。第５図に示すフローチヤートは、感度制
御部７の動作を説明するもので、感度制御部７は
時計部１１からの信号にしたがつて２秒毎に動作
し、コンパレータ６Ａ，６Ｂの比較結果を読み込
む（ステツプS1）。そして、このコンパレータ６
Ａ，６Ｂの内容ａ、ｂに応じて夫々条件分岐を行
う。すなわち、コンパレータ６Ａ，６Ｂの内容
ａ、ｂが共に、High、換言すれば、差動形主増
幅器５のピーク電圧がコンパレータ６Ａおよび６
Ｂの設定電圧を夫々越えた場合、すなわち、コン
パレータ６Ａに設定されている上限レベルを越え
た場合にはステツプS2からステツプS3に進行し、
差動形主増幅器５のフイードバツク抵抗値を減少
させる処理が実行される。すなわち、この場合に
は、差動形主増幅器５から出力される心拍波形の
ピーク電圧が高すぎるので、フイードバツク抵抗
値を減少させてその増幅率を小さくする。而し
て、ステツプS3からステツプS1に戻り、ステツプ
S2で「NO」と判断されるまで上述したステツプ
S1、S2、S3が繰り返し実行される。すなわち、い
ま、差動形主増幅器５において、トランジスタ
Tr1がオンされていてその他のトランジスタTr2
〜Tr5が全てオフされている場合、すなわち、フ
イードバツク抵抗Rb1が選定されていたものとす
ると、ステツプS2で「YES」と判断されること
により、感度制御回路７はトランジスタTr2をオ
ンさせてフイードバツク抵抗Rb2を選定する。こ
の結果、更にステツプS2で「YES」と判断され
た場合には、次のフイードバツク抵抗Rb3を選定
する。このようにフイードバツク抵抗の抵抗値を
段階的に順次減少させてゆく。この結果、ステツ
プS2で「NO」と判断されるとと、ステツプS4に
進行する。ここでは、コンパレータ６Ａ，６Ｂの
内容が共にLow、換言すれば、差動形主増幅器
５のピーク電圧がコンパレータ６Ａ，６Ｂの設定
電圧以下か否かを判断するもので、以下の場合す
なわち、コンパレータ６Ｂに設定されている下限
レベル以下の場合には、ステツプS5に進行し、差
動形主増幅器５のフイードバツク抵抗値を増加さ
せる処理が実行される。すなわち、この場合に
は、差動形主増幅器５から出力される心拍波形の
ピーク電圧が低くすぎるので、フイードバツク抵
抗値を増加させてその増幅率を高くする。而し
て、ステツプS5からステツプS1に戻り、上述の場
合と同様に、フイードバツク抵抗Rb1〜Rb5を択
一的に順次選定してゆくが、この場合には、その
抵抗値が順次増大する方向に選定される。 Next, the operation of the heart rate measuring device configured as described above will be explained with reference to the flowchart shown in FIG. The flowchart shown in FIG. 5 explains the operation of the sensitivity control section 7. The sensitivity control section 7 operates every 2 seconds according to the signal from the clock section 11, and the comparison results of the comparators 6A and 6B are (Step S1 ). And this comparator 6
Conditional branching is performed depending on the contents a and b of A and 6B, respectively. That is, the contents a and b of the comparators 6A and 6B are both High, in other words, the peak voltage of the differential main amplifier 5 is high.
If the set voltages of B are exceeded, that is, if the upper limit level set in the comparator 6A is exceeded, the process proceeds from step S2 to step S3 ,
A process for reducing the feedback resistance value of the differential main amplifier 5 is executed. That is, in this case, since the peak voltage of the heartbeat waveform output from the differential main amplifier 5 is too high, the feedback resistance value is decreased to reduce its amplification factor. Then, return from step S 3 to step S 1 , and proceed to step S 1.
Follow the above steps until S 2 is determined to be “NO”.
S 1 , S 2 , and S 3 are executed repeatedly. That is, now, in the differential main amplifier 5, the transistor
Tr 1 is turned on and the other transistor Tr 2
~If all Tr 5 are turned off, that is, if feedback resistor Rb 1 is selected, the sensitivity control circuit 7 turns on transistor Tr 2 by determining "YES" in step S2 . and select the feedback resistor Rb2 . As a result, if the determination in step S2 is ``YES'', the next feedback resistor Rb3 is selected. In this way, the resistance value of the feedback resistor is gradually decreased. As a result, if the determination in step S2 is "NO", the process proceeds to step S4 . Here, it is determined whether the contents of the comparators 6A and 6B are both Low, in other words, whether the peak voltage of the differential main amplifier 5 is lower than the set voltage of the comparators 6A and 6B. If it is below the lower limit level set in 6B, the process proceeds to step S5 , where processing for increasing the feedback resistance value of the differential main amplifier 5 is executed. That is, in this case, since the peak voltage of the heartbeat waveform output from the differential main amplifier 5 is too low, the feedback resistance value is increased to increase the amplification factor. Then, the process returns from step S5 to step S1 , and as in the case described above, the feedback resistors Rb1 to Rb5 are alternatively selected sequentially, but in this case, the resistance values are sequentially selected. Selected in the direction of increase.
