JPH1028680A - 測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する装置 - Google Patents

測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する装置

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JPH1028680A
JPH1028680A JP9090377A JP9037797A JPH1028680A JP H1028680 A JPH1028680 A JP H1028680A JP 9090377 A JP9090377 A JP 9090377A JP 9037797 A JP9037797 A JP 9037797A JP H1028680 A JPH1028680 A JP H1028680A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 生理的測定信号を記録しながら、患者に取り
付けられた測定電極と中性電極ならびにそれらと接続さ
れたリード線を監視できるようにする。 【解決手段】 生理的測定信号を捕捉するために患者に
取り付けられた測定電極Ｒ，Ｌ，Ｆと中性電極Ｎが設け
られている。各測定電極はそれぞれ対応づけられた測定
増幅器４，６，８の入力端子と接続されている。テスト
信号発生器１０が設けられており、このテスト信号発生
器１０は測定信号の捕捉中、患者に取り付けられた中性
電極Ｎに対し直流成分を伴わない純粋な交流信号を発生
させる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生理的測定信号を
捕捉している間、該生理的測定信号を記録するために患
者に取り付けられた１つまたは複数の測定電極と中性電
極およびそれらのリード線を監視する装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】P. Ask 等による "ECG Electrodes: A S
tudy of Electrical and MechanicalLong-Term Propert
ies", Acta anaesth. Scand. 1979, 23, 第１８９頁〜
２０６頁には、ＥＣＧ電極の品質や皮膚に対する付着具
合を検査するために電極のインピーダンスを測定するこ
とが示されている。この場合、様々な周波数の正弦波電
流が、直列に接続された一対のＥＣＧ電極と基準抵抗と
に加えられる。個々の電極インピーダンスは、相次いで
印加される電圧と抵抗の両端で測定された電圧の振幅な
らびに位相によって決まる。
【０００３】アメリカ合衆国特許第４６５８８３１号、
第４９１７０９９号ならびに第４９９３４２３号には、
リード・オフを検出するための方法が記載されている。
この場合、１つまたは複数の周波数の交流が測定電極へ
加えられ、相次いで生じる電圧が測定される。さらに、
アメリカ合衆国特許第４９１９１４５号およびアメリカ
合衆国特許第５０２０５４１号には、ＥＣＧ電極および
それらのリード線のインピーダンスを、位相のずらされ
た２つの搬送波信号を用いて監視することが開示されて
いる。これらの方法は、個々の電極インピーダンスにつ
いての絶対値を供給するように構成されているのではな
く、複数のＥＣＧ電極のインピーダンスに依存する値
（和または差）を得るものであるし、中性電極のインピ
ーダンスは測定されない。しかも、特定のＥＣＧ電極が
はずれかけていることを検出できない。また、種々の周
波数の電流を使用するため電極のインピーダンスが周波
数とともに変化することから、付加的な測定が困難にな
る。
【０００４】たとえば心電図記録におけるリードオフの
検出のために直流を使用することも、従来から知られて
いる。この場合、測定電極が患者からはずれかけると、
接触インピーダンスが増加する。その際、適切に配置さ
れた抵抗によって、電極インピーダンスにおける直流の
電位の増加を実現できる。この電位が所定の値を超える
と、電極はもはや接続されているとはみなされず、つま
りリードオフであるとみなされる。しかし、電極インピ
ーダンスが純粋な抵抗成分ではないため、この検出のた
めに直流を使用することには欠点がある。この場合、あ
る程度の分極が生じ、これは種々のタイプの電極で異な
るものである。分極により引き起こされる電位を電極を
流れる検出電流により引き起こされる電位と区別するこ
とはできないので、電極がはずれたことを検出できるよ
うにするために必要とされるインピーダンスは、種々の
タイプの電極で大きく変化する。
【０００５】その他の欠点は、患者が動いたときにはイ
ンピーダンスも必ず変化することであり、その際、電極
における電圧は動きに合わせて変化し、これによって約
１Ｈｚのノイズが引き起こされる。このようなベースラ
インの変動を、ＥＣＧ信号に影響を与えずにＥＣＧから
ろ波して取り除くのは困難である。可能であるならば、
