JPS58173532A - 心機能表示装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 この発明は、医療用監視装置の技術分野に属し、たとえ
ば手術中の患者の監視や重度心臓患者の監視に使用され
る心電図誘導装置の出力から、正確で容易に認識可能な
形態の可聴音で種々の心機能情報を出力する心機能表示
装置に関する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

従来の心電図誘導装置について説明する。

第１図に示すように、図示しない生体から検知、収集し
た微小心電図電位は、増゛１幅部ｌで増幅された後、Ｆ
Ｍ変調部２でＦＭ変調され、送信される。

この送信電波は、受信器側の受信部４およびＦＭ復調部
５で元の波形に再生され、波形表示部８を２期を示す音
を奏鳴していた。

しかしながら、前記心電図誘導装置におけるスピーカ音
は心拍の存在および心拍周期のみ表示しており、心機能
に関する他の情報たとえば心電図波形そのもの、波形中
のピークの高さとそのばらつき、基線からの揺れ、波形
の特異形状等を表示していない、これら情報はオシ−ス
コープ９を視認することによシ得られるが、そうすると
、オシロスコーｆ９を連続して注意深く監視しなければ
ならなくなるという不便が生ずる。

〔発明の目的〕

この発明は前記事情に鑑みてなされたものであり、スピ
ーカから発せられる音で種々の心機能情報を表示するこ
とによシ、視覚的監視を必要としない心機能表示装置を
提供することを目的とする。

〔発明の概要〕

前記目的を達成するためのこの発明の概要は、心電図信
号を入力し、心電図信号の有する各種特徴に応じた電圧
信号に分離する心機能情報分離部と、心機能情報分離部
よシ出力される各電圧信号に応じて所定の長さ、高低、
強弱を有する可聴音を発振し、可聴音の長さ、高低、強
弱、和音によシ心機能を表現する可聴音構成部とを有す
る仁とを特徴とするものである。

〔発明の実施例〕

この発明の第１の実施例について、図面を参照しながら
説明する。

第２図はこの発明の第１の実施例を示す概略！ロック図
であり、第３図は前記第１の実施例の作用を示す丸めの
タイムチャートである。

第２図において、１１で示すのは、第１図に示すのと同
様の送信器によりｒＭ変調され、送信された心電図波形
を受信する受信部であ〉、１２で示すのは、受信した心
電図波形をＦＭ復調し、元の心電図波形にするＦＭ復調
部である。１３で示すのは、ＦＭ復調部１２より出力さ
れる心電図波形信号中ＯＲ期を検出し、得られるＲ期検
出信号をタイミング信号として出力するＲ期検出部であ
る。１番で示すのは心電図波形信号中のＲ期の高さを検
出しサンプルホールドする３期ピーク値検出部である。

１５で示すのは心電図波形信号およびＲ期検出信号を入
力し、一つ前のＲ期から最近のＲＩＡまでの心電図波形
における基線より上または下の部分の信号値を積分して
面積を計算する面積計算部である。１６で示すのはたと
えば１　ｋＨｚのクロ、クパルスを発生するカウンタで
一つ前のＲ期から最新のｌ＄Ｑまでの時間を計数して心
電図波形の周期を計算する周期計算部である。１７で示
すのは周期計算ｓ１６で計数した周期の逆数を算出して
心拍数に対応する電圧信号を出力する逆数計算部である
。１８で示すのは逆数計算部１７より出力される電圧信
号のレベルに応じた周波数の信号を出力するηタコンパ
ータである。１９で示すのはＶβコンバータ１８から出
力される周波数信号の振幅を面積計算部１５より出力さ
れる信号に応じて可変するＶムコンパータである。２０
で示すのはＶ／Ａコンバータ１９より出力される周波数
信号の持続期間全Ｒ期ピーク値検出部１４より出力され
る信号に応じて決定するダート部である。以上のＲ期検
出部１３．８期ピーク値検出部１４、面積計算部１５、
周期計算部１６および逆数計算＠１７によシ心機能情報
分離部ムが構成さし、η々コンバータ１８、■へコンバ
ータ１９およびｒ−）部２０によシ可聴音構成ｓＢが構
成されている。なお、１０で示すのはスピーカである。

