JPH0245036A - 生体電位測定方法 - 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】 ［産業上の利用分野］ 本発明は主として、心電計または脳波計に使用されて、
人体表面に現れる心電位や脳波電位を測定する方法に間
する。

［従来の技術並びにその問題点］ 心電計や脳波計に於て、体表面に現れる生体電位を、生
体に接触する電極で正確に測定する為には、電極と体表
面との接触抵抗を充分に低くすることが大切である。し
かしながら、体表面は部分的に電極との接触抵抗が大き
く変動し、また、個人差による変動も大きい。電極が接
続される初段アンプの人力インピーダンスを、接触抵抗
に比べて充分に高くすることは、接触抵抗の変動による
測定誤差を少なくする。しかしながら、人力インピーダ
ンスが高い初段アンプは、誘導ノイズの影響を受は易く
、また、長期間にわたって、高入力インピーダンスを保
持することが難しく、経年劣化による測定誤差を発生し
易い。

実際の生体電位測定に於て、電極と生体との接触抵抗を
、初段アンプの人力インピーダンスに比べて充分に低く
することが雅しく、このことが生体電位測定の誤差の原
因となっている。特に、多数の生体表面から同時に電位
を測定して、生体表面の同電位図を表示する体表面心電
計に於ては、各点の測定誤差は表示図に著しい影響を与
える。

また、多数の点から同時に生体電位を測定する場合、全
ての点から正確に生体電位を測定するのは著しく難しい
。

また、体表面に直接接触することなく、誘電体を介して
平面電極を体表面に接近させて生体電位を測定する非接
触式の絶縁物電極も開発されている。この電極は、体表
面と電極板と誘電体とで作られるコンデンサーを介して
生体電位が電極板に誘導される。

この電極は、静電容量とヘッドアンプの人力インピーダ
ンスで検出できる最低の周波数が決まり、静電容量と入
力インピーダンスが大きい程、低い周波数の生体信号を
検出できる。ところが、この構造の電極も、接触式や電
極と同様に、電極と体表面との接触状態によって検出さ
れる生体電位が変動する。誘電体が完全に体表面に密着
しない場合、電極に検出される生体電位が低下する。

従って、この構造の電極も、生体電位を常時正確に測定
することが出来ない。

［発明の目的］ 本発明は、この欠点を除去する為に開発されたもので、
この発明の重要な目的は、生体に基準信号を加え、この
基準信号を電極で測定することによって、電極が正確に
生体電位を検出するかどうかを検査し、これによって正
確に生体電位が測定できる測定方法を提供するにある。

［従来の問題点を解決する為の手段］ この発明の生体電位測定方法は、生体に電極を接触また
は接近させて、電極に誘導される電位でもって生体に発
生する電気信号を検出する生体の電位測定方法であって
、生体に基準信号を加え、この基準信号を電極で検出し
て、電極の生体信号検出状態を検査している。

［作用、効果コ 本発明の生体電位の測定方法は、生体に基準信号を加え
、電極は、この基準信号と生体信号の両方を検出してい
る。この為、電極と生体との接触状態が悪く、生体電位
が正確に測定できない場合、基準信号の測定レベルも低
下する。従って、電極で検出される基準信号レベルによ
って、電極が、生体電位を正確に測定できるかどうかが
簡単に判別できる。

今仮に、電極が生体に完全に接触せず、生体電位を正し
い値の半分のレベルにしか検出できない場合、この電極
が検出する基準信号レベルも２分の１に低下する。すな
わち、基準信号レベルによって電極の接触が悪く、生体
の測定電位が半分であることが判別できる。

この為−１電極が基準信号を検出することによって、生
体との接触状態を正確に検出できる。

［好ましい実施例］ 以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。

本発明の生体電位測定方法は、主として人体表面に現れ
る心電位や脳波の測定に使用される。ただ、この発明の
生体電位測定方法は、生体表面に現れる全ての電位測定
、例えば筋電位の測定等にも使用できる。特に、本発明
の方法は、複数の点から同時に生体電位を測定して、隣
接電極との相対電位を表示し、あるいは全体の測定電位
信号から等電位図を表示する装置とこ最適である。

以下、本発明の方法を心電位測定に使用する具体例につ
いて述べるが、脳波や筋電位測定にもほぼ同様の状態で
使用できる。

特に、この発明の生体電位測定方法は、生体の多数の点
から信号を検出する装置、例えば、体表面の多数の点か
ら心電信号を検出する体表面心電計に最適である。

体表面心電計は、例えは、体表面の４０〜１０００点か
ら心電位を測定する。心電位は、電極で測定される。従
って、４０〜１０００の電極が体表面に接触される。各
電極ここよって測定された心電信号は、デジタル量に変
換されてコンピュータに人力される。コンピュータは、
入力信号を演算して、例えば、第１図に示す体表面の電
位分布図を計算する。計算された電位分布図は、モニタ
やプリンタに表示される。

何れかの電極の接触状態が十分でないと、電極に誘導さ
れる心電位に誤差ができて体表面分布図に歪ができる。

体表面分布図を見て、歪の原因が、生体にあるか、測定
誤差にあるかは判断できない。

電極の接触状態を検査する方法を以下に記述する。

第１図に示す心電位測定方法は、人体とアースとの間に
基準信号を加えている。基準信号と心電位とが電極に検
出される。基準信号は基準信号アンプ２で増幅され、心
電位は心電アンプ３で増幅される。基準信号アンプ２は
、入力端に、アースと人体との間の電位を測定する差動
アンプ２６を備えている。心電アンプ３は、人体の特定
点に対する心電位が入力される。