ベースラインの変動を避けるため分極しない電極つまり
分極により生じる直流オフセットを著しく抑えた電極を
用いる。この場合の欠点は、電極が接続されているのか
否かを検出するためだけに直流電位を加えなければなら
ないことである。
【０００６】患者に取り付けられた測定電極の信頼性の
ある監視は重要であるので、電極がはずれたときには警
告が出される。電極ペーストが乾きはじめたり電極がは
ずれかけたりすると電極インピーダンスが高まり、ノイ
ズの増加によって測定に誤りが生じることになる。ま
た、電極インピーダンスが著しく高いと測定信号が抑圧
される可能性もあり、これによって場合によっては誤診
となるおそれがある。したがって、たとえばＥＣＧ信号
に対する適正な絶対値を必ず得られるようにするための
開示がなされている。
【０００７】ドイツ連邦共和国特許出願公開第４１０６
８５７号公報には生理的測定信号の処理装置が示されて
おり、この装置によれば付加的な電極を介して患者の体
にパルスが供給され、その電極は体のインピーダンスを
介して、患者に取り付けられた測定電極と電気的に接続
されている。そして患者の身体と接触している測定電極
は、パルスに対する測定電極の応答を調べることで検査
できる。しかし測定電極およびそのリード線のこのよう
な検査は、操作員により可能にされたときにしか実施で
きず、つまり操作員がボタンを押したときにしか実施で
きない。電極を継続的に監視するためには、このような
機能を他の方式で補わなければならず、たとえば先に述
べた直流監視によって補わなければならない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】したがって本発明の課
題は、生理的測定信号を記録しながら、患者に取り付け
られた測定電極と中性電極ならびにそれらと接続された
リード線を監視できるようにし、既述の従来技術の欠点
を解消するようにした装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明によればこの課題
は、各測定電極は対応づけられた測定増幅器の１つの入
力端子と接続されており、テスト信号発生器が設けられ
ており、該テスト信号発生器は、患者から測定信号を捕
捉している間、中性電極へ加えられる直流成分のない純
粋な交流信号を発生させることにより解決される。
【００１０】
【発明の実施の形態】このように本発明による装置は、
直流成分を含まない純粋な連続的交流信号を供給するた
めに、患者に取り付けられた基準または中性電極を利用
している。これによって測定電極ならびにそれらと患者
との接触部分を記録中に継続的に監視できるようにな
り、さらに直流電極の直流チャージングの問題点が回避
される。また、ベースラインドリフトの問題が少なくな
ることに加えて、電極のチャージングが抑えられること
によって、増幅器の過変調を引き起こす直流オフセット
を伴わずに著しく安価な電極を使用できるようになる。
本発明による装置によれば、後続の測定増幅器への入力
インピーダンスを減少させることなく電極インピーダン
スの測定も実施できる。このことが重要である理由は、
入力インピーダンスが減少するとＥＣＧ信号が劣化され
ることになるからである。
【００１１】本発明による装置の有利な実施形態によれ
ば、第１の測定ユニットが測定増幅器の出力側と接続さ
れており、これによってテスト信号により生じた出力信
号を測定し、それにより不良な電極接触および／または
リード線を検出する。この場合、第１の測定ユニット
は、測定増幅器の２つからのテスト信号により引き起こ
された各出力信号間の差を、任意のやり方で求めるよう
に構成されている。不良のない正常な動作の場合、テス
ト信号によってすべての増幅器入力側に等しい大きさの
信号が現れ、誘導の形成において互いに減算されれば、
それらの信号は現れなくなる。しかしながら、ある電極
がうまく取り付けられていないと、その電極のインピー
ダンスは高くなり、該当する測定増幅器の入力側におい
てテスト信号により形成される信号は、電極インピーダ
ンスと増幅器入力インピーダンスとの間の分圧により小
さくなり、テスト信号の残留信号が上述のようにして行
われる差の形成後にも残されたままになり、これにより
ある電極がうまく取り付けられていないことが指示され
る。
【００１２】本発明による装置の別の実施形態によれ
ば、テスト信号発生器の出力側にスイッチング手段が接
続されており、これは中性電極と測定増幅器入力端子の
１つとの間において任意のやり方でテスト信号を切り換
えるために設けられている。したがってこの装置を、測
定増幅器を較正するために利用することもできる。この
較正は適切な時点で、たとえば装置のスタートアップと
関連させて行われる。このためテスト信号はスイッチン
グ手段により、まずはじめに患者を通過することなく測
定増幅器の入力端子へ切り換えられる。種々のチャネル
について振幅が測定され、すべてのチャネルが同じ振幅
を有するよう利得が調整される。この場合、絶対的な精