而して、コンパレータ６Ａ，６Ｂの内容ａ、ｂ
の一方がHigh、すなわち、ａ＝Low、ｂ＝High
（その逆は発生しない）の場合、換言すれば、差
動形主増幅器５のピーク電圧がコンパレータ６
Ａ，６Ｂの設定電圧の間にある場合には、ステツ
プS2およびS4で夫々「NO」と判断されるので、
上述したようなフイードバツク制御は実行され
ず、ステツプS6に進行し、周期計時部８の計時動
作を開始させる。 Therefore, the contents a and b of comparators 6A and 6B
One of them is High, that is, a=Low, b=High
(the reverse does not occur), in other words, the peak voltage of the differential main amplifier 5 is the peak voltage of the comparator 6.
If the voltage is between the set voltages A and 6B, "NO" is determined in steps S2 and S4 , respectively.
The feedback control as described above is not executed, and the process proceeds to step S6 , in which the periodic timer 8 starts the timer operation.
したがつて、上述のような動作が実行される結
果、最終的には差動形主増幅器５のピーク電圧が
コンパレータ６Ａ，６Ｂの設定電圧の間にくるよ
うに設定されたのち、周期計時部８の計時動作が
スタートされて心拍数が計測され、表示部１０に
てデジタル表示される。 Therefore, as a result of performing the above-described operations, the peak voltage of the differential main amplifier 5 is finally set to be between the set voltages of the comparators 6A and 6B, and then the period clock section 8 starts, the heart rate is measured, and is digitally displayed on the display unit 10.
このように、差動形主増幅器５で増幅された心
拍波形のピーク電圧が予め設定された範囲内にあ
るように上記増幅器５の増幅率をフイードバツク
制御するようにしたから、ノイズ、個人差等の影
響を受けたとしてもコンパレータ６Ａ，６Ｂの設
定電圧をノイズ、個人差等の影響を考慮して予め
設定しておけば、それらの影響を除去し、正確な
心拍数を得ることができる。 In this way, since the amplification factor of the amplifier 5 is feedback-controlled so that the peak voltage of the heartbeat waveform amplified by the differential main amplifier 5 is within a preset range, noise, individual differences, etc. Even if the heart rate is affected by this, if the set voltages of the comparators 6A and 6B are set in advance in consideration of the effects of noise, individual differences, etc., these effects can be removed and an accurate heart rate can be obtained.
なお、この考案は上記実施例に限定されず、こ
の考案を逸脱しない範囲において種々変形応用可
能であり、例えば、増幅器５の構成は、上記フイ
ードバツク抵抗に限らず、コンデンサ、ダイオー
ドあるいはそれらの組み合せ等であつてもよい。 Note that this invention is not limited to the above embodiments, and can be modified in various ways without departing from the invention. For example, the configuration of the amplifier 5 is not limited to the feedback resistor described above, but may include a capacitor, a diode, a combination thereof, etc. It may be.
この考案は、以上詳細に説明したように、心拍
センサーで検出された心拍波形を増幅する際に、
増幅器で増幅された心拍波形信号のピーク電圧が
予め設定された所定の範囲内にあるように増幅率
を制御するようにしたものであり、即ち、ノイズ
成分による波形信号の振幅がある程度大きくて
も、その大きさは心拍波形による振幅よりも必ら
ず小さいので、心拍波形のピーク電圧が所定の範
囲になるように制御することにより、ノイズ成分
による波形が上記所定の範囲内となる可能性を極
めて少なくすることが出来、その結果、ノイズ、
個人差等の影響を除去して正確に心拍数を測定す
ることができる。
As explained in detail above, this idea, when amplifying the heartbeat waveform detected by the heartbeat sensor,
The amplification factor is controlled so that the peak voltage of the heartbeat waveform signal amplified by the amplifier is within a predetermined range, that is, even if the amplitude of the waveform signal due to noise components is large to some extent. , its magnitude is necessarily smaller than the amplitude of the heartbeat waveform, so by controlling the peak voltage of the heartbeat waveform to be within a predetermined range, the possibility that the waveform due to the noise component will fall within the above predetermined range can be reduced. As a result, noise,
Heart rate can be measured accurately by eliminating the influence of individual differences.