次に前記第１の実施例の作用について、第３図をも参照
しながら説明する。

第３図に示すようにＦＭ復調部１２よシ出力される心電
図波形からＲ期がＲ期検出部１３で検出されＲ期検出信
号が出力される。また、心電図波形中の８期ピークの高
さが８期ピーク値検出部１４で検出され、そのピーク値
に対応する電圧信号が次のＲ期まで持続して出力される
。この−一り僅に対応する電圧信号は可聴音構成部Ｂに
出力され、スピーカ１０よシ発する可聴音の持続期間を
可変する変数となるものである。心電図信号を入力する
面積計算ｓ１５は、Ｒ期検出部１３よシ出力されるＲ期
検出信号をタイミング信号として、一つ前のＲ期から最
新のＲ期までの心電図波形における基線よ）上また扛下
の部分の信号値を積分して面積を算出し、その面積に対
応する電圧信号を次のＲ″Ｍまで持続して出力する。こ
の持続する電圧信号は、可聴音構成部Ｂに出力され、ス
ピーカ１０よシ発する可聴音の振幅を可変つまシ可聴音
の大きさを可変する変数となるものである。周期計算部
１６は、入力するＲ期検出信号のノ４ルスから次のパル
スまでの時間を内部で発生するクロ、りΔルスで計数し
てＲ期の周期を計数し、逆数計算部１７は計数し九周期
の心拍数を算出して、その心拍数に対応する電圧信号を
出力する。この電圧信号は、可聴音構成部Ｂに出力され
、スピーカ１０より発する可聴音の高低を決定する変数
となるものである。すなわち、逆数計算部１７よシ出力
される電圧信号がηタコン／４−タ１８に入力され、Ｖ
／ＩＦコンバータ１８は対応する周波数の信号をＶ／Ａ
コンバータ１９に出力する。　Ｖ／Ａコン・９−タ１９
は面積計算部１５よシの電圧信号を入力し、■タコ／パ
ーク１８よ）入力する周波数信号の振幅を面積に応じた
大小に可変する。ついで、■へコンバータ１９よ多出力
される周波数信号は、Ｒ副ピーク値検出部１４よ）出力
される電圧信号と共にダート部２０に入力し、２期ピー
クの大きさに応じた持続期間だけ周波数信号がスピーカ
１０に出力される。スピーカ１０は、心電図信号のうち
２期ピークの大きさに応じた持続時間の閾、Ｒ期の周期
が短かいときは高い音を、Ｒ期の周期が長いときは低い
音を、心拍が強いときは大きい音を、心拍が弱いときは
小さい音を発する。

以上のように第１の実施例を構成しているので、従来の
ようにオシロスコープを監視することなく、音を聴いて
いるだけで患者の心機能を知ることができる。

次にこの発明の第２の実施例について図面を参照しなが
ら説明をする。

第４図はこの発明の第２の実施例を示す概略ブロック図
でちゃ第５図は前記第２の実施例の作用を示すためのタ
イムチャートである。なお、第４図において、第２図に
示すのと同じ機能を有するものには第２図におけるのと
同じ番号を付しである。

第４図において、３０で示すのは、ＦＭ′ＯＬ調部１２
よ多出力される心電図信号のうちＰ期を検出し、得られ
るＰ期検出信号をタイミング信号として出力する２期検
出部である。３１で示すのは心電図信号のうちＰ期のピ
ーク値を検出し、次のＰ期検出信号を入力するまでサン
プルホールドするＰ副ピーク値検出部である。３２ムで
示すのは所定の音階たとえば「ド」の音を発するための
所定周波数信号を発振する第１のオシレータであり、３
２Ｂで示すのは所定の音階たとえば「ミ」の音を発する
ための所定周波数信号を発振する第２のオシレータであ
’）、３２ｃで示すのは所定の音階たとえば「ソ」の音
を発するための所定周波数信号を発振する第３のオシレ
ータである。１９ム。

１９Ｂ、１９Ｃで示すのはそれぞれ、Ｐ副ピーク値検出
部３１、Ｒ副ピーク値検出部１４、面積計算部１５より
出力される電圧信号の大きさに対応して第１〜第３のオ
シレータ３２ム、３２１１゜３２０から出力される周波
数信号の振幅を可変する第１〜第３のＶ／Ａコンバータ
である。３３で示すのは第１〜第３のＶ／Ａコンパ−／
１９ム、　１９Ｂ。