電極４で検出された基準信号は基準信号アンプ２に入力
され、この信号が基準信号アンプ２で増幅されて、電極
４の接触状態が検査される。

基準信号には、電極４と体表面１３との接触電位による
誤差の影響を除く為に、例えば、サイン波や矩形波等の
交流信号を使用する。

人体に加えられる基準信号には、レベル変動の少ない交
流が使用される。これは、基準信号アンプ２が、検出信
号レベルを検出することによって電極４の接触状態を測
定するからである。ただ、全ての電極４が同時に基準信
号を検出する場合、多少レベル変動する基準信号を人体
に加えることも可能である。これは、基準信号によって
、全ての電極の接触状態の相対値を検査できることが理
由である。例えば、基準信号レベルが基準値よりも低い
場合、全ての電極の接触状態が完全であると、全ての電
極は基準値よりも低いが、同一レベルで基準信号を測定
することができる。

この基準信号の周波数は、低周波用の基準信号アンプ２
の増幅可能周波数範回に調整される。基準信号アンプ２
に、低周波用のオペアンプを使用する場合、最高周波数
が数１０ｋＨ２−数１００ｋ　Ｈｚまでの信号を増幅で
きる。従って、基準信号発振器ｌの発振周波数は、数ｋ
　Ｈｚ−数１００ｋＨｚ以下に調整される。ただ、基準
信号アンプ２に、高い周波数が増幅できる素子を使用す
る場合、基準信号の周波数をこれより高い周波数、例え
ば、５００　Ｋ　Ｈｚ−ｆｉＭＨｚに設定することも可
能である。また、この基準信号の周波数が低すぎると、
１周期が長すぎるので、通常ＩＨｚ以上、好ましくは１
０　Ｈｚ以上に決定される。

基準信号の周波数は、好ましくは、装置を駆動する電源
の周波数に等しく、例えば５０〜６０Ｈ２に調整される
。この周波数は、電源からの誘導ノイズの影響を少なく
することに効果がある。これは、基準信号が電源の周波
数に等しいと、誘導ノイズと基準信号とが同じ周期の信
号となるからである。すなわち、電極に誘導され、ある
いは、ヘッドアンプに誘導されるノイズと基準信号の周
期が等しいと、電極が測定する基準信号に誘導ノイズが
マスクされるからである。基準信号の周波数が電源信号
周波数に等しいとき、発振器には電源トランスが使用で
きる。

基準信号発振器ｌが人体に加える基準信号レベルは、検
出された基準信号のＳ／Ｎ比が充分に良くなるように、
ピーク−ピーク間の電圧が、通常２ｍＶ以上、好ましく
は、５ｍＶ以上、更に、好ましくは、１０ｍＶ以上に決
定される。

基準信号レベルが高すぎると、基準信号アンプ２が人力
信号でクリップする。第１図に示すように、人体に直接
基準信号を加える場合、基準信号発振器１の出力電圧は
、ピーク−ピーク間で２０Ｖ以下、好ましくはＩＯＶ以
下に調整される。

基準信号アンプ２０人力インピーダンスは、電極の体表
面接触電位に比べて充分に高く調整される。例えば、通
常５００にΩ以上、好ましくはＩＭΩ以上、更に好まし
くは５ＭΩ以上に決定される。基準信号アンプ２の人力
インピーダンスは、使用される電極の種類、すなわち、
電極一体表面の接触抵抗を基準に決定される。電極の接
触抵抗が低い場合、５００にΩ以下でも使用できる。人
力インピーダンスが低い基準信号アンプは、誘導ノイズ
の影響が少ない状態で基準信号を測定できる。

基準信号アンプ２と心電アンプ３の人力インピーダンス
を等しくすると、基準信号アンプ２と心電アンプ３とが
、電極４が検出した基準信号と心電位とを同一の条件で
測定できる。

基準信号アンプ２の出力インピーダンスは充分に低く、
好ましくはＩＫΩ以下に設計される。

基準信号アンプ２は、差動アンプ２６の出力側に接続さ
れたカップリングコンデンサー５で直流分を除去し、こ
の信号をダイオード６で整流して、電極４に検出された
基準信号の測定レベルを測定する。

この基準信号アンプ２は、測定した基準信号をダイオー
ド６で整流して平滑用コンデンサー２３を充電している
。平滑用コンデンサー２３には、電極４が測定した基準
信号のピーク値に比例した出力信号が得られる。

