DE102021206864B4

DE102021206864B4 - Integriertes differentielles Spannungsmesssystem zur Messung von bioelektrischen Signalen eines Patienten

Info

Publication number: DE102021206864B4
Application number: DE102021206864.2A
Authority: DE
Inventors: Ulrich Batzer
Original assignee: Siemens Healthcare GmbH
Current assignee: Siemens Healthineers Ag De
Priority date: 2021-06-30
Filing date: 2021-06-30
Publication date: 2023-05-11
Anticipated expiration: 2041-07-01
Also published as: CN115530836A; DE102021206864A1; US20230000413A1

Abstract

Integriertes differentielles Spannungsmesssystem (1) zur Messung von bioelektrischen Signalen (S(k)) eines Patienten (P), aufweisend:- wenigstens zwei Signalmessschaltungen (30), jeweils umfassend- eine Sensorelektrode (3, 4),- eine Referenzmessschaltung umfassend eine Referenzelektrode (5), und- eine gemeinsame elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a), wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) mindestens einen durch die Grundflächen der Sensorelektroden (3, 4) und der Referenzelektrode (5) gebildeten Bereich überdeckt, und die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) aus einem hygroskopischen Material ausgebildet ist.

Description

Die Erfindung betrifft ein integriertes, differentielles Spannungsmesssystem zur Messung von bioelektrischen Signalen eines Patienten umfassend eine insbesondere elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung.
Spannungsmesssysteme, insbesondere differentielle Spannungsmesssysteme, zur Messung von bioelektrischen Signalen werden beispielsweise in der Medizin zur Messung von Elektrokardiogrammen (EKG), Elektroenzephalogrammen (EEG) oder Elektromyogrammen (EMG) genutzt.
Die Messung der Herzaktivität mit den genannten Spannungsmesssystemen ist insbesondere für die Bildgebung des Herzens notwendig, um den Vorgang der Bildgebung an die stark ausgeprägte Bewegung des Herzens während des Herzschlags anzupassen. Hierfür werden herkömmlich Sensoren verwendet, die am Körper des Patienten befestigt werden müssen. Eine Möglichkeit der Herzschlagmessung ist ein kapazitives EKG, bei dem ein EKG-Signal rein kapazitiv abgegriffen wird, ohne direkten Kontakt zwischen Patienten und Sensor zu haben, insbesondere durch Kleidung des Patienten hindurch. Um eine gute Signalqualität des Herzschlag-Signals zu erreichen, muss die Messignal-Amplitude vorzugsweise groß sein. Dies kann durch eine große Kapazität zwischen Patienten und Sensor erreicht werden. Die Kapazität kann direkt über die Größe der Koppelfläche zwischen Sensor und Patient beeinflusst werden. Je größer die Koppelfläche, umso größer ist auch die erreichte Kapazität.
Um Messsignalstörungen zu unterdrücken ist es bekannt, Schutzmaßnahmen bspw. in Form einer Erdung des Spannungsmesssystems oder einer Referenz-Elektrode, einer Neutral Driven Electrode (NDE) vorzusehen. Die Veröffentlichungsschrift US 2012/0116198 A1 beschreibt ein kapazitives Messsystem zum Erfassen elektrophysiologischer Signale umfassend zwei Sensorelektroden sowie eine Referenzelektrode. Die Referenzelektrode wird häufig zumindest teilweise als von den die Messsignale erfassenden Sensorelektroden getrennten Sensorelemente vorgesehen. Dies erhöht den Vorbereitungsaufwand einer kapazitiven EKG-Messung, da die verschiedenen Sensorelemente am Patienten in einer gewünschten Position angeordnet oder gehalten werden müssen.
Die Veröffentlichungsschrift US 2019/0200889 A1 beschreibt ebenfalls ein kapazitives Messsystem zum Erfassen von elektrophysiologischen Signalen, wobei mehrere kapazitive Sensoren in ein Sensorelement integriert sind.
Daneben sind kapazitive EKG-Anordnungen bekannt, die schichtartig in leitfähige Textilien integriert sind, wobei die Leitfähigkeit bspw. durch einen Bedampfungsprozess mit leitfähigen Partikeln erreicht wird. Hierbei wird die Referenzelektrode häufig als separates Sensorelement ausgeführt. Zudem erschwert die Verwendung von Textilien in einem Sensorelement den Reinigungsprozess. Ferner sind Textilien nicht Röntgen-transparent und daher nicht zur Triggerung einer beliebigen medizinischen Bilddatenerfassung geeignet.
Demgegenüber ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, Mittel bereit zu stellen, die eine verlässliche Störungsunterdrückung bei einfacher Handhabung bereitstellen und im Hinblick auf Wasserdichtheit und Reinigbarkeit den hygienischen Erfordernissen einer klinischen Umgebung gerecht werden.
Diese Aufgabe wird durch ein differentielles Spannungsmesssystem gemäß dem unabhängigen Anspruch 1 gelöst. Weitere, besonders vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen sowie der nachfolgenden Beschreibung, wobei auch einzelne Merkmale verschiedener Ausführungsbeispiele bzw. Varianten zu neuen Ausführungsbeispielen bzw. Varianten kombiniert werden können.