第１図ａ〜ｃは従来の欠点を説明するための心
拍波形を示した図、第２図〜第５図はこの考案の
一実施例を示し、第２図は心拍測定装置付電子腕
時計のブロツク回路図、第３図は第２図で示した
差動形主増幅器の詳細を示す回路構成図、第４図
は第２図で示したコンパレータの詳細を示す回路
構成図、第５図は第２図で示した感度制御部の動
作を示すフローチヤートである。
１，２……電極、５……差動形主増幅器、６…
…コンパレータ、７……感度制御部、８……周期
計時部、９……演算回路、１０……表示部。
Figures 1 a to c show heartbeat waveforms to explain the drawbacks of the conventional technology, Figures 2 to 5 show an embodiment of this invention, and Figure 2 shows an electronic wristwatch with a heart rate measuring device. 3 is a block circuit diagram showing details of the differential main amplifier shown in FIG. 2, FIG. 4 is a circuit diagram showing details of the comparator shown in FIG. 2, and FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the sensitivity control section shown in FIG. 2. 1, 2... Electrode, 5... Differential main amplifier, 6...
... Comparator, 7 ... Sensitivity control section, 8 ... Periodic clock section, 9 ... Arithmetic circuit, 10 ... Display section.
Claims (1)
心拍検出手段から出力される前記心拍波形信号を
増幅する増幅手段と、上限レベル電圧及び下限レ
ベル電圧が予め設定され前記増幅手段によつて増
幅された心拍波形信号のピーク電圧が前記上限レ
ベル電圧と下限レベル電圧との間に存在するか否
かを検出するコンパレータと、このコンパレータ
の検出により前記ピーク電圧が前記上限レベル電
圧を越えていた場合には前記増幅手段の増幅率を
小さくし前記ピーク電圧が前記下限レベル電圧以
下の場合には前記増幅手段の増幅率を大きくする
増幅率制御手段と、前記コンパレータの検出によ
り前記ピーク電圧が前記上限レベル電圧と前記下
限レベル電圧との間に存在することが検出された
場合には前記心拍波形信号から心拍数データを得
る心拍数データ測定手段と、この心拍数データ測
定手段で得られた前記心拍数データを表示する表
示手段とを具備してなる心拍計。 a heartbeat detecting means for outputting a heartbeat waveform signal, an amplifying means for amplifying the heartbeat waveform signal output from the heartbeat detecting means, and an upper limit level voltage and a lower limit level voltage set in advance and amplified by the amplifying means. a comparator for detecting whether the peak voltage of the heartbeat waveform signal exists between the upper limit level voltage and the lower limit level voltage; and if the peak voltage exceeds the upper limit level voltage as detected by the comparator; amplification factor control means for reducing the amplification factor of the amplification means and increasing the amplification factor of the amplification means when the peak voltage is below the lower limit level voltage; and a heart rate data measuring means for obtaining heart rate data from the heartbeat waveform signal when it is detected that the voltage exists between the lower limit level voltage and the lower limit level voltage; and the heart rate data obtained by the heart rate data measuring means. A heart rate monitor comprising display means for displaying.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3665484U JPS60149603U (en) | 1984-03-16 | 1984-03-16 | heart rate monitor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3665484U JPS60149603U (en) | 1984-03-16 | 1984-03-16 | heart rate monitor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60149603U JPS60149603U (en) | 1985-10-04 |
| JPH0341687Y2 true JPH0341687Y2 (en) | 1991-09-02 |
Family
ID=30542038
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3665484U Granted JPS60149603U (en) | 1984-03-16 | 1984-03-16 | heart rate monitor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60149603U (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6351835A (en) * | 1986-08-21 | 1988-03-04 | アイシン精機株式会社 | Heart rate measuring apparatus |
| CN101291628B (en) * | 2005-10-21 | 2011-11-16 | 国立大学法人山口大学 | Stethoscope heart sound signal processing method and stethoscope device |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5889240A (en) * | 1981-11-20 | 1983-05-27 | 松下電工株式会社 | Circuit for detecting pulse |
| JPS6077738A (en) * | 1983-10-03 | 1985-05-02 | コンビ株式会社 | Pulse detecting circuit |
-
1984
- 1984-03-16 JP JP3665484U patent/JPS60149603U/en active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5889240A (en) * | 1981-11-20 | 1983-05-27 | 松下電工株式会社 | Circuit for detecting pulse |
| JPS6077738A (en) * | 1983-10-03 | 1985-05-02 | コンビ株式会社 | Pulse detecting circuit |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60149603U (en) | 1985-10-04 |
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