JPS6017531B2 - 生理学上の測定信号を処理するための回路装置 - Google Patents
生理学上の測定信号を処理するための回路装置Info
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- JPS6017531B2 JPS6017531B2 JP50075008A JP7500875A JPS6017531B2 JP S6017531 B2 JPS6017531 B2 JP S6017531B2 JP 50075008 A JP50075008 A JP 50075008A JP 7500875 A JP7500875 A JP 7500875A JP S6017531 B2 JPS6017531 B2 JP S6017531B2
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
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- A61B5/307—Input circuits therefor specially adapted for particular uses
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Description
【発明の詳細な説明】
それぞれプラスとマイナスの入力端子を持つ多数の入力
増幅器が設けられ、これらの出力信号は信号再生装置を
制御し、これらの入力増幅器はそれぞれ１つの導出電極
に接続されているような生理学上の測定信号を処理する
ための回路装置、すなわち心電計は公知である。
増幅器が設けられ、これらの出力信号は信号再生装置を
制御し、これらの入力増幅器はそれぞれ１つの導出電極
に接続されているような生理学上の測定信号を処理する
ための回路装置、すなわち心電計は公知である。
この公知の心電計では、患者から取り出される電圧は基
準電極で取り出される電圧に対して測定される。
準電極で取り出される電圧に対して測定される。
これによって全身の電位が零からはずれることをひき起
す妨害信号（ハム）を大幅に除去することができる。こ
れらの妨害信号の除去は、入力増幅器がそれぞれの入力
信号と基準信号との差を増幅する差動増幅器として構成
され、ハムは同相信号としてその入力信号にも重畳され
ているからこそ行なわれるのである。この公知の心電計
において十分満足できる動作が保証されるのは次のよう
な場合だけである。
す妨害信号（ハム）を大幅に除去することができる。こ
れらの妨害信号の除去は、入力増幅器がそれぞれの入力
信号と基準信号との差を増幅する差動増幅器として構成
され、ハムは同相信号としてその入力信号にも重畳され
ているからこそ行なわれるのである。この公知の心電計
において十分満足できる動作が保証されるのは次のよう
な場合だけである。
即ち、入力増幅器がすべて同一の定まったゲインを持ち
、そして特にこれらの増幅器の構成部品の特性のぱらつ
きがかなり小さくて、差動増幅器の２つの同じ大きさの
入力信号の減算時に高い精度で出力信号が零に保たれる
場合である。この公知の心亀計では入力増幅器のための
回路費用が高くつくという欠点がある。本発明の目的は
、入力回路が従来より著しく簡単に構成され、特にこの
入力回路に演算増幅器が用いられ、そして構成部品の特
性のばらつきがかなりあっても同相分消去に対して則ち
妨害信号の消去に対して不利に働かないようにした冒頭
に述べたような回路装置を提供することにある。
、そして特にこれらの増幅器の構成部品の特性のぱらつ
きがかなり小さくて、差動増幅器の２つの同じ大きさの
入力信号の減算時に高い精度で出力信号が零に保たれる
場合である。この公知の心亀計では入力増幅器のための
回路費用が高くつくという欠点がある。本発明の目的は
、入力回路が従来より著しく簡単に構成され、特にこの
入力回路に演算増幅器が用いられ、そして構成部品の特
性のばらつきがかなりあっても同相分消去に対して則ち
妨害信号の消去に対して不利に働かないようにした冒頭
に述べたような回路装置を提供することにある。
更に、ＥＣＧ（心電計）あるいはＢＥＧ（脳波計）にお