Die Erfindung betrifft ein integriertes differentielles Spannungsmesssystem zur Messung von bioelektrischen Signalen eines Patienten. Das erfindungsgemäße differentielle Spannungsmesssystem erfasst bioelektrische Signale z. B. von einem menschlichen oder tierischen Patienten. Dazu weist es eine Anzahl von Messleitungen bzw. Nutzsignalpfaden auf. Diese verbinden zum Beispiel als einzelne Kabel Elektroden, die am Patienten zur Erfassung der Signale angebracht sind, mit weiteren Komponenten des Spannungsmesssystems, also insbesondere einer Elektronik, die zur Auswertung bzw. Darstellung der erfassten bioelektrischen Signale, insbesondere von Herzschlag-Signalen, dient.
Das differenzielle Spannungsmesssystem kann insbesondere als Elektrokardiogramm (EKG), Elektroenzephalogramm (EEG) oder Elektromyogramm (EMG) ausgebildet sein.
Das differentielle Spannungsmesssystem weist wenigstens zwei Signalmessschaltungen, jeweils entsprechend einem Nutzsignalpfad und jeweils umfassend eine Sensorelektrode, auf. Das Spannungsmesssystem kann genau zwei, aber auch mehr als zwei Signalmessschaltungen umfassen.
Die Signalmessschaltungen weisen neben der Sensorelektrode, jeweils eine Messverstärkerschaltung und eine Sensorleitung zwischen der Messverstärkerschaltung und der Sensorelektrode auf. Die Sensorleitungen dienen in Ausführungen der Erfindung der Übertragung der mittels Sensorelektrode erfassten bioelektrischen Messsignale an die jeweilige Messverstärkerschaltung. Die Messverstärkerschaltung umfasst vorzugsweise einen Operationsverstärker, der als sogenannter Nachläufer ausgebildet sein kann. D.h., der negative Eingang des Operationsverstärkers, auch als invertierender Eingang bezeichnet, ist mit dem Ausgang des Operationsverstärkers gekoppelt, wodurch am positiven Eingang eine hohe virtuelle Eingangsimpedanz erzeugt wird.
Das Spannungsmesssystem umfasst ferner eine Referenzmessschaltung umfassend eine Referenzelektrode. Referenzelektrode bzw. dazugehörige Referenzmessschaltung dienen dazu einen Potentialausgleich zwischen dem Patienten und dem EKG-Messgerät zu schaffen. Die Referenzmessschaltung umfasst in Ausführungen der Erfindung ebenfalls eine Signalleitung und einen Operationsverstärker.
Die Sensorelektroden sowie die Referenzelektrode sind jeweils als Flächenelektroden ausgebildet und weisen einen folienartigen Aufbau auf. Mit anderen Worten weisen sie in einer Raumdimension ein erheblich kleineres Maß auf als in den beiden übrigen Raumdimensionen. Die Elektroden können beliebig geformt sein. Insbesondere können die Sensorelektroden rund, viereckig oder bspw. elliptische Grundflächen aufweisen. Die Sensorelektroden sowie die Referenzelektrode können aus folgenden Materialien aufgebaut sein bzw. zumindest eines dieser Materialien umfassen: metallische Bleche oder Folien, bedampfte oder durch andere Verfahren leitfähige Textilien, oder andere leitfähige Materialien wie Carbon oder Materialien mit Kohlenstoff-Beimischung.
Die Sensorelektroden sowie die Referenzelektrode sind insbesondere schichtartig aufgebaut. Beide Elektrodenformen weisen wenigstens eine elektrisch leitfähige Schicht auf. Die leitfähigen Schichten weisen bevorzugt jeweils einen Flächenwiderstand von maximal 100 kOhm auf. Sie ist in Richtung Elektrodenabdeckung bzw. in Richtung Patient ausgerichtet.
Daneben umfasst in Ausführungen eine jede der Sensorelektroden weitere Schichten, bspw. zur passiven Abschirmung starker elektromagnetischer Störstrahlung oder zur aktiven Abschirmung, indem eine hohe Eingangsimpedanz bereitgestellt wird. Auch die Referenzelektrode kann weitere Schirmungslagen umfassen. Alle weiteren Schichten sind auf der vom Patienten abgewandten Seite der elektrisch leitfähigen Schicht angeordnet.
Die Sensorelektroden und die Referenzelektrode sind erfindungsgemäß nebeneinander bzw. ineinander flächig in derselben Ebene angeordnet. Sie weisen einen definierten Abstand zueinander auf. Die Referenzelektrode ist dabei derart ausgebildet, dass sie die Sensorelektroden zumindest teilweise umgibt.
Die Sensorelektroden weisen einen Durchmesser bzw. ein Seitenmaß auf, welches im Bereich von 3 cm bis 6 cm, bevorzugt bei 4 cm bis 5 cm bei runder oder quadratischer Ausführung, liegt. Die Sensorelektroden weisen in bevorzugten Ausführungen der Erfindung die gleiche Grundform auf, können aber auch unterschiedliche Formen aufweisen.
Die Referenzelektrode weist einen Durchmesser bzw. ein maximales Seitenmaß im Bereich zwischen 15 cm und 30 cm, bevorzugt zwischen 18 cm und 25 cm auf.
Die Sensorleitung einer Signalmessschaltung dient der Übertragung der mittels Sensorelektrode erfassten Messsignale an die Messverstärkerschaltung. Die Messverstärkerschaltung umfasst vorzugsweise einen Operationsverstärker, der als sogenannter Nachläufer ausgebildet sein kann. D.h., der negative Eingang des Operationsverstärkers, auch als invertierender Eingang bezeichnet, ist mit dem Ausgang des Operationsverstärkers gekoppelt, wodurch am positiven Eingang eine hohe virtuelle Eingangsimpedanz erzeugt wird.
