CN115530840A - 用于电容式测量生物电信号的传感器的层构造 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于差分电压测量系统(1)的层构造式信号测量电路(30；40)，所述差分电压测量系统(1)用于测量患者(P)的生物电信号(S(k))，所述信号测量电路(30；40)包括：经由传感器线路(S3；S4)与测量放大器电路连接的传感器电极层(3；4)；以及有源屏蔽层(3S1；4S1)，其在传感器电极层的背离患者的一侧上伸展，其中传感器电极层和有源屏蔽层分别能导电地构成，所述信号测量电路(30；40)还包括在传感器电极层与有源屏蔽层之间伸展的第一绝缘层(I31；I41)。

Description

用于电容式测量生物电信号的传感器的层构造
技术领域
本发明涉及一种用于差分电压测量系统的层构造式信号测量电路，所述差分电压测量系统用于测量患者的生物电信号。在这种情况下，能导电的电极层或屏蔽层尤其通过绝缘层彼此绝缘。
背景技术
用于测量生物电信号的电压测量系统、尤其差分电压测量系统例如在医学中用于测量心电图(ECG)，脑电图(EEG)或肌电图(EMG)。
借助于所提及的电压测量系统测量心脏活动尤其对于心脏的成像是必要的，以便使成像过程匹配于心脏在心跳期间的强烈表现的运动。为此使用必须紧固在患者的身体上的传统的传感器。心跳测量的可行性是电容式ECG，其中纯电容式截取ECG信号，而不进行患者的尤其通过患者的衣物与传感器的直接接触。为了实现心跳信号的好的信号质量，测量信号幅度优选地必须是大的。这能够通过在患者与传感器之间的大的电容来实现。电容可能直接经由在传感器与患者之间的耦合面的大小来影响。耦合面越大，所实现的电容就越大。
当前，挑战在于，电容式传感器构成为，使得其适合于在临床环境中使用。电容式传感器在此必须满足关于可清洁性、可消毒性和机械鲁棒性的高要求的规定。此外，电容式传感器不允许损害医学的图像数据检测，也就是说，传感器此外尤其必须是X射线透明的或MR不可见的，关于所述图像数据检测的触发能够使用所检测的生物电信号。此外，就足够的测量信号质量而言，用于在患者处进行所期望的定位的电容式传感器必须柔性地或可模制地构成并且具有良好的摩擦电特性。
电容式ECG装置是已知的，其层状地集成到导电的织物中，其中例如通过具有能导电的颗粒的气相沉积工艺来实现能导电性。然而，将织物用作为传感器元件的整体的组成部分使清洁过程变得困难。此外，织物是不透X射线的从而不适合用于触发任意的医学的图像数据检测。此外，具有金属表面的ECG装置是已知的，然而其也缺乏透X射线性。
发明内容
相对于此，本发明的目的是提供一种机构，所述机构在水密性、可清洁性、鲁棒性和/或成像特性方面满足临床环境的要求。
该目的通过根据本发明的信号测量电路和差分电压测量系统来实现。本发明的其他特别有利的设计方案和改进方案从以下的描述中得出，其中不同的实施例或变型方案的各个特征也能够组合成新的实施例或变型方案。
在第一方面中，本发明涉及用于差分电压测量系统的层构造式信号测量电路，所述差分电压测量系统用于测量患者的生物电信号。信号测量电路包括经由传感器线路与测量放大器电路连接的传感器电极层。也就是说，根据本发明，传感器电极构成为面电极或层状地构成。信号测量电路还包括有源屏蔽层，所述有源屏蔽层在传感器电极层的背离患者的一侧上伸展。根据本发明，有源屏蔽件也面状地或层状地构成。传感器电极层和有源屏蔽层分别能导电地构成。同样面状地构成的第一绝缘层在传感器电极层与有源屏蔽层之间伸展，所述第一绝缘层防止传感器电极层与有源屏蔽层之间的短路。
传感器线路用于将借助于传感器电极检测的测量信号传输给测量放大器电路。优选地，测量放大器电路包括运算放大器，所述运算放大器能够构成为所谓的跟随器。也就是说，运算放大器的负输入端(也称为反相输入端)与运算放大器的输出端耦合，由此在正输入端处产生高的虚拟输入端阻抗。