基準信号がサイン波の場合、電極４で検出された基準信
号の振幅を連続的に測定することが可能である。第２図
に、基準信号の振幅が連続的に測定できる基準信号アン
プ２２を示す。この基準信号アンプ２２は、 Ａ２５ｌｎ２θ＋Ａ”ｃｏｓ２θ＝Ａ２の原理を利用し
て、サイン波の振幅を連続的に測定している。すなわち
、電極が測定した基準信号であるサイン波（Ａｓｉｎθ
）を、乗算器７で２乗してＡ２５ｉｎ２θの信号を得て
いる。また、サイン波を積分回路９で積分して、人力信
号に対して位相が９０度ずれたコサイン波（Ａｃｏｓθ
）を作り、このコサイン波を乗算器８で２乗してＡ２ｃ
ｏＳ２０の信号を得ている。乗算器７．８の出力信号を
加算器ｌＯで加算して、 Ａ”５ｉｎ２θ＋Ａ２ｃｏｓ２θ＝Ａ２の信号を得てい
る。この信号は交流成分を含まず、振１＝（Ａ）に対応
した出力を得ることができる。この回路は、電極に検出
された基準信号の振幅レベルを直流成分として出力する
ので、常時連続して電極の接触状態が検出できる。

この発明の生体電位測定方法は、人体に一定レベルの基
準信号を加え、この基準信号の測定レベルで電極の接触
状態を検出している。電極で検出された基準信号のレベ
ル、言い替えれば、電極が生体にどのような状態で接触
しているかによって、心電アンプの増幅率を制御するな
ら、接触状態が不十分な電極から正確な心電位を測定で
きる。このことを実現する為に、第１図ζこ示す心電ア
ンプ３は、基準信号アンプ２の出力電圧で増幅率が制御
されている。

電極４の接触状態が良好な状態、言い替えれば、電極４
が所定レベルの基準信号を測定できる状態に於ては、心
電アンプ３は、あらかじめ定められた増幅率、例えば１
０００倍とか２０００倍に検出した心電位を増幅する。

電極４の体表面への接触が悪く、基準信号レベルが低下
すると、′電極が測定する心電位レベルも低下する。電
極４の接触状態が悪くなって、電極４が検出する基準信
号レベルが規定値から低下すると、心電アンプ３の増幅
率を高く制御する。心電アンプ３の増幅率は、規定の値
から低下した基準信号アンプ２の出力で制御され、基準
信号レベルが低下すると、心電アンプ３の増＠率を１ｏ
ｏｏ倍または２０００倍よりも高くする。従って５．心
電アンプ３は、基準信号レベルが規定の値にあるかどう
かを測定する為の基準電源１２を備える。基準電源１２
の出力は、比較器ｌｌで基準信号レベルに比較される。

比較器１１の出力信号は、心電アンプ３の増幅率を調整
する。基准電源１２は、電極４が正常に体表面に接触し
た時の基準信号アンプ２の出力電圧に等しく調整されて
いる。言い替えれは、比較器１１の出力信号レベルが零
のとき、電極４は正しい電位を測定し、電極４の接触状
態が悪くなって、基準信号のレベルが低下するに従って
、比較器１１の出力レベルが高くなる。よって、心電ア
ンプ３は、比較器１１の出力レベルが大きい程増幅率を
高くする。

この状態を第３図に於て説明する。第３図（Ａ）（Ｂ）
に於て、第３図（Ａ）は電極が正しい電位を測定し、第
３図（Ｂ）は電極の接触状態が悪く、測定電位が低い状
態を示している。これ等の図に於て、 （１）は電極に検出された心電位、 （２）は電極に検出された基準信号、 （３）は基準信号レベルで補正された心電アンプ３の出
力、 （４）は心電アンプ３の比較器１１の出力を示している
。

第３図Ａ（４）に示すように、電極が正しい電位を検出
するとき、比較器の出力が零となり、心電アンプは決め
られた増幅率で心電信号を増幅する。

第３図Ｂ（２）に示すように、基準信号レベルが低下す
ると、　（４）で示すように、心電アンプの比較器の出
力レベルが上昇し、この信号で心電アンプの増幅率が高
く調整され、正しい低く測定された心電位を大きく増幅
する。

心電アンプ３は自動利得制御アンプで、増幅率が、基準
信号アンプ２が検出する基準信号レベルの大きさに反比
例して大きくなるように制御される。言い替えれば、基
準信号アンプ２の出力レベルが、規定の値の半分のとき
には、心電アンプ３の増幅率を規定値の２倍とし、基準
信号レベルが３分の１のときには、心電アンプ３の増幅
率を３倍とする。これは、電極が、基準信号と心電位と
を一緒に測定するので、電極の接触状態が悪くて基準信
号レベルが半分になると、測定される心電位も半分に低
下するためである。すなわち、電極で検出される基準信
号レベルが半分の時には、心電位を２倍に増幅すること
によって、正しい心電位を計算できる。

第１図に示す測定方法は、心電位と基準信号とを同時に
測定することもてきる。ただし、この回路で基準信号を
心電位と一緒に連続的に測定する場合、基準信号が心電
信号に影響を与えないように、人体に加える基準信号レ
ベルを低く調整して、基準信号アンプに高感度でノイズ
の少ないアンプを使用し、または、基準信号の周波数を
心電信号に比べて充分に高くし、心電アンプに基準信号
を除去するフィルターを設けて基準信号を除去する。

この回路は、基準信号レベルを検出しながら、連続ない
しはほぼ連続して心電位を補正できる。

実際の心電測定に於ては、電極の接触状態が短時間に著
しく変動することは少ない。この為、−定の周間で電極
の接触状態を検出し、その後に心電位を測定して、航に
１ＵＩＩ定した基準信号で心電位を補正することも可能
である。すなわち、基準信号測定と心電測定とを時間を
ずらせて時分割に測定することもできる。