いては一つまたはそれ以上の導出電極が接続されないこ
とがあるが、本発明はこのような場合にも十分な同相分
消去、即ち防書信号の消去が保証されるようにしようと
するものである。この目的は、本発明によれば、入力増
幅器のプラス入力端子には信号のための信号導出電極が
接続され、入力増幅器のマイナス入力端子および出力端
子の間には抵抗が接続され、これらのマイナス入力端子
は別の抵抗を介して共通電位点に接続され、それぞれ少
なくとも２つの入力増幅器の出力端子には１つの差動増
幅器の両入力端子が接続され、この差動増幅器の出力信
号は信号再生装置を制御し、そして共通電位点は１つの
導出電極に接続されることによって達成される。
いては一つまたはそれ以上の導出電極が接続されないこ
とがあるが、本発明はこのような場合にも十分な同相分
消去、即ち防書信号の消去が保証されるようにしようと
するものである。この目的は、本発明によれば、入力増
幅器のプラス入力端子には信号のための信号導出電極が
接続され、入力増幅器のマイナス入力端子および出力端
子の間には抵抗が接続され、これらのマイナス入力端子
は別の抵抗を介して共通電位点に接続され、それぞれ少
なくとも２つの入力増幅器の出力端子には１つの差動増
幅器の両入力端子が接続され、この差動増幅器の出力信
号は信号再生装置を制御し、そして共通電位点は１つの
導出電極に接続されることによって達成される。
本発明による回路装置の場合には各入力増幅器は、２つ
の抵抗を付加的に接続した市販の演算増幅器から構成す
ることができる。従って、入力増幅器の構成は従来に比
べて著しく簡単化されている。これらの抵抗および入力
増幅器のゲインのばらつきは同相分消去の作用には不利
な影響を与えない。同相信号の消去は入力増幅器の後段
に接続された差動増幅器によって行なわれる。しかしな
がら全体の装置における同相分消去は入力回路における
増幅器の内部の同相分消去に依存する。同相信号は入力
増幅器によって増幅されないのに対して、２つの電極間
の差信号は入力増幅器の出力端子に増幅されて現われる
ので、後段の差動増幅器の特性の‘まらつきは同相分消
去効果を入力増幅器のゲインだけ減少させるのみである
。本発明による回路装置においては、１つの入力チャン
ネルの妨害信号がすべての入力増幅器に妨害信号として
印加されるので、入力増幅器の妨害信号の化身である出
力信号はすべて等しく、後段の差動増幅器における差形
成時に消去される。本発明による回路装置を使用する際
には共通電位点に接続されている導出電極を患者の身体
に当てることが刊要である。この導出電極と共通電位点
との間に、１の電圧ゲインと高入力インピーダンスと低
出力インピーダンスとを有するインピーダンス変換器を
挿入するとよい。共通の電位点の電位は１つまたはそれ
以上の差動増幅器の入力端子に直接に導くことができる
。以下図面に示す実施例を参照しながら本発明を更に詳
細に説明する。
の抵抗を付加的に接続した市販の演算増幅器から構成す
ることができる。従って、入力増幅器の構成は従来に比
べて著しく簡単化されている。これらの抵抗および入力
増幅器のゲインのばらつきは同相分消去の作用には不利
な影響を与えない。同相信号の消去は入力増幅器の後段
に接続された差動増幅器によって行なわれる。しかしな
がら全体の装置における同相分消去は入力回路における
増幅器の内部の同相分消去に依存する。同相信号は入力
増幅器によって増幅されないのに対して、２つの電極間
の差信号は入力増幅器の出力端子に増幅されて現われる
ので、後段の差動増幅器の特性の‘まらつきは同相分消
去効果を入力増幅器のゲインだけ減少させるのみである
。本発明による回路装置においては、１つの入力チャン
ネルの妨害信号がすべての入力増幅器に妨害信号として
印加されるので、入力増幅器の妨害信号の化身である出
力信号はすべて等しく、後段の差動増幅器における差形
成時に消去される。本発明による回路装置を使用する際
には共通電位点に接続されている導出電極を患者の身体
に当てることが刊要である。この導出電極と共通電位点
との間に、１の電圧ゲインと高入力インピーダンスと低
出力インピーダンスとを有するインピーダンス変換器を
挿入するとよい。共通の電位点の電位は１つまたはそれ
以上の差動増幅器の入力端子に直接に導くことができる