有源屏蔽层覆盖传感器电极层，这两个层优选具有相同的底面积。在本发明的实施方案中，有源屏蔽层与运算放大器的输出端连接。所述有源屏蔽层的电势是受控的或可设定的。有源屏蔽层的电势保持在传感器电极层的电势附近，使得禁止从传感器电极层到有源屏蔽层上的电流流动。有源屏蔽层将从环境中作用到其上的干扰导出，使得所述干扰不能到达传感器电极层并且不能在该处耦合输入。有源屏蔽层的特征在于高的虚拟输入阻抗。
传感器电极层、第一绝缘层和有源屏蔽层以及在下文中继续可选地引入的其他层共同构成传感器元件，所述传感器元件以借助于传感器电极层相对于患者定向的方式定位在所述患者处或所述患者上以用于测量信号检测。
通过各个层在一个空间维度上具有比在其他两个空间维度上明显更小的尺寸的层状的构造，信号测量电路特别薄从而能够良好地模制到患者身体上。
在第二方面中，本发明涉及用于测量患者的生物电测量信号的差分电压测量系统。电压测量系统具有分别对应于有效信号路径的至少两个信号测量电路，所述有效信号路径分别包括传感器电极。差分电压测量系统也能够包括多于两个的信号测量电路。信号测量电路中的至少一个信号测量电路、优选所有所包括的信号测量电路，如上文中和下文中描述的那样构成。尤其地，至少一个信号测量电路的电极和/或屏蔽件层状地或层状地构造。
如开始已经提及的那样，根据本发明的差分电压测量系统检测生物电信号，例如人类患者或动物患者的生物电信号。为此，所述差分电压测量系统具有一定数量的测量线路或有效信号路径。所述测量线路或有效信号路径例如作为单个线缆将安置在患者处以检测信号的电极与电压测量系统的其他部件、即尤其电子装置连接，所述电子装置用于评估或显示所检测的生物电信号、尤其心跳信号。
本领域技术人员已知差分电压测量系统的基本工作方式，因此在这点上不再详细阐述。所述差分电压测量系统尤其能够构成为心电图(ECG)、脑电图(EEG)或肌电图(EMG)。
在实施方案中，差分电压测量系统能够包括参考测量电路，所述参考测量电路包括参考电极。参考电极或所属的参考测量电路用于在患者与ECG测量设备之间实现电势平衡。在本发明的实施方案中，参考测量电路同样包括传感器线路和运算放大器。在本发明的实施方案中，参考电极构成为单独的、独立的传感器元件。
在实施方案中，差分电压测量系统能够包括优选构成为单独的传感器元件的接地电路，所述接地电路包括接地电极，在进行信号检测时，患者能够经由所述接地电极至少电容式地与接地电势耦合。
因此，根据本发明的差分电压测量系统具有至少一个根据本发明的信号测量电路。据此，根据本发明的差分电压测量系统共享根据本发明的信号测量电路的优点。
在有利的实施方案中，信号测量电路还包括能导电的第二屏蔽层，所述第二屏蔽层设置在有源屏蔽层的背离传感器电极的一侧上并且通过第二绝缘层与所述有源屏蔽层隔开。覆盖有源屏蔽层的这种无源的第二屏蔽层用于拦截特别强的电场，所述电场会使一开始所提及的控制有源保护屏障的运算放大器过载。在这些实施方案中，能够有效屏蔽甚至非常强的干扰电场。第二屏蔽层经由第二绝缘层与有源屏蔽层绝缘。在此提出的附加的层有利地确保所检测的测量信号的改进，而在此对信号测量电路的总高度没有明显的影响。
在其他实施方案中，信号测量电路包括能导电的接地电极层，以便将信号测量电路置于接地电势上。也就是说，接地电极在此也构成为面电极或层状地构成，并且设置在第二屏蔽层的背离传感器电极层的一侧上。第三绝缘层将接地电极层与无源的第二屏蔽层隔开。第四绝缘层将所述接地电极层与环境隔开。
如开始已经提及的那样，传感器电极层、有源屏蔽层、另外的屏蔽层和/或接地电极层有利地相同大小、相同形状地构成。传感器电极面积越大，电容就越大从而所检测的测量信号的质量就越大。因此，所提及的层的底面积大小有利地处于9cm2至64cm2的范围内。层的基本形状在此能够在圆形、四边形、尤其方形等之间变化。优选地，所提及的层具有24cm2的大小即矩形地具有6cm乘4cm的边尺寸，或者具有25cm2的大小，即方形地具有5cm的边尺寸。