Sensorleitungen und Signalleitung sowie weitere Komponenten der Signalmessschaltungen sowie der Referenzmessschaltung sind erfindungsgemäß außerhalb der Elektrodenebene, bevorzugt auf der dem Patienten abgewandten Seite der Elektrodenebene, angeordnet.
Das erfindungsgemäße Spannungsmesssystem ist ferner durch eine gemeinsame elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung gekennzeichnet, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung mindestens einen durch die Grundflächen der Sensorelektroden und der Referenzelektrode gebildeten Bereich überdeckt. Die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung ist einstückig ausgebildet.
Mit anderen Worten überdeckt die gemeinsame Elektrodenabdeckung mindestens sowohl die beiden Sensorelektroden als auch die Referenzelektrode. In Ausführungen überragt die Elektrodenabdeckung die durch die Grundflächen von Sensorelektroden und Referenzelektrode gebildete Fläche, ist selbst also größer. Die Elektrodenabdeckung weist in bevorzugten Ausführungen der Erfindung einen Durchmesser bzw. ein Seitenmaß im Bereich von 15 cm bis 30 cm, bevorzugt zwischen 20 cm und 35 cm auf.
Erfindungsgemäß sind die Sensorelektroden, die Referenzelektrode sowie die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung bzw. das erfindungsgemäße Spannungsmesssystem als integrales Sensorelement ausgebildet, welches für eine EKG-Messung am oder auf dem Patienten positioniert wird und sowohl der EKG-Signalerfassung als auch dem Potentialausgleich dient.
Derart kann der Vorbereitungsaufwand für eine EKG-Messung reduziert werden, da nur noch ein bzw. weniger Sensorelemente am Patienten positioniert werden müssen.
Die Erfindung basiert auf der Erkenntnis, dass insbesondere Textilien mit Baumwoll-Anteilen im trockenen Zustand einen Volumenwiderstand zwischen 100 MOhm bis 1000 MOhm aufweisen. Die Praxis zeigt, dass durch Anfeuchten mittels Sprühnebel oder Schweiß des Patienten der Volumenwiderstand während einer EKG-Messung bei Baumwolle und vielen anderen Textilien typischerweise auf unter 10 MOhm sinkt, teilweise sogar auf unter 1 MOhm.
Ein Aufbau eines rein kapazitiven EKGs unter Einbettung der Elektroden in textile Schichten wird deshalb nicht als sinnvoll erachtet, da hier eine ohmsche Verbindung unterdrückt werden würde.
Ein differentielles Spannungsmesssystem funktioniert nun erfindungsgemäß sowohl mit ohmsch isolierenden Schichten und nutzt gleichzeitig mit ohmsch leitfähigen Schichten die Vorteile dieser elektrischen Leitfähigkeit aus. Das erfindungsgemäße differentielle Spannungsmesssystem ist folglich ausgebildet, auch eine ohmsch leitfähige Verbindung herzustellen. Besonders vorteilhaft ist das differentielle Spannungsmesssystem ausgebildet, im trockenen Zustand einen Volumenwiderstand von maximal 10 MOhm und unter Zugabe von Feuchtigkeit einen Volumenwiderstand von maximal 1 MOhm aufzuweisen.
Diese und alle folgenden Widerstandsangaben entsprechen dabei den Anforderungen der DIN EN 61340-2-3 (VDE 0300-2-3), Elektrostatik - Teil 2-3: Prüfverfahren zur Bestimmung des Widerstandes und des spezifischen Widerstandes von festen Werkstoffen, die zur Vermeidung elektrostatischer Aufladung verwendet werden (IEC 61330-2-3:2016).
Besonders vorteilhaft wendet die vorliegende Erfindung die elektrische Leitfähigkeit sowohl für die Sensorelektroden als auch für die Störungsunterdrückung mittels Referenzelektrode an.
Die leitfähige Ausbildung der Elektrodenabdeckung und der Sensorelektroden sowie der weiteren Elektroden bewirkt, dass sich neben der kapazitiven Kopplung zur kapazitiven Messung eines EKG-Signals unter geeigneten Umgebungsbedingungen eine ohmsche Verbindung zwischen Patienten und Elektroden ausbilden kann. Kapazitiver Widerstand und ohmscher Widerstand sind in dieser Konstellation parallelgeschaltet.
In Ausführungen des differentiellen Spannungsmesssystems weist die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung eine Schichtdicke auf, die kleiner als 100 um ist, bevorzugt 50 um. Je dünner die Elektrodenabdeckung ausgebbildet ist, umso besser lässt sie sich verformen und trägt zu einem besonders niedrigen Aufbau des Sensorelements bei. Dickere Ausgestaltungsvarianten sind aber auch möglich, bspw. im Bereich von einigen Millimetern.
In Ausführungen des differentiellen Spannungsmesssystems ist die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung aus einem Kunststoff, bspw. einem Polyamid (PA), Polyethylen (PE), Polypropylen (PP), Polyurethan (PU), einem Polyolefin oder einem Polyvenylchlorid (PVC) gebildet, aus welchem oben beschriebene dünne Schichten/Folien besonders einfach hergestellt und weiterverarbeitet werden können. Zudem weisen Kunststoffe gegenüber Textilien wegen ihrer glatten, abwasch- und desinfizierbaren Oberfläche besonders gute Reinigungseigenschaften auf.