第１図のｆｕｌｌ定回路に於て、心電位と基準信号とを
時分割に測定する場合、心電位測定時には基準信号を人
体に加える必要がない。従って、この場合、図に示すよ
うに、基準信号発振器１の出力側に短絡スイッチ１′を
接続し、心電位を測定する時には短絡スイッチをショー
トさせ、あるいは、基準信号発振器１の発振を停止する
。

二の発明は、人体に基準信号を印加する方法を第１図に
示す状態に特定しない。第４図には、人体に基準信号を
加える他の実施例を示す。ここに示される装置は、電極
４４に接続されている緩衝アンプ１７が、基準信号と心
電信号の両方を増幅する。この装置は、電極４４で測定
された基準信号と心電信号の両方が、緩衝アンプ１７に
人力される。従って、この方式は、電極４４が、基準信
号と心電信号とを同一の条件でＪす定できる特長が実現
できる。

この図に示される回路は、心電位と基準信号とを時分割
に測定する。また、この回路は、人体に基準信号に対応
する微弱な電流を流し、これによって基準信号を測定す
る。

この図に示される回路で基準信号を測定する方法は、基
準信号発振器４１の出力を人体の右足と両手との間に加
える。すなわち、右足と両手との間に基準信号を通電し
て、人体に基準信号を加える。電極４４は心電位と基準
信号の両方を検出し、この検出信号を併用アンプ２４が
増幅している。

併用アンプ２４は、基準信号と心電位の何れかを切り換
えて時分割に増幅する。すなわち、基準信号を検出して
電極４４の接触状態を測定した後、心電位を測定し、基
準信号の測定レベルで心電位の測定レベルを補正する。

従って、併用アンプ２゛４は、制御回路１４でもって、
基準信号と心電位の何れを増幅するかが切り換えられる
。制御回路１４は、併用アンプ２４が基準信号を増幅す
る時にのみ、人体に基準信号を加える。この為、基準信
号発振器４１の出力と両手との間にスイッチング素子１
５が接続されている。スイッチング素子１５は制御回路
１４でオン、オフ制御されるスイッチング素子１５は、
基準信号を測定する時にのみオン状態に切り換えられる
。

第４図に示される併用アンプ２４の詳細図を第５図に示
す。この併用アンプ２４は、心電アンプ４３と、基準信
号アンプ４２と、人力切換スイッチＩ６とを備えている
。人力切換スイッチ１６は制御回路１４で切り換えられ
る。入力切換スイッチ１６が図の実線で示される位置に
あると、電極４４の検出信号は心電アンプ４３に入力さ
れる。

人力切換スイッチ１６が、鎖線で示す位置に切り換えら
れると、電極４４の検出信号は、基準信号アンプ４２に
人力される。

基準信号アンプ４２は、入力された基準信号を増幅し、
出力側のコンデンサー４５で直流成分を除去する。直流
成分が除去された交流成分の基準信号は、ダイオード４
６で整流され、基準信号のレベルに比例した直流に変換
される。このダイオード４６出力側の直流電圧は、電極
が検出する基準信号レベルに比例するので、この出力信
号レベルでもって、電極の接触状態を検査確認すること
ができる。

基準信号アンプ４２の出力である、ダイオード４６の出
力電圧は、例えはこれを、ブラウン管オシロスコープや
テレビ等のモニタで観測し、あるいは、プリンタに印刷
して確認して電極の接触状態を知ることができる。基準
信号アンプ４２の出力をモニタで観測し、あるいは、プ
リンタに印刷して確認する場合、コンデンサー４５の入
力端、あるいは出力側で測定することもできる。

電極の接触状態をモニタやプリンタで確認する場合、基
準信号を人体に加えて全ての電極の接触状態を検査し、
電極が良好な状態で人体に接触することを確認した後、
基準信号を人体に印加するのを停止して、心電位を測定
する。

第１図の回路も、モニタやプリンタで電極の接触状態が
確認できる。この場合、差動アン１２Ｇの出力波形を測
定する。

モニタやプリンタで電極の接触状態を確認して心電位を
測定する装置は、全ての電極が良好な状態で人体に接触
しない限り、正確な心電位を測定できない。基準信号て
心電アンプの増幅率を制御する装置は、多少電極の接触
状態が悪くても、正確に心電位を測定できる。

第４図と第５図とに示す回路も、第１図の装置と同様に
、電極の接触状態によって心電アンプ４３の増幅率を制
御することができる。この場合、第１図の心電アンプ３
と同様に、心電アンプ４３に自動利得制御回路が使用さ
れる。心電アンプ４３は、基準信号アンプ４２の出力で
増幅率が制御されて、電極の心電位検出信号を、電極の
接触状態に合わせて補正する。

すなわち、電極４４の信号は、初段の緩衝アンプ１７で
増幅されたのち、人力切換スイッチ１６を通過して、心
電アンプ４３または基準信号アンプ４２に人力される。

心電アンプ４３は、基準信号アンプ４２の出力信号で増
幅率が制御され、検出心電位を正しい値に補正した後、
最終段の差動アンプ１８で基準レベルに比較される。

ただ、この回路は、基準信号と心電位とを時分割に測定
するので、ダイオード４６の出力側には、サンプルホー
ルド素子４７が接続されている。サンプルホールド素子
４７は、基準信号アンプの出力レベルを一時的に記憶し
て、記憶する電圧値で、心電アンプ４３の増幅率を制御
する。サンプルホールド素子４７は、制御回路１４で制
御されるスイッチ１６が基準信号アンプに切り換えられ
た瞬時にリセットされ、その後にダイオードが入力され
る電圧値を記憶する。