度はテスト信号の精度により制限されるのに対し、相対
的な精度は高めることができる。なお、周波数範囲全体
の測定およびそれらの較正も可能である。増幅器の較正
は同相除去のために重要であり、それらの間の関係はノ
イズたとえば交流系統のハムを除去するために重要であ
る。また、増幅器の較正はＥＣＧ信号に対する適正な大
きさを得るためにも重要であり、その理由は測定された
絶対値が重要なものとされることによる。
【００１３】本発明による装置の別の有利な実施形態に
よれば、テスト信号発生器の周波数はＥＣＧ信号に係わ
る周波数範囲よりも上に位置し、有利には２５０Ｈｚよ
りも上に位置する。本発明による装置は有利にはたとえ
ば１ＫＨｚのサンプリングレートによってディジタルで
動作する。目下の測定に対しいっそう高速なサンプリン
グレートが用いられ、誘導形成後、ダウンサンプリング
が実行される。これにより通常、テスト信号は現れなく
なる。なお、電極のインピーダンスはいっそう高い周波
数でいっそう低いインピーダンスに周波数的に関連す
る。
【００１４】次に、図面を参照しながら本発明の実施形
態について詳細に説明する。
【００１５】
【実施例】図１には本発明による装置の第１の実施形態
が示されている。これは生理的測定信号を記録するため
患者２に取り付けられた測定電極つまり測定電極Ｒ（右
腕）、測定電極Ｌ（左腕）、測定電極Ｆ（足）とそれら
のリード線を、継続的に監視するためのものである。各
測定電極Ｒ，Ｌ，Ｆは、それらに対応づけられた測定増
幅器４，６，８の入力端子の１つとそれぞれ接続されて
いる。測定増幅器４，６，８の他方の入力端子は、共通
の基準電位におかれている。この場合、測定しようとす
る生理的信号はたとえばＥＣＧ信号である。
【００１６】テスト信号発生器１０は、ノイズ抑圧増幅
器１２およびマルチプレクサ１４の形式のスイッチング
手段を介して中性電極Ｎへテスト信号を送信する。この
テスト信号は、いかなる直流成分も含まない純粋な連続
的交流信号の形態をとる。ノイズ抑圧増幅器１２はユニ
ット９を介して、測定増幅器４，６，８のうちの１つま
たは複数の出力端子と接続されている。
【００１７】図１によれば、電極Ｒ，Ｌ，Ｆ，Ｎの接触
インピーダンスならびにそれらに接続されたリード線の
インピーダンスはインピーダンスＺｅｌとして表されて
おり、入力インピーダンスはＺｉｎとして表されてい
る。
【００１８】さらに図１には、Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４
としてたとえば胸部に用いられる他のＥＣＧ電極が示さ
れている。
【００１９】患者の体に取り付けられるすべての電極は
体のインピーダンスによって互いに電気的に接続されて
いるので、中性電極Ｎを介して供給される信号によって
測定チャネルＲ，Ｌ，Ｆの各々に応答信号が生じること
になり、これらの信号がＥＣＧの記録と同時に継続的に
測定される。
【００２０】中性電極Ｎの役割は、測定増幅器の浮動接
地が患者２と必ず同じ電位になるようにすることであ
る。安全性の理由から患者の電位は浮動にしなければな
らないが、この電位は周囲殊にアースおよび隣り合う電
力ケーブルに対する漂遊容量によって決まる。また、浮
動増幅器系全体もアースおよび線間電圧に対する漂遊容
量を有している。これらの漂遊容量間の関係は一般に患
者と増幅器に対して同じものではないので、患者と増幅
器との間には電位差が存在する。中性電極はこの差をな
くすものである。その際、中性電極をハム電流が流れ、
中性電極のインピーダンスのために電圧降下が生じる。
中性電極が浮動接地点とじかに接続されていれば、この
電圧降下は患者と増幅器接地点との間の電圧として検出
されるようになる。そしてこの電圧を減少させようとす
るため、測定電極からノイズ抑圧増幅器を介して信号が
導かれ、中性電極を介して患者に戻される（図面を参照
のこと）。その際、患者と増幅器接地点との間の電圧勾
配は、フィードバックループにおける利得によって下降
する。このフィードバックループの一部分であるノイズ
抑圧増幅器は、本発明による装置構成によればテスト信
号増幅器１２として利用され、これによって電極インピ
ーダンスの測定を行うテスト信号を患者２に加えること
ができる。
【００２１】体のインピーダンスは一般に１００Ωのオ
ーダにあるのに対し、電極インピーダンスは一般に１０
〜１００ＫΩのオーダにあるので、体のインピーダンス
は電極インピーダンスに比べれば無視できるものであ
り、したがってテスト信号の応答信号はすべての増幅器
入力側において実質的に同じものである。２つの電極間
で誘導が形成されると、テスト信号の応答信号は減算に
よる除去によって消去されることになる。
【００２２】しかしながら、たとえば電極がうまく取り
付けられていないと電極インピーダンスは著しく高くな
り、つまりＭΩのレベルまで上がり、電極インピーダン
スＺｅｌとチャネルにおける増幅器入力インピーダンス
Ｚｉｎとの間における電圧の不一致が問題となる。この