Um eine gewünschte elektrische Leitfähigkeit der Elektrodenabdeckung zu erreichen, ist in Ausführungen des differentiellen Spannungsmesssystems vorgesehen, die Elektrodenabdeckung bzw. das die Elektrodenabdeckung bildende Material mit Kohlenstoff-Partikeln anzureichern. Bei den Partikeln kann es sich bevorzugt um Nanopartikel handeln. Der Füllgrad der Kohlenstoff-Beimischung hängt dabei von der gewünschten Leitfähigkeit sowie der Art der Kohlenstoff-Partikel ab. Bei der Wahl der Kohlenstoff-Partikel ist insbesondere zu berücksichtigen, dass mit höherem Füllgrad die Beeinflussung der mechanischen Materialeigenschaften zunimmt. Insbesondere kann eine ausreichende Leitfähigkeit schon bei sehr geringem Füllgrad von wenigen Volumenprozent durch die Verwendung von Kohlenstoff-Nanoröhren (Carbon-Nano-Tubes CNT) erreicht werden.
Erfindungsgemäß ist die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung des differentiellen Spannungsmesssystems aus einem hygroskopischen Material ausgebildet. Neben einigen Kunststoffen weisen auch Textilien, bspw. Baumwolle, diese Eigenschaft auf. Hygroskopische Materialien zeichnen sich durch eine Wasseraufnahme- und Speicherkapazität aus. Sie sind in der Lage, Feuchtigkeit zu binden, was zudem eine feuchtigkeitsabhängige Anpassung der elektrischen Leitfähigkeit, bzw. insbesondere des Volumenwiderstands, ermöglicht. Bevorzugt ist die Elektrodenabdeckung ausgebildet, den Volumenwiderstand durch Einbringung von Flüssigkeit, bspw. Schweiß oder Wasser unter 1 MOhm zu senken. Dieser Wert entspricht einer elektrischen Leitfähigkeit, wie sie EKG-Geräte mit ohmscher Verbindung unter Verwendung mit Textilien umfassend Baumwolle oder weniger leitfähigem Grundmaterial mit leitfähigen Additiven erreichen. Derart kann mittels des differentiellen Spannungsmesssystems mittels ohmscher Verbindung ein qualitativ hochwertiges EKG-Signal abgeleitet werden.
In besonders bevorzugten Ausführungen ist die leitfähige Elektrodenabdeckung aus einem hygroskopischen Kunststoff ausgebildet, dies verbindet die Anpassbarkeit der Leitfähigkeit mit der Robustheit und den guten Verarbeitungseigenschaften der Kunststoffe.
Die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung ist in Ausführungen der Erfindung derart ausgebildet, dass sie einen Flächenwiderstand größer 500 MOhm bzw. einen Volumenwiderstand von weniger als 100 MOhm aufweist. Diese Werte für den Flächenwiderstand und den Volumenwiderstand sind vorteilhafte Grenzwerte, um durch den geringen Volumenwiderstand die beschriebenen Vorteile der ohmschen Verbindung zu erreichen und durch den hohen Flächenwiderstand nicht die Sensorfläche ungewollt zu vergrößern und Kontakt zu anderen Elementen herzustellen. Die Widerstandsangaben beziehen sich auf trockene Umgebungsbedingungen ohne Feuchtigkeitseintrag in das Material der Elektrodenabdeckung.
Die Grundfläche der Referenzelektrode ist in Ausführungen der Erfindung vielfach so groß wie die Grundfläche einer Sensorelektrode. Die Grundfläche der Referenzelektrode kann folglich zwei Mal oder viele Male so groß sein wie die Grundfläche einer Sensorelektrode. Bevorzugt bedeckt sie den Bereich zwischen den Sensorelektroden vollständig bzw. im Wesentlichen vollständig/weitgehend, um zum einen eine große Kapazität und andererseits einen geringen ohmschen Widerstand zu erzeugen, wenn das das durch das differentielle Spannungsmesssystem gebildete Sensorelement am Patienten positioniert ist und dieser die versch. Elektroden weitgehend bedeckt.
Um eine Gesamtgröße des mittels des erfindungsgemäßen differentiellen Spannungsmesssystems im Rahmen zu halten, ist die Referenzelektrode in Ausführungen der Erfindung derart ausgeformt, dass sie die Sensorelektroden jeweils zumindest über einen Winkelbereich von 180° umgibt. Bei viereckiger Ausbildung der Sensorelektroden bedeutet dies, die Referenzelektrode umgibt die Sensorelektrode zumindest an zwei zueinander benachbarten Seiten. Die Referenzelektrode kann demnach zumindest teilweise zwischen den, neben den oder außerhalb der Sensorelektroden verlaufen. Damit werden die Bereiche zwischen den Sensorelektroden vorteilhaft für den mit der Referenzelektrode erzielten Potentialausgleich genutzt.
Die Referenzelektrode weist in Ausführungen ferner einen Abstand zu jeder der Sensorelektroden auf, bei dem die Impedanz zwischen Referenzelektrode und Sensorelektrode jeweils größer als 100 MOhm ist. Dieser Impedanzwert wird bei Abständen zwischen 0,5 cm bis 1,5 cm, insbesondere 1 cm erreicht.
In einer besonders vorteilhaften Ausführung der Erfindung umfasst das differentielle Spannungsmesssystem auch eine Erdungsschaltung umfassend eine Erdungselektrode, deren Grundfläche von der elektrisch leitfähigen Elektrodenabdeckung überdeckt wird. Diese Anordnung entspricht einer weiteren Integrationsstufe für das differentielle Spannungsmesssystem, in welches nun auch die Erdungsschaltung integriert ist, wobei man sich auch hierfür die positiven Auswirkungen der leitfähigen Elektrodenabdeckung zunutze macht.