信号测量电路的特别有利的设计方案提出，第一绝缘层、第二绝缘层、第三绝缘层和/或第四绝缘层分别完全伸出待绝缘的层。所有绝缘层有利地更大地构成。这意味着，第一绝缘层、第二绝缘层、第三绝缘层和/或第四绝缘层的基本形状虽然与传感器电极层、这两个屏蔽层和/或接地电极层的基本形状相同，然而具有更大的底面积。也就是说，绝缘层具有比电极层或屏蔽层更大的周长。例如，在圆形的基本形状的情况下，绝缘层能够以2mm径向伸出电极层和屏蔽层。如此确保：即使在通过层构造形成的传感器元件的柔性变形或模制的情况下，也避免导电的电极层与屏蔽层之间的短路。
如果传感器电极层、有源屏蔽层、另外的无源屏蔽层、接地电极层、第一绝缘层、第二绝缘层、第三绝缘层和/或第四绝缘层的层厚度具有在50μm至500μm的范围内的层厚度，那么根据本发明的信号测量电路特别有利地构成。传感器元件的所有层特别优选地构成有在所述范围内的、例如300μm的高度。理想地，由此实现传感器元件的不超过4mm的值、通常甚至更薄的总高度。层构造总体上越薄，传感器元件就能够越好地模制到患者解剖学结构上或所述传感器元件就越柔性。
在有利的实施方案中，传感器电极层、有源屏蔽层、另外的屏蔽层和/或第一绝缘层、第二绝缘层、第三绝缘层和/或第四绝缘层分别与邻接的层中的一个层熔合或焊接。如此引起层之间的力配合的连接，并且增加通过层形成的传感器元件的稳定性，附加地保证传导的电极层和屏蔽层的绝缘。如果所有层如所描述的那样分别与其相邻层连接，那么所述优点特别起作用。
传感器电极层、有源屏蔽层、另外的屏蔽层和/或接地电极层特别有利地由富含碳颗粒的塑料形成。
基本材料即塑料在此在存在电极层和屏蔽层的至少部分弹性的、在任何情况下可逆的可变形性的情况下确保机械稳定性。碳混入物有利地引起所述层的导电能力。碳颗粒优选能够是纳米颗粒。碳混入物的填充程度在此与所期望的导电能力和碳颗粒的类型相关。在选择碳颗粒时，尤其应考虑：机械的材料特性的影响随着填充程度的增加而增加。尤其地，通过使用碳纳米管(Carbon-Nano-Tubes CNT)，在几个体积百分比的非常低的填充程度的情况下就已经能够实现足够的导电能力。根据本发明，最大应混入50％的碳。
此外，在其他实施方案中，能够对应于所期望的摩擦表现选择电极层和屏蔽层的基本材料。在此尤其能够使用具有匹配于棉或纸浆的摩擦特性的材料，因为这些织物最常见地作为患者衣物从而是用于形成传感器电极层的材料的支承面。
基本材料的示例尤其是聚氨酯(PU)或聚氯乙烯(PVC)。
传感器电极层特别有利地构成为，使得其具有在10kOhm至100kOhm的范围内的表面电阻。在此，所述和以下所有电阻规格对应于DIN EN61340-2-3(VDE 0300-2-3),Elektrostatik–Teil 2-3:Prüfverfahren zur Bestimmung des Widerstandes und desspezifischen Widerstandes von festen Werkstoffen,die zur Vermeidungelektrostatischer Aufladung verwendet werden(IEC 61340-2-3:2016)的要求。优选地通过碳颗粒在基本材料中的对应的填充程度来实现所期望的表面电阻。
在信号测量电路的另一优选的实施方案中，第一绝缘层、第二绝缘层、第三绝缘层和/或第四绝缘层同样由塑料构成。优选地，所有绝缘层由塑料构成。如果传感器元件的所有层由相同的基本材料构成，那么就包括多个相同部件的制成品而言是特别有利的。尤其地，也能够为所有所包括的层实现相同的摩擦表现。因此，尤其也得出特别均匀的可变形性。当然，能够为绝缘层中的单个绝缘层或所有绝缘层、例如尤其处于外部的第四绝缘层选择不同的基本材料，其中在此应保证至少相似的摩擦特性。
即使在100％的湿度下时在直至40℃的情况下，单个绝缘层或所有绝缘层的基本材料也应保持良好的或足够的绝缘特性。在通过患者更长时间地接触传感器元件时，产生所述环境条件。也就是说，在优选的实施方案中，绝缘层的基本材料是疏水的，这意味着其是斥水的并且仅最小地吸收液体从而几乎不改变其绝缘特性。
因此，绝缘层特别优选地由脂肪族或芳香族聚氨酯(PU)或聚氯乙烯(PVC)形成。