場合、（ＥＣＧ信号のような）テスト信号の応答信号は
小さくなり、たとえば１つの電極がはずれてしまってい
たりはずれかけていたりしてインピーダンスがそれぞれ
異なっている２つの電極間で接続が形成された後では、
テスト信号の応答信号の残留成分が生じる。電極リード
線における障害においても同様の結果が生じる。
【００２３】いくつかの事例においては、誘導を形成す
る前に測定増幅器４，６，８の出力側におけるテスト信
号の応答信号の振幅を測定するのが好ましい場合もあ
る。
【００２４】電極の不完全な接触または電極リード線の
不良によって電極インピーダンスの不均衡が生じた場
合、テスト信号の残留応答信号はそれが十分に小さけれ
ばそのままにしておいてよいし、あるいは減算ないしフ
ィルタ処理により除去することができる。減算による残
留信号の除去は、テスト信号発生器が発生させる適切な
減算信号により実施できる。
【００２５】測定増幅器４，６，８の出力端子から生じ
る出力信号は、後続のディジタル信号処理（これについ
てはここでは述べない）のためにＡ／Ｄ変換器へ適切な
やり方で送られる。この場合、電極インピーダンスＺ
ｅｌに不均衡が生じているときに存続し続ける残留応答
信号は、周波数が適切であれば見えなくなる。テスト信
号がたとえば１ＫＨｚの周波数をもっていれば、１ｋ
ｓｐｓ までのダウンサンプリングで見えなくなる。デ
ィジタル形式で測定すべきテスト信号に対し、本来のサ
ンプリングレートはそれよりも速いものである。
【００２６】継続的なテスト測定を実行するためには、
テスト信号の応答信号を測定信号から除去できるように
することが必要条件である。
【００２７】本発明による装置を用いて実施されるテス
トは、接触ペーストまたは電極の接着剤が乾ききって電
極がはずれてしまったりはずれかかっているときに、電
極が落ちたりリード線に障害が生じてしまう前に警告を
発する比較的大雑把なテストである。このため本発明に
よる装置によれば、測定に使用される電極のインピーダ
ンスが高くなってＥＣＧ信号が抑圧されることにより引
き起こされる誤診が避けられる。この場合、リードオフ
を検出するために、直流も特別なテストパルスも用いる
必要がない。その結果、ベースライン変動を少なくしな
がら電極のチャージングが減る。また、電極のチャージ
ングが減ることにより、直流オフセットにより生じる増
幅器の過変調を伴わずに安価な電極を使用できるように
なる。このため、直流を使用した場合よりも狭い増幅器
ダイナミックスでよい。本発明による装置によれば、電
極の監視に必要とされるインピーダンス測定は、ＥＣＧ
信号を劣化させることになる測定増幅器に対する入力イ
ンピーダンスの下降が生じることなく行われる。
【００２８】さらに本発明による装置は、後続のＡ／Ｄ
変換器（図示せず）を有する測定増幅器４，６，８の較
正にも利用できる。この場合、複数のスイッチの構成を
とるスイッチング手段１４によりスイッチングされて、
テスト信号は患者２を通ることなく増幅器４，６，８の
入力端子の１つにそのまま導かれる。そして種々の測定
チャネルにおいてテスト信号の振幅が測定されて、すべ
てのチャネルにおいて等しい度合いとなるよう利得が較
正される。較正の絶対的な精度はテスト信号の精度に左
右されるが、相対的な精度は高めることができる。
【００２９】本発明による装置を、周波数レンジ全体の
測定およびその較正のために用いることもできる。
【００３０】増幅器４，６，８の適正な較正は同相除去
のために重要であり、増幅器４，６，８間の関係はノイ
ズの除去に重要であって、その際、最も大きなノイズは
概して交流系統のハムである。
【００３１】図２には、本発明による装置の択一的な実
施形態の回路図が示されている。この場合、図１と対応
するコンポーネントやユニットには同じ参照符号が付さ
れている。さらにこの場合、実例として採用した増幅器
のいくつかの利得に関して、信号の相対的な大きさが回
路図中の種々の場所に示されている。
【００３２】図２による実施形態によれば、基準電位と
テスト信号入力端子つまりノイズ抑圧増幅器１２の入力
端子の一方と間にテスト信号発生器１０が接続されてい
るのに対し、ノイズ抑圧増幅器１２の他方の入力端子
は、除算器１６を介してＦチャネルにおける測定増幅器
８の出力端子と接続されている。また、ノイズ抑圧増幅
器１２の出力側から生じた信号を測定するため、出力ソ
ケット１８と信号増幅器２０が設けられている。
【００３３】ノイズ抑圧増幅器１２は同相モード信号を
受信し、その結果、数値”１”で示されたテスト信号発
生器１０からの信号がそのまま増幅器を経て増幅器の出
力側に生じる。この場合、ＲチャネルとＦチャネルの電
極は適正に取り付けられているものとし、したがってテ
スト信号は実質的に変化せずに測定増幅器４および８の
入力側に現れ、それらは数値１で示されている。この実
施形態の場合、増幅器４，６，８は４に等しい利得を有
しているので、測定増幅器８の出力側に生じるテスト信
号の大きさは”４”となる。この信号は除算器１６を介