Die Erdungselektrode ist ebenfalls als Flächenelektrode mit schicht- oder folienartigem Aufbau ausgebildet und ebenfalls in einer Ebene mit den Sensorelektroden und der Referenzelektrode angeordnet. Die Erdungselektrode ist ebenfalls vorteilhaft groß ausgebildet und platzsparend zwischen, neben oder außerhalb von Sensorelektroden und/oder der Referenzelektrode angeordnet bzw. umgibt diese zumindest teilweise. Die Erdungselektrode weist auch eine zum Patienten hin ausgerichtete elektrisch leitfähige Schicht mit einem Flächenwiderstand auf, der 100 kOhm nicht überschreitet. Weitere Schirmungsschichten können vorgesehen sein, dann auf der dem Patienten abgewandten Seite.
Das differentielle Spannungsmesssystem sollte so ausgebildet sein, dass ein Impedanzwert von mindestens 1 GOhm, bevorzugt mindestens 10 GOhm, zwischen Erdungselektrode und jeder der Sensorelektroden erreicht wird. Dieser Impedanzwert wird erreicht, indem der Abstand zwischen Erdungselektrode und jeder Sensorelektrode zwischen 1,5 cm bis 2,5 cm, bevorzugt 2 cm gewählt wird.
Grundsätzlich gelten strengere Anforderungen für den Abstand zwischen Erdungselektrode und Sensorelektrode als zwischen Referenzelektrode und Sensorelektrode. Bei kleineren Impedanzwerten bestünde die Gefahr, dass durch die Erdungselektrode elektrische Störungen auf das gemessene EKG-Signal noch verstärkt werden. In Fällen mit nur geringen zu erwartenden elektrischen Störeinflüssen und dort, wo es normativ erlaubt ist, kann durch eine Verringerung des Abstands auch die Impedanz herabgesetzt werden.
Das differentielle Spannungsmesssystem sollte ferner so ausgebildet sein, dass ein Impedanzwert von mindestens 200 MOhm, bevorzugt mindestens 2 GOhm zwischen Erdungselektrode und Referenzelektrode erreicht wird. Dieser Impedanzwert wird erreicht, indem der Abstand zwischen Erdungselektrode und Referenzelektrode zwischen 0,5 cm bis 1,5 cm, bevorzugt 1 cm gewählt wird.
Die Erfindung wird im Folgenden mit Bezug zu den beigefügten Figuren anhand von Ausführungsbeispielen noch einmal näher erläutert. Dabei sind in den verschiedenen Figuren gleiche Komponenten mit identischen Bezugsziffern versehen.
Die Figuren sind in der Regel nicht maßstäblich. Es zeigen:

1 eine Ansicht eines an einem Patienten angeordneten, differentiellen Spannungsmesssystems in einem Beispiel,
2 eine Ansicht eines differentielles Spannungsmesssystems in einem anderen Beispiel,
3 eine Detailansicht eines differentiellen Spannungsmesssystems in einem weiteren Ausführungsbeispiel, und
4 eine weitere Detailansicht eines differentiellen Spannungsmesssystems in einem Ausführungsbeispiel.

In den Figuren wird exemplarisch jeweils von einem EKG-Messsystem 1 als differentielles Spannungsmesssystem 1 ausgegangen, um bioelektrische Signale S(k), hier EKG-Signale S(k), zu messen. Die Erfindung ist aber nicht hierauf beschränkt.
1 zeigt eine Ansicht eines an einem Patienten P angeordneten, differentiellen Spannungsmesssystems 1 in Form eines EKG-Messsystems 1. Das Spannungsmesssystem 1 umfasst ein EKG-Gerät 17 mit seinen elektrischen Anschlüssen und daran über Kabel K angeschlossene Elektroden 3, 4, 5, um an dem Patienten P EKG-Signale S(k) zu messen.
Um die EKG-Signale S(k) zu messen, werden mindestens eine erste Sensorelektrode 3 und eine zweite Sensorelektrode 4 benötigt, die an, auf oder unter dem Patienten P angebracht sind. Durch Signalmesskabel K sind die Elektroden 3, 4 über Anschlüsse 25a, 25b, meist Steckverbindungen, mit dem EKG-Gerät 17 verbunden. Die erste Elektrode 3 und die zweite Elektrode 4 einschließlich der Signalmesskabel K bilden dabei einen Teil einer Signalerfassungseinheit mit der die EKG-Signale S(k) erfasst werden können.
Eine dritte Elektrode 5 dient als Referenzelektrode, um einen Potentialausgleich zwischen dem Patienten P und dem EKG-Gerät 17 zu schaffen. Klassisch wird diese dritte Elektrode 5 über ein separates Sensorelement am rechten Bein des Patienten P angebracht („Right-Leg-Drive“ bzw. „RLD“). Vorliegend ist sie jedoch integraler Bestandteil eines Sensorelementes 1a, also zusammen mit den Sensorelektroden 3 und 4, ausgebildet, wie mit Bezug zu den weiteren Figuren noch näher erläutert wird. Darüber hinaus können über weitere Anschlüsse, welche nicht dargestellt sind, am EKG-Gerät 17 noch eine Vielzahl weiterer Kontakte für weitere Ableitungen (Potentialmessungen) am Patienten P angebracht und für die Bildung von geeigneten Signalen genutzt werden. Daneben kann das Sensorelement 1a weitere Sensorelektroden aufweisen (hier nicht dargestellt).
Zwischen den einzelnen Elektroden 3, 4, 5 bilden sich die Spannungspotentiale UEKG₃₄, UEKG₄₅ und UEKG₃₅ die zur Messung der EKG-Signale S(k) dienen.