通过形成传感器元件的所有层构成有可柔性变形的薄的薄膜状的或层状的材料，能够实现高的患者舒适度，因为传感器元件能够呈现对应于个体化的患者解剖学结构的任意形状，是有顺应性的和轻的并且几乎不损耗。
在信号测量电路的实施方案中，第一绝缘层和/或第二绝缘层、即在传感器电极层与无源的第一屏蔽层之间的以及在这两个屏蔽层之间的绝缘层构成为，使得其具有50MOhm至50GOhm的范围内的体积电阻。优选地，这两个绝缘层构成有这种体积电阻。在传感器电极层与有源屏蔽层之间的第一绝缘层作用为用于所测量的生物电信号的分压器。
在信号测量电路的其他实施方案中，第三绝缘层构成为，使得其具有1GOhm至100GOhm的范围内的体积电阻。
无源屏蔽层与接地电极层之间的第三绝缘层正向地抑制干扰性的外部电场的耦合输入。
从电安全性的角度来看，在本发明的实施方案中能够提出，绝缘接地电极层的第三绝缘层能够经得住在例如4kV AC(交流电流)的情况下的击穿强度1分钟。
在信号测量电路的一个特别优选的实施方式中，传感器电极层具有如下区段，所述区段在两侧由第一绝缘层和有源屏蔽层包围并且如此构成传感器线路的部段。换言之，传感器电极层本身构成传感器线路的部段。该部段构成为扁平导体元件。为了屏蔽和绝缘，传感器电极层的所述区段在两侧覆盖有第一绝缘层和有源屏蔽层。传感器线路的如此形成的部段具有与通过不同的层形成的传感器元件非常相似的机械特性从而是柔性的、可变形的并且尤其是扁平的。传感器线路的如此形成的部段有利地直接连接到传感器元件上，即传感器电极层的区段和属于传感器元件的其余传感器电极层一件式地构成。也就是说，传感器线路部段构成有与传感器元件相同的层，其中用于各个层的材料对应于传感器元件构成。在实施方案中，传感器线路的如此形成的部段能够过渡为经典地构成的另一线路形状。
在本发明的一个改进方案中，传感器线路的部段具有在20cm至200cm的范围内的长度和在2cm至6cm的范围内的宽度。如此，尤其地，邻接于待在患者处定位的传感器元件的传感器线路部段构成为对于干扰信号和/或机械应力/负载影响是不易受影响的或相对于其是鲁棒的。
根据本发明的信号测量电路具有以下优点：
-通过由塑料薄膜构成的构造，能够成本高效地制造电容式ECG传感器，尤其当对于所有层使用相同的基本材料时。
-通过适当地选择不同层的基本材料，信号测量电路相对于空气湿度的变化和液体的作用是稳定的。
-通过传感器元件的由薄膜形成的外侧，信号测量电路可特别彻底和容易地清洁和消毒。
-在任何情况下，所使用的材料是透X射线的，并且不阻碍与ECG检测并行执行的X射线成像。
-通过适当地选择层基本材料，信号测量电路是特别柔性的，并且尤其可模制到患者解剖学结构上，并且此外相对于运动是不敏感的。
附图说明
在下文中参照附图根据实施例再次详细阐述本发明。在此，在不同的附图中，相同的部件设有相同的附图标记。附图通常并不合乎比例。附图示出：
图1示出在第一实施例中的设置在患者处的差分电压测量系统的视图，
图2示出分别在本发明的一个实施例中的包括根据本发明的信号测量电路的差分电压测量系统的视图，以及
图3示出另一实施例中的信号测量电路的视图。
具体实施方式
在附图中，示例性地分别以ECG测量系统1作为差分电压测量系统1为出发点，以便测量生物电信号S(k)，在此为ECG信号S(k)。但是，本发明不限于此。
图1示出在第一实施例中的设置在患者P处的呈ECG测量系统1形式的差分电压测量系统1的视图。电压测量系统1包括ECG设备17连同其电端子以及经由包括各一个传感器线路的线缆K连接到所述电端子上的电极3、4、5，以便在患者P处测量ECG信号S(k)。
为了测量ECG信号S(k)，根据本发明需要分别层状地形成的至少一个第一传感器电极3和第二传感器电极4，所述第一传感器电极3和第二传感器电极4安置在患者P处或患者P上或患者P下。当前，传感器电极3和4设置在不同的传感器元件13、14上。通过信号测量线缆K，电极3、4借助于其传感器线路S3、S4(参见图2)经由端子25a、25b、通常为插接连接部与ECG设备17连接。在此，第一电极3和第二电极4连同信号测量线缆K形成信号检测单元的一部分，借助于所述信号检测单元能够检测ECG信号S(k)。