してノイズ抑圧増幅器１２へ送り戻され、その際、除算
器１６は測定増幅器８で増幅されるのと同じ大きさで信
号を除算するので、テスト信号は再びもとの大きさに戻
り、ノイズ抑圧増幅器１２はその後、同相モードで動作
する。したがって正常な場合、増幅器８はテスト信号に
作用を及ぼさない。
【００３４】同様に、測定増幅器４の出力側にも大きさ
が４となった信号が生じる。
【００３５】さらに図示の実例の場合には、Ｌチャネル
における接触部分がはずれているかはずれかかっている
ものとし、したがってこのチャネルについて電極のイン
ピーダンスＺｅｌが増大する。その結果、テスト信号に
よりＬチャネルにおける抑圧が引き起こされることにな
る。この実例の場合、信号の強度が抑圧されて測定増幅
器６の入力側において”０．９”となる。このため、測
定増幅器６から生じる出力信号は３．６になる。
【００３６】測定増幅器４，６，８の各々には、利得３
２を生じさせるため付加的な増幅器２２，２４，２６が
後置接続されている。したがって相対的な大きさ”１２
８”，”１１５．２”および”１２８”をもつ信号が、
これらの増幅器２２，２４，２６の出力側から供給され
る。これらの信号の大きさは、Ｌチャネルにおける誤り
を指摘するものである。しかし、この誤りが電極Ｌにお
ける接触不良によるものなのか、あるいは電極Ｎ（中性
電極）における接触不良によるものなのかを判定するの
は不可能である。それというのは、これら両方の電極は
対象とする信号が巡るループの一部分だからである。
【００３７】図３にはＦチャネルおよびＮチャネルによ
り形成されたループが示されており、これは図２の実施
形態におけるテスト信号に関する伝達関数を計算するた
めのものである。
【００３８】この場合、テスト信号発生器１０から生じ
たテスト信号には参照符号Ｕが付されており、ノイズ抑
圧増幅器１２は利得ＧＮを有し、ノイズ抑圧増幅器１２
の出力側における信号には参照符号ｘが付されている。
測定増幅器８の利得は参照符号ＧＡで表されている。さ
らにこの図面には、図２では簡単にするため省いていた
いくつかの抵抗も含まれている。
【００３９】上述の参照符号を以下のように適用する： ｘ＝Ｕ−ＧＮ（ｘ・ＧＡ−Ｕ） この式から次式が得られる： ｘ＝Ｕ・（（１＋ＧＮ）／（１＋ＧＮ・ＧＡ）） この式は、測定増幅器８の利得がＧＡ＝１であればｘ＝
Ｕであることを意味する。
【００４０】したがって、測定増幅器８が増幅するのと
同じ大きさで信号を除算する除算器１６は、利得を１と
等しくさせるための減衰器として用いられる。このた
め、誤りのない正常な状態の場合、テスト信号がノイズ
抑圧増幅器を通過しても、その信号に対し何の作用も及
ぼされない。
【００４１】図４には、それぞれ減衰量ＤＦおよびＤＮ
を生じさせる電極インピーダンスＺｅｌｆとＺｅｌＮを
有する同じループが示されている。
【００４２】これらの減衰量ＤＦおよびＤＮを上述の式
に代入すると次式が得られる： ｘ＝Ｕ・（（１＋ＧＮ）／（１＋ＧＮ・ＧＦ・ＤＦ・Ｄ
Ｎ）） ゆえに、減衰量が増加すればｘ／Ｕ比が減少する。
【００４３】図５に示されているさらに別の実施形態
は、ＥＣＧ増幅器系が測定増幅器４，６，８のために流
動的な基準レベルとの結合を利用するときに適したもの
である。この基準レベルは、測定電極のうちの１つまた
は複数から導出される。この場合、先に挙げたドイツ連
邦共和国特許出願公開第４１０６８５７号による装置の
テストパルスと同じようにして、テスト信号が基準レベ
ルに加えられる。この場合、上記の公報にしたがってテ
ストパルスを発生させるために信号発生器１０を用いる
ことができる。ここではテスト信号発生器１０は、測定
増幅器４，６，８の入力インピーダンスＺｉｎが参照す
る電位つまり浮動接地点と同じ電位を参照しない。しか
し、テスト信号またはノイズ抑圧増幅器１２は浮動接地
点を参照しており、したがって発生した信号の大部分は
入力インピーダンスと直列におかれた電極インピーダン
スにおいて再生される。
【００４４】図１，２中のコンポーネントやユニットに
対応するものについては、図５においても同じ参照符号
が付されている。
【００４５】図６には本発明による装置のさらに別の実
施形態が示されており、この場合、テスト信号発生器１
０は接地されているのに対し、利得は浮動状態にある。
ここでも、以前の実施形態と同じコンポーネントやユニ
ットについては同じ参照符号が用いられる。
【００４６】この実施形態では、図２による実施形態と
同じようにＬチャネルにおいて電極不良が生じているも
のとする。図６による実施形態の場合、正常なときには
測定増幅器４，６，８すべての両方の入力チャネルにお
いて、テスト信号は同じ大きさを有している。この場
合、すべての信号は同相モードであり、したがって増幅
されず、つまり増幅器の同相モードの利得は１に等し
い。Ｌチャネルに不良個所が生じると、測定増幅器６の
入力端子間で差異が発生する。この差は”０．１”とな
り、”正常な”信号強度は図２の場合と同じように”
１”となる。この”０．１”の差は、図２の場合によう