Die direkt gemessenen EKG-Signale S(k) werden auf einer Benutzerschnittstelle 14 des EKG-Geräts 27 angezeigt.
Der Patient P ist bei der EKG-Messung über die hier ebenfalls als separates Sensorelement ausgebildete Erdungsschaltung umfassend eine Erdungselektrode 6 zumindest kapazitiv mit dem Erdpotential E gekoppelt (durch eine Kopplung am rechten Bein dargestellt). Alternativ oder parallel dazu kann die Kopplung hier in dem separaten Sensorelement bei entsprechender Auslegung auch ohmsch erfolgen.
In alternativen Ausführungen, wie mit Bezug zu den weiteren Figuren gezeigt, kann auch die Erdungselektrode als integraler Bestandteil des Sensorelements 1a ausgebildet sein.
Die Signalmesskabel K, welche von der ersten Sensorelektrode 3 und der zweiten Sensorelektrode 4 zum EKG-Gerät 17 führen, sind ein Teil der Nutzsignalpfade 6a, 6b. Das Signalmesskabel K, welches von der Referenzelektrode 5 zum EKG-Gerät 17 führt, entspricht hierbei einem Teil eines dritten Nutzsignalpfads 7N. Der dritte Nutzsignalpfad 7N überträgt Störsignale, welche über den Patienten P und die Elektroden eingekoppelt wurden.
Die Kabel K weisen eine Schirmung S auf, die hier schematisch als ein alle Nutzsignalpfade 6a, 6b, 7N umgebender gestrichelter Zylinder dargestellt ist. Die Schirmung muss aber nicht alle Kabel K gemeinsam umgeben, sondern die Kabel K können auch separat geschirmt sein. Die Anschlüsse 25a, 25b, 25c weisen jedoch bevorzugt jeweils integriert einen Pol für die Schirmung S auf. Diese Pole werden dann auf einen gemeinsamen Schirmungsanschluss 25d zusammengeführt. Die Schirmung S ist dabei z. B. als eine den Leiter des jeweiligen Kabels K umgebende Metallfolie ausgebildet, die jedoch von dem Leiter isoliert ist.
Zudem kann das EKG-Gerät 17, wie in 1 gezeigt, eine externe Schnittstelle 15 aufweisen, um beispielweise einen Anschluss für einen Drucker, eine Speichereinrichtung und/oder sogar ein Netzwerk bereitzustellen. Das EKG-Gerät 17 weist auch den jeweiligen Anschlüssen 25a, 25b zugeordnete Signalmessschaltungen 30 (siehe bspw. 2) gemäß Ausführungsbeispielen der Erfindung auf.
2 zeigt eine Ansicht eines differentiellen Spannungsmesssystems 1 in einem weiteren Beispiel umfassend vier Signalmessschaltungen 30. Die vier Signalmessschaltungen 30 weisen einen identischen Aufbau auf, weswegen sich entsprechende Komponenten der Signalmessschaltungen 30 der Übersichtlichkeit halber weitgehend nur einmal mit Bezugszeichen versehen wurden.
Die Anordnung einer einzelnen Sensorelektrode 3, 4 ist hier in Form einer im Grunde kapazitiven EKG-Messschaltung veranschaulicht. Patient P und Sensorelektroden 3, 4 befinden sich in räumlicher Nähe zueinander. Genauer gesagt liegt das die Sensorelektroden 3, 4 umfassende Sensorelement 1a auf dem Patienten P auf oder an.
Das Sensorelement 1a weist in der vorliegenden Ausführung eine leicht trapezförmige Grundform mit abgerundeten Ecken auf. Die gesamte Grundfläche des Sensorelements 1a, hier mit den Maßen von 36 cm x 24 cm, wird durch eine Elektrodenabdeckung 3a überdeckt. Die Sensorelektroden 3, 4 weisen vorliegend eine quadratische Grundform mit einem Seitenmaß von 5 cm auf. Die Sensorelektroden 3, 4 sind zu den Ecken des Sensorelements 1a hin verschoben mit einem Abstand zum Rand von 4 cm bis 5 cm angeordnet.
Der Aufbau einer Signalmessschaltung 30 wird im Folgenden näher erläutert. Patient P kann bspw. mit einer Stoffbekleidung C versehen sein. Das Sensorelement 1a wird durch eine Tragstruktur 22, bspw. ein hartschaliges Kunststoffgehäuse mit einem kompressiblen, stabilisierenden Füllmaterial, bspw. ein PU-Schaum, mechanisch stabilisiert. Die Sensorelektroden 3, 4 werden beide, sowie die zwei übrigen Sensorelektroden, von der gemeinsamen Elektrodenabdeckung 3a überdeckt. Die Elektrodenabdeckung 3a ist als elektrisch leitfähige Deckschicht ausgebildet. Die Sensorelektroden 3, 4 umfassen ebenfalls eine elektrisch leitfähige Schicht. Die Elektrodenabdeckung 3a bewirkt keine vollständige ohmsche Isolierung der Sensorelektroden 3, 4 vom Patienten P. Insofern fungiert die Elektrodenabdeckung 3a als ohmscher Widerstand, der zu dem kapazitiven Widerstand zwischen Patient P und Sensorelektrode 3, 4 parallelgeschaltet ist. Die Sensorelektroden 3, 4 können jedenfalls mit dem Patienten P kapazitiv koppeln. Bei geeigneter Patientenkleidung und/oder entsprechender Umgebungstemperatur bzw. Umgebungs(luft)feuchtigkeit erlauben die Elektrodenabdeckung 3a und die leitfähige Schicht der Sensorelektroden 3, 4 zudem eine ohmsche Verbindung zwischen Patienten P und Sensorelektroden 3, 4. Die kapazitive Einkopplung des EKG-Signals auf die Sensorelektroden 3, 4 wird durch die Sensorabdeckung 3a nicht beeinträchtigt.