第三电极5用作为参考电极，以便在患者P与ECG设备17之间实现电势平衡。所述第三电极5在此经由另一单独的传感器元件15安置在患者P的右腿附近或右腿处(“右腿驱动(Right-Leg-Drive)”或“RLD”)。
此外，经由ECG设备17上的未示出的其他端子还能够在病患P处安置多个用于其他导出线路(电势测量)的其他接触部并且用于形成适当的信号。此外，传感器元件1a能够具有其他传感器电极(在此未示出)。
在各个电极3、4、5之间形成用于测量ECG信号S(k)的电压电势UECG34、UECG45和UECG35。
在ECG设备27的用户界面14上显示直接测量的ECG信号S(k)。
在进行ECG测量时，患者P经由在此同样构成为单独的传感器元件16的包括接地电极6的接地电路与接地电势E至少电容式耦合。
从第一传感器电极层3和第二传感器电极层4引导至ECG设备17的信号测量线缆K或相应的传感器线路S3、S4是有效信号路径6a、6b的一部分。从参考电极5引导至ECG设备17的信号测量线缆K在这种情况下对应于第三有效信号路径7N的一部分。第三有效信号路径7N传输干扰信号，所述干扰信号已经经由患者P和电极耦合输入。
线缆K具有屏蔽件S，所述屏蔽件S在此示意性地示出为包围所有有效信号路径6a、6b、7N的虚线柱体。然而，与在此示出的不同，屏蔽件S没有共同地包围所有线缆K，而是单独地屏蔽线缆K。端子25a、25b、25c优选地分别集成地具有用于屏蔽件S的极。然后，所述极会集到共同的屏蔽端子25d上。屏蔽件S当前针对每个线缆K构成为包围传感器线路的富含碳的塑料层或塑料薄膜，所述塑料层或塑料薄膜沿着整个传感器线路S3、S4延伸直至层状的传感器电极3、4下方。
此外，如在图1中所示出的那样，ECG设备17能够具有外部接口15，以便例如提供用于打印机、存储装置和/或甚至网络的端子。ECG设备17也具有与相应的端子25a、25b相关联的根据本发明的实施例的信号测量电路30(例如参见图2)。
图2示出本发明的另一实施例中的差分电压测量系统1的视图，所述差分电压测量系统1包括两个本发明的实施例中的信号测量电路30。两个信号测量电路30具有相同的构造，因此信号测量电路30的对应的部件出于概览性部分地仅设有附图标记一次。
传感器电极3的设置在此以基本上电容式ECG测量电路的形式图解说明。因为传感器电极层能导电地构成，所以欧姆式耦合也能够与电容式耦合并行实现。患者P和传感器电极3在空间上彼此接近，具体地，患者处于传感器电极3的上方，所述传感器电极3分别是传感器元件13的组成部分。
传感器电极3构成为薄膜状的能导电的面电极层3并且在本实施方案中具有底面积为25cm2的圆形的基本形状。传感器电极层3朝向患者P定向。
接触患者P的传感器元件13还包括分别能导电地构成的有源的第一屏蔽层3S1以及无源的第二屏蔽层3S2，所述第一屏蔽层3S1和第二屏蔽层3S2设置在传感器电极层3的背离患者P的一侧上。传感器元件13还包括同样能导电的接地电极层3E，借助于所述接地电极层3E，根据本发明的信号测量电路30能够接到接地电势上。所列举的能导电的电极层和屏蔽层3、3S1、3S2和3E通过电绝缘的绝缘层I31、I32、I33和I34彼此隔开或与环境隔开。就其而言，第四绝缘层I34形成传感器元件13的外侧，所述外侧设置在传感器电极层3的背离患者P的一侧上。绝缘层I31、I32、I33和I34同样均具有圆形的基本形状，所述圆形的基本形状具有比电极层或屏蔽层3、3S1、3S2和3E大5mm的直径，以便即使在传感器元件变形、尤其弯曲的情况下也可靠地绝缘其余层并且防止短路。
在当前50μm的单个层厚度的情况下，传感器元件13具有0.8mm的总高度，这是有利地薄的，因为其对于患者的干扰较小并且可容易地变形。当前，单个层由相同的基本材料、即聚氨酯构成，其中将碳颗粒混入到传导的电极层或屏蔽层3、3S1、3S2和3E中，以便实现期望的导电能力。