に利得が”４”に等しいものとする測定増幅器６におい
て増幅される。したがって増幅器６からの出力信号は、
１−０．４＝”０．６”となる。
【００４７】不良個所のないチャネルＲおよびＦにおけ
る後続の増幅器２２および２６は同相モード信号を受信
し、その信号は増幅されないのに対し、増幅器２４の各
入力端子間に生じた差（＝０．４）は、利得を３２とし
たこの増幅器において”−１２．８”に増幅される。増
幅器２４からの出力信号は負となる。なぜならばこの増
幅器の正の入力端子における信号は、負の入力チャネル
に供給される正常な信号よりも小さいからである。
【００４８】このことからわかるように、Ｌチャネルに
おける不良個所により大きく逸脱した信号が生じたと
き、出力信号の大きさは図２による実施形態の信号より
も小さい。出力信号は著しく小さいので、テスト信号に
対して大きな振幅を用いることができ、このことによっ
て著しく小さいインピーダンスの測定が可能となる。し
たがって著しく感度のよい不良検出が実現される。
【００４９】既述のように、患者に加えられるテスト信
号に関して重要なことは、測定増幅器の入力インピーダ
ンスＺｉｎと同じ電位を参照するようにし、加えられた
テスト信号が入力インピーダンスＺｉｎにより減衰され
るようにすることである。つまりテスト信号発生器は、
電極インピーダンスＺｅｌと入力インピーダンスＺｉｎ
におけるテスト信号を発生させるようにする。図７には
そのような実施形態が示されている。
【００５０】この場合、テスト信号は測定増幅器４，
６，８の入力端子に加えられる。テスト信号の印加は既
存の入力インピーダンスＺｉｎを介して行えるし、ある
いはその代わりに付加的な構成素子たとえば抵抗または
コンデンサによって加えることができる。
【００５１】低抵抗の電極を用いると、付加されたテス
ト信号はこの場合には著しく小さく、その結果は図６で
示した実施形態と実質的に同じものとなり、つまり著し
く大きい信号振幅を用いることができ、これによって小
さいインピーダンスの測定を行えるようになる。
【００５２】図８に示した本発明による装置の実施形態
によれば、いっそう高い精度で不良個所の位置を特定す
ることができるし、個々の電極のインピーダンスを測定
することもできる。この場合、測定信号を異なる２つの
手法で加えることができ、測定は２度、実行される。そ
してこの２つの測定を異なる２つの時点で行うことがで
きるし、あるいは異なる２つの周波数で行うことができ
る。ここでは測定増幅器は２つのグループに分けられ
る。第１のグループの測定増幅器４，６は末端電極Ｒ，
Ｌと接続されており、対応する測定信号は上述のように
ノイズ抑圧増幅器１２へフィードバックされる。
【００５３】胸部電極Ｃ１．．．Ｃ６と接続されている
第２のグループの測定増幅器３１．．．３６は、信号の
フィードバックを行わない。すべての増幅器の入力端子
は、グループで分けられた電位つまり参照符号ＵＦＥの
付された第１のグループのための電位と参照符号ＵＦＣ
の付された第２のグループのための電位と結合された入
力インピーダンスＺＩＮを有している。
【００５４】第１の実施形態の場合、テスト信号発生器
１０の出力はスイッチ３８により回路点ＵＦＣへ切り換
えられるのに対し、回路点ＵＦＥおよびノイズ抑圧増幅
器１２の正の入力端子はスイッチ３９および４０により
テスト信号発生器１０のゼロ基準点０ｒｅｆへ切り換え
られる。測定電極を介した患者２への測定電流は、次式
（１），（２）から得られる。
【００５５】 Ｉｃｘ＝（ＵＦＣ−Ｖｃｘ）／Ｚｉｎ （１） ＩＲ ＝（ＵＦＥ−ＶＲ） ／Ｚｉｎ （２） ここでＩｃｘとＩＲは、図８の電極インピーダンスＺ
ｃｘをもつ測定電極ｃｘへの電流と電極インピーダンス
ＺＲをもつ測定電極Ｒへの電流を表し、 Ｖｃｘおよび
ＶＲは対応するリード線の電位を表し、Ｚｉｎは対応す
る測定増幅器の入力インピーダンスを表す。
【００５６】ＵＦＥ＝０，ＵＦＣを１に設定し、Ｚｉｎ
を１０ＭΩ（１０Ｍ）に設定すると次式が得られる： Ｉｃｘ＝（１−Ｖｃｘ）／１０Ｍ ＩＲ ＝（−ＶＲ）／１０Ｍ 中性電極Ｎにおいてこれらの電流の和ＩＮ ＩＮ＝ΣＩｃｘ＋ＩＲ＋ＩＬ＋ＩＦ （３） が得られる。
【００５７】患者の電位Ｖｂｏｄｙが第１のグループの
電極インピーダンスによっても左右されないという近似
を行えば、患者の電位Ｖｂｏｄｙは次式（４）により得
られる： Ｖｂｏｄｙ＝ＶＮ／ＧＮ （４） ここでＶＮは中性電極へのリード線の電位を表す。
【００５８】ＧＮ＝−１０とすれば Ｖｂｏｄｙ＝−（ＶＮ／１０） が得られる。
【００５９】Ｖｂｏｄｙに関するこの値から、次式
（５）により胸部電極Ｃ１．．．Ｃ６のインピーダンス
Ｚｃｘが得られ、次式（６）から中性電極Ｎのインピー
ダンスＺＮが得られる。
【００６０】 Ｚｃｘ＝（Ｖｃｘ−Ｖｂｏｄｙ）／Ｉｃｘ ＝（（Ｖｃｘ＋（ＶＮ／１０））／Ｉｃｘ （５） ＺＮ ＝（Ｖｂｏｄｙ−ＶＮ）／ＩＮ ＝−（（１．１ＶＮ）／ＩＮ） （６） ２番目の測定の場合、回路点ＵＦＣはスイッチ３８およ