１９Ｃよ多出力される周波数信号を合成するミキサであ
る。

なお、この第２の実施例においては、３期検出部１３、
Ｒ副ピーク値検出部１４、面積計算部１５、周期計算部
１６、逆数計算部１７．２期検出部３０およびＰ副ピー
ク値検出部３１によシ心機能情報分離部ムが構成され、
第１〜第３のオシレータ３２ム、３２８．３２Ｃ，第１
〜第３のＶＡコンバータ１９ム、１９１，１９０．　ミ
キサ３０およびｒ−）部２０によシ可聴音構成部Ｂが構
成されている。

次に前記第２の実施例の作用について、第５図をも参照
しながら説明する。

第５図に示すように、第１の実施例におけるのと同様に
して、ＦＭ復調部１２から出力される心電図波形から１
期検出部１３によ＃）Ｒ期を検出し、８期ピーク値検出
１１ｓ１４によ、９Ｒ期のピーク値に対応する電圧信号
を次のＲ期まで持続して出力する。こＯＲ期のピーク値
に対応する電圧信号は、第１の実施例におけるのと異な
シ、可聴音構成部Ｂに出力され、スピーカ１０よシ発す
る可聴音のうちの所定音階音の振幅の大小を決定する変
数となる。すなわち、第２のＶ／Ａコンバータ１９Ｂは
、第５図に示すように、第２のオシレータ３２Ｂで発振
される音階「ミ」の周波数信号の振幅を、Ｒ副ピーク値
検出部１４よ多出力される電圧信号の大きさに応じて可
変する。ま九、第１の実施例におけるのと同様にして、
心電図信号を入力する面積計算部１５は、一つ前のＲ期
から最新のＲＭまでの心電図波形における基線よシ上ま
たは下の部分の面積を算出し、その面積に対応する電圧
信号を次のＲ期まで持続して出力する。この持続する電
圧信号は、第１の実施例とは異な夛、可聴音構成部Ｂに
入力され、スピーカー０よシ発する可聴音のうちの所定
音階音の振幅の大小を決定する変数となる。すなわち、
第３のη４コンバーター　９Ｃは、第５図に示すように
、第３のオシレータ３２Ｃで発振される音階「ソ」の周
波数信号の振幅を、面積計算部１５より出力される電圧
信号の大をさに応じて可変する。一方、心電図信号はＰ
期検出部でＰ期を検出してＡｌｌスス号としてＰ期検出
信号をＰ期ピーク値検出部３１に出力する。Ｐ期ピーク
値検出部３１は入力する心電図信号中の２期ピークの高
さを検出し、次のＰ期検出信号を入力するまでＰ期のピ
ーク値に対応する電圧信号を出力する。このＰ期のピー
ク値に対応する電圧信号は、可聴音構成部Ｂに入力され
、スピーカー０より発する可聴音のうちの所定音階音の
振幅の大小を決定する変数となる。すなわち、第１のＶ
／Ａコンバーター９Ａは、第５図に示すように、ｔ７１
ｃｌのオシレータ３２ムで発振される音階「ド」の周波
数信号の振幅を、Ｐ期−一タ値検出部３１よプ出力され
る電圧信号の大をさに応じて可変する。

第１〜第３のηヘコンパータ１９Ａ、１９Ｂ。

１９０それぞれから出力される各周波数信号は建キナ３
３で合成され、合成信号がｅ−）部２０に出力される。

ｒ−）部２０は、周期計算部１６で出力されると共に、
一つ前の８期と最新のＲ期との周期に対応する電圧信号
の大きさに応じた期間だけ、入力する合成信号をスピー
カ１０に出力する。スピーカ１０は、心電図信号のうち
一つ前のＲ期と最新のＲ期との間隔に応じた持続時間で
、Ｐ期のピーク値の大小を音階音「ド」の大小で、Ｒ期
のピーク値の大小を音階音「ミ」の大小で、心拍の強弱
を音階音「ソ」の大小で、「ド」「ミ」Ｅノ」の協和音
を発する。