在所述实施方案中，传感器电极层3通过碳的对应的填充程度构成为，使得其具有在100kOhm的范围内的表面电阻。第一绝缘层和第二绝缘层I31、I32在此构成为，使得其具有5GOhm的体积电阻。相反，第三绝缘层I33构成为，使得其具有20GOhm的体积电阻。
传感器元件13经由传感器线路S3与测量放大器电路耦合。目前集成到传感器元件13中的不同的8个层在传感器元件侧的线路输入端处过渡到传感器线路S3中并且在传感器线路S3中继续引导(其中出于概览性在传感器线路S3中和进一步在图2的右部分中仅示出传导层3、3S1、3S2和3E，但是没有示出同样在该处延续的绝缘层)。传感器电极层3作为核心导体元件设置在传感器线路S3的中央，所述传感器线路S3围绕核心导体伸展穿过与传感器元件13一致地设置的在此软管状地构成的其余层。也就是说，传感器线路S3基本上描绘传感器元件13的层构造。
下文中详细阐述信号测量电路30的构造。患者P穿着在正常条件下不导电的衣物。因此，传感器电极3能够与患者P电容式耦合。
包括传感器线路S3伸展至其的运算放大器27的测量放大器电路在此由在传感器元件13处构成有源屏蔽层3S1的有源保护屏障25以及在传感器元件13处构成无源屏蔽层3S2的无源保护屏障S包围。运算放大器27构成为所谓的跟踪器。也就是说，运算放大器27的负输入端27a与运算放大器27的输出端28耦合。以这种方式，在正输入端27b处为运算放大器27实现高的虚拟输入阻抗。由此有利地实现：由于在输出端28与正输入端27b之间的电压调整，几乎没有电流在传感器电极层3与有源屏蔽层3S1或有源保护屏障25之间流动。此外，运算放大器27的正输入端27b借助于向着测量设备接地端(也称为“测量接地端”)切换的电阻26保持在电偏置电压上。由此允许将正的、高阻抗的输入端27b置于所期望的测量电势上。以这种方式，能够抑制尤其在主要电容式耦合期间的DC分量。
将传感器电极层3的测量信号耦合输入到所述高阻抗的输入端27b上。
有源保护屏障25和无源保护屏障S或有源屏蔽层3S1和无源屏蔽层3S2完全围绕测量放大器电路或将传感器电极层3与环境完全隔开，以便实现有效的屏蔽。
无源保护屏障S同样接到设备接地端31上。
这两个保护屏障25、S在整个信号测量电路30上由接地层3E包围，所述接地层3E耦合到接地电势E上。接地层3E或在传感器元件13处构成接地层3E的接地屏障ES有利地引起经由接地接触部导出干扰信号的进一步的改进、对外部电磁干扰场的屏蔽的改进以及对导出静电电荷的改进。
构成为接地电极6的另一面电极也设置在此处所示出的单独的传感器元件16中，以将患者P至少电容式和/或欧姆式地耦合到接地电势E上。
构成为参考电极5的另一面电极或所属的测量电路36在另一传感器元件15中用于电势导出，例如用作为所谓的驱动中性电极(DNE)。
参考电极5和接地电极6仅示意性地在图2的左部分中描绘。实际的大小关系和电极形状在实践中可能与所述描绘不同。
差分电压测量系统1能够可选地包括呈开关矩阵33形式的开关设备。在存在多个传感器电极的情况下，所述开关设备用于，例如根据患者解剖学结构来选择将传感器电极中的哪个传感器电极用于进一步的信号处理。
差分电压测量系统1也能够是呈信号处理盒34形式的信号处理设备。所述信号处理设备构成用于执行所检测的测量信号的预处理，以便去除干扰分量。信号处理设备34能够构成用于借助基于频率的滤波器、如带通或带阻滤波器执行标准处理，但也能够执行例如在德国专利申请DE102019203627A中的扩展的干扰抑制。
此外，差分电压测量系统1能够包括触发设备35。所述触发设备35构成用于识别患者P的心跳或心跳节律并且从中生成包括用于医学成像设备的触发或开始时刻信息的控制信号。基于触发设备35的控制信号，成像设备计算用于图像数据检测的时刻。
图3示出在另一实施例中的根据本发明的信号测量电路40的细节视图。在此，尤其再次示出根据本发明的传感器元件14的层状的构造。
在此示出的用于差分电压测量系统1的层构造式信号测量电路14包括经由传感器线路S4与测量放大器电路(未示出)连接的传感器电极层4，所述差分电压测量系统1用于测量患者P的生物电信号。所述传感器电极层在传感器元件14的区域中是朝向患者P的层，测量信号S(k)电容式耦合输入到所述层中。