。以下図面に示す実施例を参照しながら本発明を更に詳
細に説明する。
この実施例はＥＣＧ（心電計）の検出部として用いられ
る。
る。
入力増幅器として３つの演算増幅器１〜３があり、これ
らのプラス入力端子には３つの導出電極Ｒ，ＬおよびＦ
が接続されている。電極Ｒは患者の右手に、電極Ｌは患
者の左手に、そして電極Ｆは患者の一方の足に当てられ
る。破線は、更に別の電極が存在し、これらの電極にそ
れぞれ１つの別の演算増幅器が付属していることを意味
している。演算増幅器１〜３のマイナス入力様子はそれ
ぞれ抵抗ＲＩを介してその出力端子に接続されると共に
、抵抗Ｒ２を介して共通電位点５に接続されている。演
算増幅器は帰還結合されていない状態で高いゲインを持
ち、しかも高い入力インピーダンスと低い出力インピー
ダンスとを持つ。演算増幅器１〜３の入力端子における
同相信号（妨害信号）は変化されないでそれらの出力端
に再び現われるのに対して、２つの演算増幅器の出力信
号間の差信号は対応する入力信号間の差信号に比べて（
１十ＲＩ／Ｒ２）倍だけ増幅されることになる。演算増
幅器１〜３の出力端子は、差動増幅器６〜８にプログラ
ムセレクタ９を介して予め定められたプログラムに従っ
て接続される。
らのプラス入力端子には３つの導出電極Ｒ，ＬおよびＦ
が接続されている。電極Ｒは患者の右手に、電極Ｌは患
者の左手に、そして電極Ｆは患者の一方の足に当てられ
る。破線は、更に別の電極が存在し、これらの電極にそ
れぞれ１つの別の演算増幅器が付属していることを意味
している。演算増幅器１〜３のマイナス入力様子はそれ
ぞれ抵抗ＲＩを介してその出力端子に接続されると共に
、抵抗Ｒ２を介して共通電位点５に接続されている。演
算増幅器は帰還結合されていない状態で高いゲインを持
ち、しかも高い入力インピーダンスと低い出力インピー
ダンスとを持つ。演算増幅器１〜３の入力端子における
同相信号（妨害信号）は変化されないでそれらの出力端
に再び現われるのに対して、２つの演算増幅器の出力信
号間の差信号は対応する入力信号間の差信号に比べて（
１十ＲＩ／Ｒ２）倍だけ増幅されることになる。演算増
幅器１〜３の出力端子は、差動増幅器６〜８にプログラ
ムセレクタ９を介して予め定められたプログラムに従っ
て接続される。
差動増幅器６は、例えば演算増幅器１の出力信号と演算
増幅器２の出力信号とから差を形成する。この差形成時
に妨害信号は消去されるのに対して、入力信号間の差信
号、例えば信号ＲとＬとの間の差信号は（１十ＲＩ／Ｒ
２）倍だけ増幅されて取り出される。差動増幅器６〜８
は心電図記録装置１０〜１２、例えばカナダ国特許第５
１３８４８号明細書に記載されているような記録装置を
制御する。共通電位点５は電圧フオロワ１３の出力端に
接続され、この電圧フオロワのプラス入力端子は電極Ｒ
から取り出された電位につながっている。
増幅器２の出力信号とから差を形成する。この差形成時
に妨害信号は消去されるのに対して、入力信号間の差信
号、例えば信号ＲとＬとの間の差信号は（１十ＲＩ／Ｒ
２）倍だけ増幅されて取り出される。差動増幅器６〜８
は心電図記録装置１０〜１２、例えばカナダ国特許第５
１３８４８号明細書に記載されているような記録装置を
制御する。共通電位点５は電圧フオロワ１３の出力端に
接続され、この電圧フオロワのプラス入力端子は電極Ｒ
から取り出された電位につながっている。
電圧フオロワ１３は１：１の電圧ゲイン、低出力インピ
ーダンスおよび高入力インピーダンスを持つ。この電圧
フオロワ１３は、電極ＬおよびＦのうちの１つが患者に
接続されない場合にもすべての演算増幅器の出力端子に
等しい同相電圧を生じさせる。従って、葦動増幅器６お
よび７における差形成時にその妨害信号は消去される。
それ故、図示の回路装置は、すべての導出電極が患者に
接続されていない場合にもＥＣＧ（心電図）をとること
ができ、しかもこの場合にも妨害信号は消去される。Ｒ
Ｉ／Ｒ２＝３０の場合に出力電圧について次の式が得ら
れる。
ーダンスおよび高入力インピーダンスを持つ。この電圧
フオロワ１３は、電極ＬおよびＦのうちの１つが患者に
接続されない場合にもすべての演算増幅器の出力端子に
等しい同相電圧を生じさせる。従って、葦動増幅器６お