Diese Anordnung bietet die folgenden Vorteile:

Durch die Parallelschaltung von kapazitivem und ohmschem Widerstand mittels der elektrisch leitfähigen Elektrodenabdeckung 3a bilden sich deutlich kleinere Impedanzen im Vergleich zu einer rein kapazitiven Kopplung aus. Dies bewirkt eine verbesserte EKG-Signalqualität, die vergleichbar zu regulären, ohmsch koppelnden EKG-Geräten mit Klebeelektroden oder Handgelenksklemmen ist.

Dies erlaubt die Ausbildung der vollen Ausprägung der klassischen EKG-Signalform mit allen Einzelsegmenten, bei der niederfrequente Anteile wie bspw. die T-Welle, nicht unterdrückt werden.
Da sich die Elektrodenabdeckung 3a über eine größtmögliche Fläche des Sensorelements 1a erstreckt, wird eine elektrostatische Entladung (ESD - electro-static discharge) über die ganze Fläche möglich, was zu geringeren Signalstörungen führt.
Die gemeinsame, übergreifende Elektrodenabdeckung 3a ist einfach herstellbar, der Aufbau des entsprechenden Sensorelements 1a ist ebenfalls einfach. Die Elektrodenabdeckung 3a, insbesondere, wenn als Kunststofffolie ausgebildet, ermöglicht eine glatte, hygienische Oberfläche mit guten Reinigungseigenschaften.
Trägt der Patient eine textile Bekleidung mit einem Volumenwiderstand von kleiner 10 GOhm, bspw. eine Baumwolle oder jeder andere minimal bedampfte oder angeschwitzte gewebte Stoff, erfolgt über die Elektrodenabdeckung 3a eine Entladung von elektrostatischen Aufladungen des Patienten P, was zu einer schnelleren Signalinitialisierung führt.
Die Sensorelektrode 3, eine von der Sensorelektrode 3 zu einem Operationsverstärker 27 verlaufende Sensorleitung 6a sowie die den Operationsverstärker 27 umfassende Messschaltung 30 werden von einem sogenannten aktiven Schutzschirm 25 sowie bevorzugt einer Schirmung S umgeben. Der Operationsverstärker 27 ist als sogenannter Nachläufer ausgebildet. D.h., der negative Eingang 27a des Operationsverstärkers 27 ist mit dem Ausgang 28 des Operationsverstärkers 27 gekoppelt. Auf diese Weise wird für den Operationsverstärker 27 am positiven Eingang 27b eine hohe virtuelle Eingangsimpedanz erzielt. Damit ist gemeint, dass aufgrund der Spannungsanpassung zwischen dem Ausgang 28 und dem positiven Eingang 27b kaum ein Strom zwischen dem Sensor 3 und dem aktiven Schutzschirm 25 fließt. Weiterhin wird der positive Eingang 27b des Operationsverstärkers 27 mit Hilfe eines gegen die Messgerätmasse (auch als „Messground“ bezeichnet) geschalteten Widerstands 26 auf einer elektrischen Biasspannung gehalten. Damit lässt sich der positive Eingang auf ein gewünschtes Messpotential setzen. Auf diese Weise können insbesondere während einer vorwiegend kapazitiven Kopplung DC-Anteile unterdrückt werden.
Über eine weitere Erdungsschicht ES ist die Signalmessschaltung 30 ferner über mit der Erde E verbunden.
Shield S ist über Anschluss 31 ebenfalls auf die Gerätemasse geschaltet.
Active Guard 25, Shield S und Erdungsschicht ES umschließen jeweils die Sensorelektroden 3, 4, um diese wirksam abzuschirmen. Active Guard 25, Shield S und Erdungsschicht ES umschließen ferner die Sensorleitung 6a und durchsetzen gemeinsam mit ihr auf geeignetem Wege die Tragstruktur 22 zum Operationsverstärker 27. Insbesondere sind Active Guard 25, Shield S und Erdungsschicht ES, die Sensorleitung 6a sowie der Operationsverstärker 27 auf der dem Patienten P abgewandten Seite der Sensorelektroden 3, 4 angeordnet.
Eine weitere als Erdungselektrode 6 ausgebildete FlächenElektrode ist auch in dem hier gezeigten Sensorelement 1a zur zumindest kapazitiven, aber auch ohmschen Kopplung des Patienten P an das Erdpotential E vorgesehen und gleichsam in das Sensorelement 1a integriert. Die Erdungselektrode 6 weist hier eine quadratische Grundform und ebenfalls ein Seitenmaß von 5 cm auf. Der Abstand zu den Sensorelektroden beträgt hier 4 cm. Durch diesen Abstand können Impedanzwerte weit oberhalb von 200 MOhm erreicht werden.
Eine weitere als Referenzelektrode 5 ausgebildete Flächenelektrode bzw. die dazugehörige Messschaltung 36 dient in dem Sensorelement 1a zur Potentialableitung, bspw. als sog. Driven Neutral Electrode (DNE). Die Referenzelektrode 5 weist eine an die Anordnung und Form der übrigen Elektroden angepasste Grundform auf und füllt im Wesentlichen vollständig die Bereiche zwischen den übrigen Elektroden aus, wobei ein Abstand zu den übrigen Elektroden von wenigstens 1 cm vorgesehen ist. Durch diesen Abstand können Impedanzwerte weit oberhalb von 1 GOhm erreicht werden.