传感器元件14还包括有源屏蔽层4S1，所述有源屏蔽层4S1在传感器电极层4的背离患者P的一侧上伸展。有源屏蔽层4S1用于对于传感器电极层4屏蔽来自环境的电磁干扰场。传感器电极层4和有源屏蔽层4S1均是能导电的从而构成薄膜状的面电极。
在所述实施方案中，传感器元件包括至少一个不能导电的绝缘层I41，所述绝缘层I41在传感器电极层与有源屏蔽层之间伸展，并且将这两个能导电的层4、4S1彼此隔开。在有源屏蔽层4S1的背离患者P的一侧上能够设有另一不传导的绝缘层(未示出)，其形成传感器元件14的外侧并且向外限界所述传感器元件14。
当前，传感器电极层4和有源屏蔽层4S1具有矩形横截面，其在6cm乘5cm的边尺寸的情况下具有30cm2的大小。能导电的层4、4S1的矩形形状也预设传感器元件14的基本形状。
至少一个绝缘层I41和(如果存在)另外的外绝缘层在此也完全伸出待绝缘的层4、4S1，即具有更大的底面积，其中绝缘层的边尺寸在此为6.4cm和5.4cm，以便避免在信号测量电路40运动或变形时传导的层4、4S1之间的短路。
传感器元件14的当前至少3个层4、141、4S1分别具有50μm的层厚度。因此，(在存在另一外绝缘层的情况下)总体上实现传感器元件的0.15mm至最大0.5mm的厚度(这是有利地薄的)，引起信号测量电路40的高的柔性并且不会降低患者舒适度。
传感器电极层4和有源屏蔽层4S1在此由富含碳颗粒的塑料薄膜、在此为PVC形成，以便实现所期望的传导特性。在这种情况下，将填充程度设定成，使得传感器电极层4具有50kOhm的表面电阻。
绝缘层、尤其绝缘层I41当前同样由塑料薄膜构成，然而不具有碳混入物。绝缘层I41在此构成为，使得其具有5GOhm的体积电阻。
为了避免在模制传感器元件14时或在运输或存放信号测量电路40时对其造成损坏，将传感器电极层4、有源屏蔽层4S1和绝缘层彼此焊接。所述连接方式在层的整个面上起作用从而是特别稳定的并且对于不同的塑料易于实现。
将塑料用作为用于传感器元件14的层构造的基本材料是特别有利的，因为塑料在高柔性的情况下提供非常好的机械耐久性。
在信号测量电路40的本实施方案中，传感器电极层4具有区段SEG，所述区段SEG由绝缘层I41和有源屏蔽件S41在两侧包围，并且如此构成传感器线路S4的部段A。也就是说，部段A以扁平导体结构形式构成，所述部段在宽度为3cm时具有30cm的长度。在50μm的上述层厚度的情况下，部段A的高度共计250μm至400μm(或更高)，这总是非常薄的。因为至少传感器电极层4经由区段SEG直接伸入到部段A中，所以传感器元件14与传感器线路S4之间的耦合优选是稳定的并且不易受干扰的。因为在模制传感器元件14时，患者身体经常也伸到传感器线路S4的区域中，所以能够借助于部段A确保患者舒适度以及不受干扰的信号传输。在部段A之后，传感器线路S4过渡到典型的核心导体元件中，如参照图2所描述的那样。
最后仍再次指出，在上文中详细描述的设备仅是实施例，所述实施例能够由本领域技术人员以不同的方式修改，而不脱离本发明的范围。因此，差分电压测量系统不仅能够是ECG设备，而且也能够是用于检测生物电信号例如EEG、EMG等的其他医学设备。此外，使用不定冠词“一个”或“一”并不排除相关的特征也能够多次存在。
在尚未明确发生、但是有意义并且就本发明而言，能够将各个实施例、其各个子方面或特征彼此组合或交换，而不脱离本发明的范围。在可转用的情况下，本发明的参照一个实施例描述的优点即使未明确提及也适用于其他实施例。

Claims (15)

1.一种用于差分电压测量系统(1)的层构造式信号测量电路(30；40)，所述差分电压测量系统(1)用于测量患者(P)的生物电信号(S(k))，所述信号测量电路(30；40)包括：
-经由传感器线路(S3；S4)与测量放大器电路连接的传感器电极层(3；4)，以及
-有源屏蔽层(3S1；4S1)，所述有源屏蔽层(3S1；4S1)在所述传感器电极层的背离所述患者的一侧上伸展，