よび７における差形成時にその妨害信号は消去される。
それ故、図示の回路装置は、すべての導出電極が患者に
接続されていない場合にもＥＣＧ（心電図）をとること
ができ、しかもこの場合にも妨害信号は消去される。Ｒ
Ｉ／Ｒ２＝３０の場合に出力電圧について次の式が得ら
れる。
ＵＡＩ＝（ＵＥＩ−ＵＥＩ）・３０十ＵＥＩ＝ＵＥＩＵ
Ａ２＝（ＵＥ２−ＵＥＩ）・３０十ＵＥ２＝３１・ＵＥ
２−３０・ＵＥＩＵＡ３＝ ＵＥ３−ＵＥＩ）・３０十
ＵＥ３＝３１・ＵＥ３−３０・ＵＥＩ例えば差動増幅器
６の出力信号については、Ｕ６＝３１・ＵＥ２−３１・
ＵＥＩ＝３１・（ＵＥ２−ＵＥＩが得られ、また出力信
号Ｕ７については、Ｕ７＝３１・（ＵＥ３−ＵＥＩ） カＸ られる。
Ａ２＝（ＵＥ２−ＵＥＩ）・３０十ＵＥ２＝３１・ＵＥ
２−３０・ＵＥＩＵＡ３＝ ＵＥ３−ＵＥＩ）・３０十
ＵＥ３＝３１・ＵＥ３−３０・ＵＥＩ例えば差動増幅器
６の出力信号については、Ｕ６＝３１・ＵＥ２−３１・
ＵＥＩ＝３１・（ＵＥ２−ＵＥＩが得られ、また出力信
号Ｕ７については、Ｕ７＝３１・（ＵＥ３−ＵＥＩ） カＸ られる。
ハムに関してはＵＥＩ＝ＵＥ２＝ＵＥ３が成り立つ。
なぜならば３つの入力端子のすべてにおけるハム電圧は
等しい大きさであるからである。ハム電圧をＵとすると
、ハム電圧について、ＵＡＩ＝ＵＡ２＝ＵＡ３＝（Ｕ−
Ｕ）・３０十Ｕ＝Ｕが成り立つ。
等しい大きさであるからである。ハム電圧をＵとすると
、ハム電圧について、ＵＡＩ＝ＵＡ２＝ＵＡ３＝（Ｕ−
Ｕ）・３０十Ｕ＝Ｕが成り立つ。
入力回路におけるハム電圧は増幅されず、差動増幅器に
よって消去されるのに対して、菱信号は３１倍だけ増幅
される。
よって消去されるのに対して、菱信号は３１倍だけ増幅
される。
演算増幅器１〜３のゲインのばらつき、並びに抵抗ＲＩ
およびＲ２のばらつきは妨害信号の消去には関係しない
。この回路装置については、電圧フオロワ１３に接続さ
れている電極（Ｒ）を常時患者に当てることが重要であ
る。
およびＲ２のばらつきは妨害信号の消去には関係しない
。この回路装置については、電圧フオロワ１３に接続さ
れている電極（Ｒ）を常時患者に当てることが重要であ
る。
本発明による回路装置は、生理学上の測定信号の処理全
般にわたって適用することができ、例えばＥＥＧの測定
信号の処理にも適用できる。
般にわたって適用することができ、例えばＥＥＧの測定
信号の処理にも適用できる。
出力電圧についての上述の考察から、出力電圧ＵＡＩは
ＵＡＩ＝ＵＥＩとなることが分る。従って本発明によれ
ば、電圧フオロワ１３の出力信号がプログラムセレクタ
９、つまり差動増幅器６の一方の入力端子に直接導かれ
る場合には、演算増幅器１は省略することができる。電
圧フオロヮ１３がない場合には、電源Ｒから取り出され
る信号（ＵＥＩ）を直接にプログラムセレクタ９に導く
ようにすることができる。このように上記２つの場合に
ついて重要なことは、共通電位点５の電位が１つまたは
それ以上の菱動増幅器（この実施例では差動増幅器６お
よび７）の入力端子に直接に導かれることである。図示
の実施例の場合には対称化の理由から演算増幅器１が設
けられている。従って共通な電位点５における電位のＵ
ＥＩからの偏差はこの場合には何ら障害とはならない。
以上から図示の回路装置の動作に関して重要なことは次
のことであることが明らかである。即ち、電極Ｌおよび
Ｆが患者に接続されているかどうかには関係なく、すべ
ての演算増幅器１〜３の出力端子が基準アースに対して
、電圧フオロワ１３に接続されている演算増幅器１の入
力端子、つまり演算増幅器１のマイナス入力端子と同じ
妨害電圧を受け取ることが重要であるというわけである
。従って２つの出力電圧間の差を形成する際に妨害信号
は常に消去される。演算増幅器１〜３の出力電圧の上述
の推論は、抵抗ＲＩおよびＲ２を備えた演算増幅器が等
価回路図において次のような加算素子を出力側に備えた
差動増幅器によって表わされることができるということ
から明らかである。
ＵＡＩ＝ＵＥＩとなることが分る。従って本発明によれ
ば、電圧フオロワ１３の出力信号がプログラムセレクタ
９、つまり差動増幅器６の一方の入力端子に直接導かれ
る場合には、演算増幅器１は省略することができる。電
圧フオロヮ１３がない場合には、電源Ｒから取り出され