び４７によりゼロ基準点０ｒｅｆと接続される。ノイズ
抑圧増幅器１２の正の入力端子は、スイッチ４０を介し
てテスト信号発生器１０のゼロ基準点０ｒｅｆと接続さ
れたままである。
【００６１】この場合、測定電流は次式（７），（８）
により与えられる： Ｉｃｘ＝（ＵＦＣ−Ｖｃｘ）／Ｚｉｎ （７） ＩＲ ＝（ＵＦＥ−ＶＲ） ／Ｚｉｎ （８） ＵＦＣ＝０とし、ＵＦＥを１に、Ｚｉｎを１０ＭΩにそ
れぞれ設定すれば、次式が得られる： Ｉｃｘ＝−（Ｖｃｘ／１０Ｍ） ＩＲ ＝（１−ＶＲ）／１０Ｍ この場合も、中性電極Ｎにおける電流ＩＮは次式（９）
による他の電極の電流の和と等しい： ＩＮ＝ΣＩｃｘ＋ＩＲ＋ＩＬ＋ＩＦ （９） ここで患者２の電位Ｖｂｏｄｙは、電流ＩＮと、第１の
測定（式（６）参照）に従って計算された中性電極のイ
ンピーダンスＺＮと、ノイズ抑圧増幅器１０の出力端子
で測定された電位ＶＮとを用いて算出できる： Ｖｂｏｄｙ＝ＶＮ＋ＩＮ・ＺＮ （10） さらに、末端電極ＲのインピーダンスＺＲは次式（１
１）により算出できる： ＺＲ＝（ＶＲ−ＶＢ）／ＩＲ （11） 他の末端電極Ｌ等におけるインピーダンスＺＬ等も同じ
ようにして算出できる。
【００６２】電極インピーダンスの計算精度は基本的
に、第１の測定でなされた近似により左右される。
【００６３】図８におけるスイッチ４３は、増幅器を較
正するときに閉じる必要がある。既述の図１の説明を参
照のこと。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による装置の１つの実施形態を示す図で
ある。
【図２】本発明による装置の別の実施形態を示す図であ
る。
【図３】図２に示した回路ループにおける伝達関数の計
算を説明するための図である。
【図４】図３で示した回路ロープに入力インピーダンス
を加えて示した図である。
【図５】本発明による装置の別の実施形態を示す図であ
る。
【図６】本発明による装置のさらに別の実施形態を示す
図である。
【図７】本発明による装置の１つの実施形態を示す図で
ある。
【図８】本発明による装置の他の実施形態を示す図であ
る。
【符号の説明】
２ 患者 ４，６，８ 測定増幅器 １０ テスト信号発生器 １２ ノイズ抑圧増幅器 １４ マルチプレクサ １６ 除算器 ２０ 信号増幅器 Ｒ，Ｌ，Ｆ 測定電極 Ｎ 中性電極

Claims (16)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 生理的測定信号を捕捉している間、該生
    理的測定信号を記録するために患者に取り付けられた１
    つまたは複数の測定電極と中性電極およびそれらのリー
    ド線を監視する装置において、 各測定電極は対応づけられた測定増幅器の１つの入力端
    子と接続されており、 テスト信号発生器（１０）が設けられており、該テスト
    信号発生器（１０）は、患者から測定信号を捕捉してい
    る間、中性電極へ加えられる直流成分のない純粋な交流
    信号を発生させることを特徴とする、 測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する
    装置。
  2. 【請求項２】 前記テスト信号発生器（１０）は２つの
    極の間の電圧として交流信号を発生させ、該テスト信号
    発生器（１０）の一方の極はノイズ抑圧増幅器（１２）
    の一方の入力端子と接続されている、請求項１記載の装
    置。
  3. 【請求項３】 前記ノイズ抑圧増幅器（１２）の他方の
    入力端子は、前記測定増幅器のうちの１つの出力端子と
    接続されているかまたは、回路網を介して複数の測定増
    幅器と接続されている、請求項１記載の装置。
  4. 【請求項４】 前記テスト信号発生器（１０）の他方の
    極は測定増幅器のうちの１つの出力端子と接続されてい
    るか、または回路網を介して複数の測定増幅器と接続さ
    れている、請求項２記載の装置。
  5. 【請求項５】 生理的測定信号の捕捉中、該生理的測定
    信号を捕捉するために患者（２）に取り付けられた１つ
    または複数の測定電極（Ｒ，Ｌ，Ｆ，Ｃ１．．．Ｃ６）
    および中性電極（Ｎ）を電極リード線とともに監視する
    装置において、 各測定電極は、対応づけられた測定増幅器（４，６，３
    １．．．３６）の１つの入力端子と接続されており、 該測定増幅器は２つのグループに分けられて設けられて
    おり、各グループはそれぞれ少なくとも１つの増幅器
    （４，６ ３１．．．３６）から成り、 第１のグループの測定増幅器（４，６）の出力端子だけ
    がノイズ抑圧増幅器（１２）と接続されており、 テスト信号発生器（１０）が設けられており、該テスト
    信号発生器（１０）は、第２のグループの測定増幅器
    （３１．．．３６）の各々の入力インピーダンス（Ｚ
    ｉｎ）および対応づけられた電極のインピーダンス（Ｚ