其中传感器电极层和有源屏蔽层分别能导电地构成，
所述信号测量电路(30；40)还包括：
-在传感器电极层与有源屏蔽层之间伸展的第一绝缘层(I31；I41)。
2.根据权利要求1所述的信号测量电路，所述信号测量电路还包括能导电的第二屏蔽层(3S2)，所述第二屏蔽层(3S2)设置在所述有源屏蔽层的背离所述传感器电极的一侧上并且通过第二绝缘层(I32)与所述有源屏蔽层隔开。
3.根据权利要求1或2所述的信号测量电路，所述信号测量电路还包括能导电的接地电极层(3E)，所述接地电极层(3E)设置在所述第二屏蔽层的背离所述传感器电极的一侧上并且通过第三绝缘层(I33)与所述第二屏蔽层隔开并且通过第四绝缘层(I34)与环境隔开。
4.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述传感器电极层、所述有源屏蔽层、另外的屏蔽层和/或所述接地电极层具有在9cm2至64cm2的范围内的底面积。
5.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述第一绝缘层、所述第二绝缘层、所述第三绝缘层和/或所述第四绝缘层分别完全伸出待绝缘的层中的至少一个层。
6.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述传感器电极层、所述有源屏蔽层、所述另外的屏蔽层、所述接地电极层、所述第一绝缘层、所述第二绝缘层、所述第三绝缘层和/或所述第四绝缘层具有在50μm至500μm的范围内的层厚度。
7.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述传感器电极层、所述有源屏蔽层、所述另外的屏蔽层、所述接地电极层和/或所述第一绝缘层、所述第二绝缘层、所述第三绝缘层和/或所述第四绝缘层分别与邻接的层中的至少一个层熔合或焊接。
8.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述传感器电极层、所述有源屏蔽层、所述另外的屏蔽层和/或所述接地电极层由富含碳颗粒的塑料形成。
9.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述传感器电极层构成为，使得所述传感器电极层具有在10kOhm至100kOhm的范围内的表面电阻。
10.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述第一绝缘层、所述第二绝缘层、所述第三绝缘层和/或所述第四绝缘层由塑料构成。
11.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述第一绝缘层和所述第二绝缘层构成为，使得所述第一绝缘层和所述第二绝缘层具有在50MOhm至50GOhm的范围内的体积电阻。
12.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路，其中所述第三绝缘层构成为，使得所述第三绝缘层具有在1GOhm至100GOhm的范围内的体积电阻。
13.根据上述权利要求中任一项所述的信号测量电路(40)，其中所述传感器电极层具有区段(SEG)，所述区段(SEG)在两侧由第一绝缘层(I41)和有源屏蔽层(4S1)包围并且如此构成所述传感器线路(S4)的部段(A)。
14.根据权利要求13所述的信号测量电路(40)，其中所述传感器线路的部段具有在20cm至200cm的范围内的长度和在2cm至6cm的范围内的宽度。
15.一种用于测量患者(P)的生物电测量信号(S(k))的差分电压测量系统(1)，所述差分电压测量系统(1)具有分别对应于所述电压测量系统的有效信号路径(6a，6b)的至少两个信号测量电路(30；40)，其中所述信号测量电路中的至少一个信号测量电路根据权利要求1至14中的任一项构成。
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