最終段の差動アン１１８は、第１図と同様に、片足と両
手の検出電位を加算した値と、心電アンプ４３との差成
分を増幅する。ただ、図示しないが、心電アンプ４３に
差動アンプを使用して、心電アンプ４３でもって、基準
レベルに比較して心電位を増幅することも可能である。

ところで、基準信号発振器４１から人体に基準信号が加
えられて、アンプが基準信号を増幅する時間帯は、好ま
しくは、基準信号の１サイクルよりも長く設定する。こ
れは、電極４４に誘導される心電位に含まれる直流成分
を除去する為である。

金属製の電極４４が人体表面に接触すると、人体表面に
ある汗等の導電液と金属電極とで局部電池が出来、この
局部電池によって発生する直流成分が心電位に含まれる
。この局部電池の起電力は、電極４４と体表面との接触
状態の変化によって著しく変動する。従って、電極４４
に誘導される心電位に含まれる直流成分が変動し、検出
電位の零レベルが変動する。基準信号に交流を使用し、
プラス−マイナスのピーク間電圧を測定して基準信号の
レベルを検出することによって、電極に誘導される心電
位に含まれる直流成分の影響を解消できる。すなわち、
零レベルが変動しても基準信号のビーク−ピーク間の電
圧は変化しない。

また、基準信号に、零からスタートして零ボルトで終る
半サイクルサイン波を使用しても、心電位に含まれる直
流成分の影響を除くことができる。

すなわち、電極で測定された基準信号を、スタート時と
半サイクル終了時とで零ボルトに修正することによって
、電極測定信号に含まれる直流成分を除去すことができ
る。例えば、電極４４が測定する基準信号レベルが、第
６図で示すように、スタート時に１００ｍＶ、半サイク
ル終了時に１５０ｍＶとなる場合、スタート時には１０
０ｍＶを零ボルトに、半サイクル終了時には１５０ｍＶ
を零ボルトに修正して直流成分の変動を除去できる。

また、基準信号を測定する時にも、体表面には心電位が
誘導されているので、電極に誘導される基準信号には心
電位が加算されている。しかしながら、基準信号の周波
数を心電位の周波数に比べて充分に高くして、電極で検
出された基準信号のレベルを、基準信号のプラス−マイ
ナスのピーク−ビークとの間のレベルとして測定する場
合、心電位による基準信号の零レベルの変動による測定
誤差を解消できる。

ところで、第４図に示す測定方式は、基準信号と心電位
とが同時に測定出来ないので、基準信号の検出時間は、
心電位の検出時間を制約する。言い替えれば、基準信号
を検出して電極の接触状態を測定している状態では、心
電位を検出できない。

従って、基準信号の検出時間を短くして、心電位の測定
時間を長くするのが良い。基準信号発振器４１の発振周
波数を高くすることは、基準信号の検出時間を短縮でき
る。従って、基準信号の測定時間を短縮するには、基準
信号発振器４１の発振周波数を、アンプが増幅できる出
来る限り高い周波数とする。

ただ、測定方法によっては、一定の周期で繰り返す心電
波形を検出する場合、基準信号の検出時間が長くても、
心電信号の検出に殆ど制限を受けない。すなわち、基準
信号を検出して、電極の接触状態を測定した後、ｌ−数
拍の心電信号を測定することができる。

第７図と第８図とは、心電信号に対して基準信号を人体
に加える時間帯を示す。これ等の図面に於て（１）は電
極に誘導される心電波形を示しており、（２）は基準信
号を示している。これ等の図において、横軸に時間軸を
示し、縦軸は電圧値を示している。

第７図に示す方法は、（２）に示すように、心電信号が
殆ど零レベルの時間帯に、人体に基準信号を加えている
。この方法は、基準信号が心電信号の測定時間を殆ど制
約しない。と言うのは、心電位が殆ど現れない時間帯に
於ては、通常の心電計は心電位を測定しない為である。

この測定方法は、基準信号を人体に加えて電極の接触状
態を測定した後、一定の時間（例えば１拍）の心電位を
測定し、心電位の測定値を、先に測定した基準信号の測
定レベルで補正する。この方法は、心電位を一定の時間
に渡って連続的に測定し、あるいは、極めて短い時間間
隔（例えは数μ〜数ｍ秒間隔）で測定する場合に最適で
ある。

ところで、心電位の測定に於ては、電極の接触状態はそ
れほど急激に変化しない場合が多い。言い替えれば、電
極の接触状態が悪い場合、心電波形全体のレベルが一定
の時間、はぼ同一の割合で低くなることが多い。従フて
、心電位を測定する場合、第７図に示すように、心電信
号が殆ど零レベルの時に人体に基準信号を加えて電極の
接触状態を測定し、その直後の心電信号のピーク値近傍
を測定し、先に測定した基準信号で心電信号を補正して
も、はとんどの場合、それほど大きな誤差を生じない。

電極の接触状態を検出してから、心電位を検出する迄の
時間を短縮することは、より正確な心電の測定に有効で
ある。このことは、心電位測定の直前に、毎回電極の接
触状態を検出することによって実現できる。