    ｃｌ）を介して第１の交流信号を発生させ、第１のグル
    ープの測定増幅器（４，６）の各々の入力インピーダン
    ス（Ｚｉｎ）および対応づけられた電極のインピーダン
    ス（ＺＲ）を介して第２の交流信号を発生させて、これ
    ら２つの交流信号により発生された電圧を測定すること
    を特徴とする、 測定電極および中性電極を電極リード線とともに監視す
    る装置。
  6. 【請求項６】 前記テスト信号発生器（１０）は２つの
    電位の間の電圧としてテスト信号を発生させ、 該テスト信号発生器（１０）は第１の時相中、前記ノイ
    ズ抑圧増幅器（１２）における正の入力端子の一方の極
    を、別個のインピーダンスを介して第１のグループにお
    ける測定増幅器（４，６）の入力端子と接続し、他方の
    極を別個のインピーダンスを介して第２のグループにお
    ける測定増幅器（３１．．．３６）の入力端子と接続
    し、 該テスト信号発生器（１０）は第２の時相中、前記のノ
    イズ抑圧増幅器（１２）における正の入力端子の一方の
    極を、別個のインピーダンスを介して第２のグループに
    おける測定増幅器（３１．．．３６）の入力端子と接続
    し、他方の極を別個の測定インピーダンスを介して第１
    のグループにおける測定増幅器（４，６）の入力端子と
    接続する、請求項５記載の装置。
  7. 【請求項７】 第１の周波数で第１の交流信号を発生さ
    せるための前記テスト信号発生器（１０）の一方の極
    は、前記ノイズ抑圧増幅器（１２）の正の入力端子と接
    続されており、かつ固有のインピーダンスを介して第１
    のグループにおける測定増幅器の各入力端子と接続され
    ており、他方の極は、固有のインピーダンスを介して第
    ２のグループにおける測定増幅器の各入力端子と接続さ
    れており、 第２の周波数で第２の交流信号を発生させるための前記
    テスト信号発生器（１０）の一方の極は、前記ノイズ抑
    圧増幅器（１２）の正の入力端子と接続されており、か
    つ固有のインピーダンスを介して第２のグループにおけ
    る測定増幅器の各入力端子と接続されており、他方の極
    は、固有のインピーダンスを介して第１のグループにお
    ける測定増幅器の各入力端子と接続されている、請求項
    ５記載の装置。
  8. 【請求項８】 前記テスト信号により生じた出力信号を
    測定し、それにより電極の接触および／またはリード線
    の不良を検出するために、前記測定増幅器の出力端子に
    第１の測定ユニットが接続されている、請求項１〜７の
    いずれか１項記載の装置。
  9. 【請求項９】 前記第１の測定ユニットは、測定増幅器
    の２つから前記テスト信号により生じた各出力信号の差
    を形成する、請求項８記載の装置。
  10. 【請求項１０】 生理的測定信号はＥＣＧ信号であり、
    比較的高速なサンプリングレートを使用するように測定
    手段が構成されていて、該測定手段は生理的測定信号を
    測定し、テスト信号を除去するため誘導の形成後、ダウ
    ンサンプリングを行う、請求項１〜７のいずれか１項記
    載の装置。
  11. 【請求項１１】 前記テスト信号は正弦波信号であり、
    該テスト信号を測定信号から除去するために、測定増幅
    器の出力側に狭帯域の帯域通過フィルタが設けられてい
    る、請求項１〜７のいずれか１項記載の装置。
  12. 【請求項１２】 前記ノイズ抑圧増幅器（１２）の出力
    側における電位を測定するために第２の測定ユニットが
    設けられている、請求項１〜１１のいずれか１項記載の
    装置。
  13. 【請求項１３】 前記中性電極と前記測定増幅器の入力
    端子の１つとの間において、テスト信号を切り換えるた
    めにテスト信号発生器の出力端子にスイッチング手段が
    接続されている、請求項１〜１１のいずれか１項記載の
    装置。
  14. 【請求項１４】 前記テスト信号発生器（１０）は、測
    定信号の振幅に比べて無視できる振幅をもつテスト信号
    を発生させる、請求項１〜９のいずれか１項記載の装
    置。
  15. 【請求項１５】 前記テスト信号発生器の周波数はＥＣ
    Ｇ信号の適切な周波数範囲の外側にあり、たとえば１Ｈ
    ｚよりも小さいかまたは２５０Ｈｚよりも大きい、請求
    項１〜１４のいずれか１項記載の装置。
  16. 【請求項１６】 生理的測定信号はＥＣＧ信号であり、
    前記テスト信号発生器は、ＥＣＧの記録のための機器を
    通る信号経路全体により作用を受けるテストパルスを発
    生させ、該テストパルスはすべてのＥＣＧリード線に加
    えられる、請求項１〜１３のいずれか１項記載の装置。
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