る信号（ＵＥＩ）を直接にプログラムセレクタ９に導く
ようにすることができる。このように上記２つの場合に
ついて重要なことは、共通電位点５の電位が１つまたは
それ以上の菱動増幅器（この実施例では差動増幅器６お
よび７）の入力端子に直接に導かれることである。図示
の実施例の場合には対称化の理由から演算増幅器１が設
けられている。従って共通な電位点５における電位のＵ
ＥＩからの偏差はこの場合には何ら障害とはならない。
以上から図示の回路装置の動作に関して重要なことは次
のことであることが明らかである。即ち、電極Ｌおよび
Ｆが患者に接続されているかどうかには関係なく、すべ
ての演算増幅器１〜３の出力端子が基準アースに対して
、電圧フオロワ１３に接続されている演算増幅器１の入
力端子、つまり演算増幅器１のマイナス入力端子と同じ
妨害電圧を受け取ることが重要であるというわけである
。従って２つの出力電圧間の差を形成する際に妨害信号
は常に消去される。演算増幅器１〜３の出力電圧の上述
の推論は、抵抗ＲＩおよびＲ２を備えた演算増幅器が等
価回路図において次のような加算素子を出力側に備えた
差動増幅器によって表わされることができるということ
から明らかである。
即ち、この加算素子は、その差動増幅器の出力電圧を、
対応する電極から来る入力電圧に加算する。
対応する電極から来る入力電圧に加算する。
図は本発明の実施例を示す回路図である。
１〜３・・・・・・入力増幅器（演算増幅器）、５・・
・・・・共通電位点、６〜８・・・・・・差動増幅器、
１０〜１２・・・・・・信号再成装置、Ｒ，Ｌ，Ｆ・・
・・・・導出電極、Ｒ１，Ｒ２・・・・・・抵抗、１３
・・…・インピーダンス変換器（電圧フオロワ）。
・・・・共通電位点、６〜８・・・・・・差動増幅器、
１０〜１２・・・・・・信号再成装置、Ｒ，Ｌ，Ｆ・・
・・・・導出電極、Ｒ１，Ｒ２・・・・・・抵抗、１３
・・…・インピーダンス変換器（電圧フオロワ）。
Claims (1)
- １ それぞれプラス入力端子とマイナス入力端子とを備
えた多数の入力増幅器が設けられ、これらの出力信号が
信号再生装置を制御し、かつこれらの入力増幅器はそれ
ぞれ１つの導出電極に接続されているような回路装置に
おいて、入力増幅器のプラス入力端子には信号導出電極
を接続し、入力増幅器のマイナス入力端子と出力端子の
間に抵抗を接続し、これらのマイナス入力端子は別の抵
抗を介して共通な電位点に接続し、それぞれ少なくとも
２つの入力増幅器の出力端子に１つの差動増幅器の両入
力端子を接続し、この差動増幅器の出力信号は信号再生
装置を制御し、共通な電位点は導出電極の一つに接続さ
れるようにしたことを特徴とする生理学上の測定信号を
処理するための回路装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE2429953A DE2429953B2 (de) | 1974-06-21 | 1974-06-21 | Schaltungsanordnung zur Verarbeitung physiologischer Meßsignale |
| DE2429953.4 | 1974-06-21 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5176880A JPS5176880A (ja) | 1976-07-03 |
| JPS6017531B2 true JPS6017531B2 (ja) | 1985-05-04 |
Family
ID=5918659
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP50075008A Expired JPS6017531B2 (ja) | 1974-06-21 | 1975-06-19 | 生理学上の測定信号を処理するための回路装置 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4023565A (ja) |
| JP (1) | JPS6017531B2 (ja) |
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