第８図に示す測定方法は、（２）に示すように、基準信
号を極めて短い時間人体に加えている。この方法は、基
準信号を人体に加えて電極の接触状態を測定した後、基
準信号を停止して心電位を測定する。この方式は、電極
の接触状態を検出した直後に心電位を検出して補正でき
る。従って、電極の接触状態が、１拍の間で変動しても
正確に心電位が補正できる。

この測定方法の場合、基準信号を人体に加える時間は、
心電位を測定するのに必要な時間よりも短くする。例え
ば、１ミリ秒間隔て心電位を測定し、心電位の測定に要
する時間（心電位をＡＤ変損し、あるいは、サンプルホ
ールド回路に記憶させるに必要な時間）が１００マイク
ロ秒の場合、基準信号を人体に加える時間は、９００マ
イクロ秒よりも短く決定される。

１周期が９００マイクロであるサイン波の周波数は、約
１−１ｋＨｚである。従ってこの場合、余裕をみて、好
ましくは、１．５ｋＨｚより高い周波数の基準信号を使
用する。この周波数の基準信号は、安価なオペアンプで
充分に増幅出来る。

基準信号の周波数を１５ｋＨｚとすれば、９００マイク
ロ秒の間に、１０サイクル以上の基準信号が検出できる
。

第４図に示すように、人体に基準信号を流す方式は、電
極の位置によって基準信号の誘導電位が変動するように
見受けられる。しかしながら、本発明者等が実際に行っ
た実験では、不思議なことに、第４図に示すように、片
足と両手との間に基準信号発振器４１を接続し、人体胸
部の基゛単信号を検出したところ、胸部における基準信
号のレベル差は殆どなかった。これは、人体全体が１つ
の導体となり、この導体全体が同一レベルになる為と推
測される。すなわち、人体の抵抗は、人体と基準信号発
振器ｌとの接触抵抗（Ｒ）に比べて相当に小さく、人体
全体が同一レベルの電圧になると推測される。

この為、電極が体表面に正常に接触する場合、全ての電
極は、同一レベルで基準信号を検出する。

従って、電極が検出した基準信号は、検出位置によって
補正することなく、電極の接触状態が測定できる。

第４図に示すように、人体に基準信号を流して電極の接
触状態を測定する場合でも、基準信号と心電位とを同時
に測定することも可能である。これを実現するには、基
準信号を連続して人体に加える。基準信号が加わった心
電信号は電極で検出される。電極で検出された信号は、
第９図に示すように、心電波形が基準信号で変動してい
る。この信号からは、基準信号のみが通過するバンドパ
スフィルターでもって基準信号が選別される。バンドパ
スフィルターの出力信号は、電極で検出された基準信号
レベルに比例する。すなわち、バンドパスフィルターの
出力信号で電極の接触状態が測定される。心電信号は、
第９図に示すように、基準信号の正負のピークＡＢの中
間点Ｃの電位として検出できる。中間点Ｃの電位を測定
するには、基準信号に同期して、互いに隣接する基準信
号の正負のピーク電圧を検出してその平均をとり、ある
いは、正負の中間点の電圧を検出する。

第５図に代わって、基準信号と心電信号とを一緒に検出
できる回路を第１０図に示す。この回路は、バンドパス
フィルター１９を備える基準信号アンプ９２と、心電ア
ンプ９３とを備えている。

この回路は、第５図のアンプに代わって使用できる。た
だし、この回路を使用する場合、連続して人体に基準信
号を加えるので、基準信号発振器と人体との間のスイッ
チング手段１５は必ずしも必要なく、また、心電アンプ
４３と基準信号アンプ４２とを切り換える入力切換スイ
ッチ１６、および制御回路１４も必要ない。

この回路は、電極で検出された信号から、バンドパスフ
ィルター１９によって基準信号を検出する。バンドパス
フィルター１９の出力をダイオード９６で整流して、基
準信号レベルに比例した基準信号出力を得る。同時に、
電極で検出された信号は心電アンプ９３で増幅される。

心電アンプ９３には、図示しないが、基準信号発振器か
ら同期信号が人力される。心電アンプ９３は、基準信号
発振器からの同期信号によフて、基準信号の正負のピー
ク値、あるいは、正負のピークの中間の時の信号を出力
する。基準信号の正負のピーク値が出力される場合、こ
の出力信号をＡ／Ｄ変換して平均値を求めることができ
る。

また、第１０図の鎖線で示すように、心電アンプ９３０
入力端に、基準信号を除去するバンドエリミネートフィ
ルタ−２０を接続し、このバンドエリミネートフィルタ
−２０で、基準信号を除去して心電信号を検出すること
も可能である。

電極で検出された心電信号は、前述の方法と同様にして
、自動利得制御回路である基準信号アンプ９２で補正し
て増幅される。

第１図および第４図に示す回路は、電極で検出した基準
信号レベルでもって心電信号を補正して増幅している。

ただ、この発明は、必ずしも電極で測定した基準信号で
心電信号を補正する必要はない。最も簡単な方法は、電
極で測定された基準信号を増幅して直接にモニタに表示
し、モニタを見て電極の接触状態を調べ、全ての電極が
確実に体表面から電気信号を測定できることを確認した
後、心電信号を測定することもできる。