以上のように第２の実施例を構成しているので、従来の
与うにオシロスコープを監視することなく、スピーカ１
０から発せられる協和音を聴き、「ド」「ミ」「ノコの
どれが大きいかを判別することによシ患者の心機能を監
視することができる。

次に、この発明の第３の実施例について、第６図を参照
しながら、説明をなす。

第６図はこの発明の第３の実施例を示す概略プロッタ図
である。

第３の実施例が第２の実施例と相違するところは次のと
お）である。すなわち、可聴音構成部Ｂが、第１のＶ／
ｌ’コンバータ４０ム、第２のＶβコンバータ４０Ｂ１
第３のη乍コンバータ４０Ｃ。

ミキサ３３およびゲート部２０によシ構成されているこ
とである。第１のＶ／７コンパータ４０ム社、Ｐ期ピー
ク値検出部３１よｐ出力される電圧信号の大きさに応じ
て所定周波数の信号を出力し、たとえば、電圧信号のレ
ベルが所定範囲内にあるときは音階音「ド」を示す周波
数信号を出力し、電圧信号のレベルが前記所定範囲外に
あると音階音「し」を示す周波数信号を出力するように
構成されている。第２のりコンバータ４０Ｂは、ＲＪＧ
Ｑピーク値検出部１４より出力される電圧信号のレベル
が所定範囲内にあるときはたとえば音階音「ミ」を示す
周波数信号を出力し、電圧信号のレベルが前記所定範囲
外にあるとたとえば音階音「ファ」を示す周波数信号を
出力するように構成されている。第３のη↑コンバータ
４０Ｃは、面積計算部１５よ）出力される電圧信号のレ
ベルが所定範囲内にあると難はたとえば音階音「ソ」を
示す周波数信号を出力し、電圧信号のレベルが前記所定
範囲外にあると九とえば音階音「シ」を示す周波数信号
を出力するように構成されている。

以上のように１１３の実施例を構成すると、従来のよう
にオシロスコーグを監視することなく、スピーカｌＯよ
り発せられる可聴音がたとえば「ド」「ミ」「ソ」の協
和音か「し」「ファ」「シ」の不協和音かで患者の心機
能を判別し、監視することができる。

以上、この発明の実施例について詳述したが、この発明
は前記実施例に限定されるものではなく、この発明の要
旨の範囲内で適宜に変形して実施することができる。

たとえば、心電図波形から得られる情報はＰ波あるいは
８波の高さ、波形の大きさ、心拍周期、心拍の強弱に限
らず、他の重要な意義を有する情報でおきかえてもよく
、また、それら情報と出力可聴音との対応は、入間工学
的、心理学的見地から任意に行なうことができる。

〔発明Ｏ効果〕

以上に詳述したこの発明によると次のような効果を奏す
ることができる。すなわち、この発明に係る心機能表示
装置は、心機能に関する多種類の情報を可聴音で表示す
ることができる。そして、従来のようにオシロスコープ
画面を常時監視する必要がなく、人員の省力を図ること
ができる。しかも、可聴音の内容により患者の心機能を
判別することができるので、たとえば、手術の際、医師
は可聴音を聴きながら手術操作を行なうことができるの
で、患者の容体に−早く対応して適切な処置をとること
ができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の心電図誘導装−を示す概略ブロック図、
第２図はこの発明のｌｉｌの実施例を示す概略ブロック
図、第３図は前記第１の実施例の作用を示すためのタイ
ムチャート、第４図はこの発明の第２の実施例を示す概
略プロ、り図、第５図は前記第２の実施例の作用を示す
ためのタイムチャートおよび第６図はこの発明の第３の
実施例を示す概略プロ、り図である。 ム・・・心機能情報分離部、Ｂ・・・可聴音構成部。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 心電図信号を入力し、心電図信号の有する各種特徴に応
   じた電圧信号に分離する心機能情報分離部と、心機能情
   報分離部よ〕出力される各電圧信号に応じて所定の長さ
   、高低、強弱を有する可聴音を発振し、可聴音の長さ、
   高低、強弱、和音によシ心機能を表現する可聴音構成部
   とを有することを特徴とする心機能表示装置。