ところで、この発明は、多数の点から生体電位を測定し
、測定結果をコンピュータで演算処理してモニタやプリ
ンタに表示させる「体表面心電計」に最も有効に利用で
きる。体表面心電計は、人体の胸部から心電信号を測定
し、測定した心電信号から体表面の等電位図を演算して
表示する。この心電計は、通常５０〜数百の電極から同
時に心電信号を測定する。

この心電計は、電極で測定された心電信号を一旦はコン
ピュータのメモリに記憶させて演算処理する。この場合
、心電信号を測定する前に、人体の基準信号を電極で測
定し、その測定結果をメモリに記憶させ、メモリの記憶
値でもって、基準信号の直後に測定される心電信号を補
正することも可能である。例えば、人体にＩＨｚ以上の
基準信号を加えて、これを電極で測定し、この信号を一
定の増幅率に増幅した後、アナログ−デジタル変換して
メモリに記憶させ、その直後に、人体に基準信号を加え
るのを停止して電極でもって心電信号を測定し、心電信
号を一定の増幅率に増幅してメモリに記憶させ、心電信
号の記憶値を基準信号の記憶値で補正することも可能で
ある。すなわち、基準信号のレベルが規定の値の２分の
１である電極で測定した心電信号は、２を掛けて補正し
、また、基準信号のレベルが規定の３分の１である電極
で測定された心電信号は、３を掛けて補正する。

第１図と第４図とに示す回路は、心電信号アンプに自動
利得制御回路を使用して、心電信号を補正しているが、
心電信号をコンピュータで演算処理する場合、基準信号
と心電信号の両方をコンピュータに記憶させ、コンピュ
ータの基準信号でもって心電信号を補正する演算処理を
させることも可能である。

第１図に示す回路は、生体に基準信号を流すことなく基
準信号を加えることができる。この方式は、基準信号発
振器１をアースと人体とに接続して、人体全体を同電位
として、アースを基準に基準信号を加えている。電極で
測定された基準信号は、アースに対する基準信号として
検出されて電極の接触状態が測定される。

さらに、第１１図に示すように、足とアースとの間に基
準信号発振器１１１を接続し、心電アンプ１１３でもっ
て基準信号を増幅することも可能である。この回路は、
人体の全体が同電位となって基準信号で変動きれるので
、言い替えれば、基準信号に対して人体の全体が同一の
電位となるので、本発明者等は、心電アンプ１１３で基
準信号が測定出来ないと考えた。すなわち、心電アンプ
１１３は、両手と片足に対する胸部の相対的な電位を測
定するので、人体の全体が同電位で変動するなら、心電
アンプ１１３は基準信号を測定できないと考えられる。

ところが、不思議なことに、本発明者等が実際に実験し
てみると、心電アンプでもって基準信号が測定できたの
である。心電アンプ１１３が基準信号を測定できるのは
、両手と片足の電位を測定する電圧ゲインが１である加
算アンプ１１４の人力インピーダンスが無限大でないこ
とが理由である。すなわち、加算アンプ１１４に入力端
子が流れると、実際に加算アンプ１１４に人力される信
号は、足に加えられた基準信号よりも多少低くなる。加
算アンプ１１４に入力端子が流れると、加算アンプ１１
４の入力端子と人体との抵抗値（入力端抵抗値）に、入
力端子を掛けた電圧降下が発生し、この電圧降下分だけ
低い基準信号が加算アンプに人力される。いいかえれば
、加算アンプ１１４の実際の入力信号は、人体と同電位
とはならない。加算アンプ１１４に実際に人力されろ信
号と、人体の基準信号との差は、入力側抵抗値に入力端
子を掛けた値となる。入力端抵抗値は一定であるが、加
算アンプ１１４の入力電流は基準信号に比例するので、
加算アンプ１１４の実質入力信号と基準信号との差は、
基準信号に比例する。心電アンプ１１３は、加算アンプ
１１４の出力信号を電極の検出電圧と比較して、その差
成分を増幅している。加算アンプ１１４の実質入力電圧
が人体と同電位でないと、各心電アンプ１１３の一方に
基準信号とは異なるレベルの信号が入力される。

従って、心電アン１１１３が基準信号を測定できること
になる。

この回路は、心電アンプ１１３の接続を変更することな
く、基準信号が測定できるので、簡単に基準信号が測定
できる特長がある。

人体に加える基準信号は、歪んだ波形も使用できる。も
っとも簡単に人体に基準信号を加えるには発振器を必要
としない。数十ｃｍないし数メートルの電線を基準信の
発振器に使用できる。人体の基準信号を加える箇所に電
線を接続して基準信号を加えることができる。人体に接
続された電線には電源からノイズが誘導される。この誘
導ノイズは電源の周波数に等しく歪んだサイン波である
。

電源の誘導ノイズは歪んでいるが、これが人体を同電位
に変動させるので、基準信号に使用できる。

この方法は最も簡単に人体に基準信号を加えることがで
きる。

更に、第１２図に示すように、人体に直接基準信号発振
器１２１を接続せずに、人体に基準信号を加えることも
可能である。すなわち、図に示すように、人体の下方に
合成樹脂等の絶縁材１２２を介して誘導電極１２３を設
け、この誘導電極ｌ２３とアースとの間に基準信号を加
え、誘導電極１２３から人体に基準信号を誘導させ、人
体に誘導された基準信号を電極１２４で測定して、電極
１２４の接触状態を検出することも可能である。

この場合、基準信号は、誘導電極１２３と人体との間の
静電容量を介して人体に誘導される。

第１２図に示す装置は、電極１２４で検出した心電信号
を演算する演算手段１２５と、この演算手段１２５の演
算結果を表示するモニタ１２６とを備えている。

演算手段１２５は、心電信号を演算処理して、体表面の
電位分布図を作成する。演算手段１２５は、一定の時間
間隔、例えば、０．１〜５ｍ秒間隔で、全ての電極から
同時に心電信号を取り込む。

取り込んだ心電信号から、一定の時間間隔で体表面の電
位分布図が演算される。

モニタ１２６は、計算された電位分布図を、例えば、０
，１〜１０秒間隔で順番に表示する。

第１２図には、図を分かりやすくする為に、体表面に接
触する３本の電極が示されている。ただ、体表面分布図
を作成する心電計は、前にも述べたように、多数の電極
を備えている。

第１図に示す心電計は、演算手段が一体化されたモニタ
２５を備えている。このモニタは、第１２図に示す演算
手段およびモニタと同様に、体表面電位分布図を表示す
る。

ところで、この発明の生体電位測定方法は、生体電位の
測定手段を、生体に接触して生体電位を測定する電極に
特定せず、生体から電気信号を検出できる全ての部材、
例えは、生体には直接接触しないがこれに接近させるこ
とによって、生体電位を測定する、非接触式の電極も使
用できる。非接触式の電極は、体表面に付着されること
によって、ある静電容量を介して接続される。すなわち
、電極と生体表面とでコンデンサーを構成し、このコン
デンサーを介して生体電位を測定する。

この場合、電極は生体の直流電位を測定できないが、交
流成分は電極のコンデンサーを通って検出される。この
構造の電極は、電極が接続されている初段アンプの人力
インピーダンスを大きくすると共に、体表面との面積を
広くすることによって、静電容量が増加し、低い周波数
成分の信号が検出できる。すなわち、この電極の体表面
との接触インピーダンスは、静電容量を特定する電極の
面積、および生体信号の周波数に反比例して小さくする
。

また生体信号を検出する部材には、生体が出す磁気を検
出する磁気センサー等も使用できる。磁気センサーは、
体表面に接近させて体表面に現れる磁界を測定する。こ
の場合、生体に加える基準信号は、磁気センサーに検出
できるように、磁気信号を使用する。

【図面の簡単な説明】

第１図および第４図はこの発明の生体電位測定方法に使
用される装置の具体例を示すブロック線図、第２図は第
１図に示されるアンプのブロック線図、第３図は電極に
誘導される波形と補正された心電信号と比較器の出力波
形とを示すグラフ、第５図は第４図に示す装置の併用ア
ンプの一例を示すブロック線図、第６図は電極に誘導さ
れる基準信号波形を示すグラフ、第７図ないし第９図は
電極に検出される心電波形と基準信号とを示すグラフ、
第１０図は第５図の併用アンプに使用できるアンプのブ
ロック線図、第１１図および第１２は人体に基準信号を
加える他の実施例を示すブロック線図である。 ｌ・・・・・・基準信号発振器、 ２・・・−・・基準信号アンプ、３・・・・・・心電ア
ンプ、４・・・・・・電極、 ５・・・・・・カップリングコンデンサー６・・・・・
・ダイオード、　　　７・・・・・・乗算器、８・・・
・・・乗算器、　　　　　９・・・・・・積分回路、１
０・・・・・・加算器、　　　　１１・・・・・・比較
器、１２・・・・・・基準電源、　　　１３・・・・・
・体表面、トド・・・・・制御回路、 １５・・・・・・スイッチング素子、 １６・・・・・・入力切換スイッチ、 １７・・・・・・緩衝アンプ、　　１８・・・・・・差
動アンプ、１９・・・・・・バンドパスフィルター２０
・・・・・・バンドエリミネートフィルタ−２２・・・
・・・基準信号アンプ、 ２３・・・・・・コンデンサー　２４・・・・・・併用
アンプ２５・・・・・・モニタ、　　　　２６・・・・
・・差動アンプ、４１・・・・・・基準信号発振器、 ４２・・・・・・基準信号アンプ、 ４３・・・・・・心電アンプ、　　４４・・・・・・電
極、４５・・・・・・カップリングコンデンサー４６・
・・・・・ダイオード、 ４７・・・・・・サンプルホールド素子、９２・・・・
・・基準信号アンプ、 ９３・・・・・・心電アンプ、　　９６・・・・・・ダ
イオード、１１１・・・・・・基準信号発振器、 １１３・・・・・・心電アンプ、１１４・・・・・・加
算アンプ、１２１・・・・・・基準信号発振器 １２２・・・・・・絶縁材、　　　１２３・・・・・・
誘導電極、１２４・・・・・・電極、 １２６・・・・・・モニタ。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 生体に電極を接触または接近させて、電極に誘導される
   電位でもって生体に発生する電気信号を検出する生体の
   電位測定方法に於て、生体に基準信号を加え、この基準
   信号を電極で検出して、電極の生体信号検出状態を検査
   することを特徴とする生体電位測定方法。