Referenzelektrode 5 und Erdungselektrode 6 sind ebenfalls von der Elektrodenabdeckung 3a überspannt und weisen eine elektrisch leitfähige Schicht auf. Durch die Ankopplung der Referenzelektrode 5 und Erdungselektrode 6 mit niedriger Impedanz wird eine um bis zu 20dB erhöhte Unterdrückung elektrischer Störfelder erreicht.
Das differentielle Spannungsmesssystem 1 kann optional eine Schaltvorrichtung in Form einer Switch Matrix 33. Bei einer Vielzahl von Sensorelektroden dient sie dazu, bspw. in Abhängigkeit einer Patientenanatomie auszuwählen, welche der Sensorelektroden für eine weitere Signalverarbeitung verwendet werden.
Das differentielle Spannungsmesssystem 1 kann auch eine Signalverarbeitungsvorrichtung in Form einer Signal Processing Box 34 beinhalten. Diese ist ausgebildet, eine Vorverarbeitung der erfassten Messsignale durchzuführen, um Störanteile zu entfernen. Die Signalverarbeitungsvorrichtung 34 kann ausgebildet sein, eine Standardverarbeitung mit frequenzbasierten Filtern wie Bandpass- oder Bandstop-Filtern, aber auch eine erweiterte Störunterdrückung wie bspw. in der deutschen Patentanmeldung DE 102019203627A , auszuführen.
Ferner kann das differentielle Spannungsmesssystem 1 eine Trigger-Vorrichtung 35 umfassen. Diese ist ausgebildet, einen Herzschlag eines Patienten P bzw. den Herzschlag-Rhythmus zu erkennen und daraus Steuersignale umfassend eine Trigger- bzw. Startzeitpunktinformation für eine medizinische Bildgebungsanlage zu generieren. Basierend auf den Steuersignalen der Trigger-Vorrichtung 35 berechnet die Bildgebungsanlage die Zeitpunkte für eine Bilddatenerfassung.
Die 3 und 4 zeigen jeweils Detailansichten erfindungsgemäßer differentieller Spannungsmesssysteme 1 in weiteren Ausführungsbeispielen, wobei insbesondere der schichtartige Aufbau eines erfindungsgemäßen Sensorelementes 1a gezeigt ist.
Ein erfindungsgemäßes integriertes differentielles Spannungsmesssystem 1 umfasst wenigstens zwei Sensorelektroden 3, 4, die jeweils zu einer Signalmessschaltung 30 gehören. Das Spannungsmesssystem umfasst hier zwei weitere Sensorelektroden, die optional zum Abgriff eines EKG-Signals verwendet werden können.
Das Spannungsmesssystem 1 umfasst in 3 und 4 auch eine integrale Referenzelektrode 5, die zu einer entsprechenden Referenzmessschaltung gehört.
In 4 ist in dem Spannungsmesssystem 1 auch eine integrierte Erdungselektrode 6, gehörend zu einer entsprechenden Erdungsschaltung vorgesehen. In 3 umfasst das Spannungsmesssystem eine Erdungselektrode, die an einem weiteren, separaten Sensorelement vorgesehen ist.
Sowohl die Sensorelektroden 3, 4 als auch die Referenzelektrode 5 und in 4 auch die Erdungselektrode 6 sind erfindungsgemäß von einer gemeinsamen elektrisch leitfähigen Elektrodenabdeckung 3a überdeckt, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung 3a mindestens einen durch die Grundflächen der Sensorelektroden und der Referenzelektrode gebildeten Bereich überspannt. Vorliegend ist die Elektrodenabdeckung 3a sogar noch etwas größer und bedeckt die durch die Grundfläche des Sensorelements gebildete Fläche und ragt somit über Sensorelektroden und Referenzelektrode noch hinaus.
Die Referenzelektrode 5, die Erdungselektrode 6 sowie die Sensorelektroden 3, 4 (und die weiteren Sensorelektroden) sind als flache, flächige Schichtelektroden ausgebildet, die in einer Ebene auf der dem Patienten P zugewandten Seite des Sensorelements 1a angeordnet sind. Die Höhe der verschiedenen Elektroden kann zwischen 300 um bis 3 mm liegen. Hier sollen die Elektroden eine Dicke von 500 um. Je dünner die Elektroden, umso dünner ist auch das entsprechende Sensorelement. Ferner kann bei dünnerer Auslegung der Elektroden die Anformbarkeit der Elektroden an die Anatomie des Patienten P optimiert werden. Die Sensorelektroden sind hier quadratisch ausgebildet, die Referenzelektrode 5 bzw. die Erdungselektrode 6 sind i.W. zwischen den Sensorelektroden bzw. teilweise benachbart zueinander ausgeordnet, zum Teil auch außerhalb der durch die Sensorelektroden aufgespannten Fläche. Die Referenzelektrode 5 ist dabei derart ausgeformt, dass sie die Sensorelektroden jeweils zumindest über einen Winkelbereich von 180°, also wenigstens um zwei Seiten bei der vorliegend quadratischen Grundfläche umgibt. In alternativen Ausführungen kann die Referenzelektrode Sensorelektroden auch vollständig umschließen.
Die Sensorelektroden sowie die Referenzelektrode 5 und die Erdungselektrode 6 weisen einen schichtartigen Aufbau auf. Sie bestehen folglich aus wenigstens zwei Schichten. Jede der Elektroden umfasst wenigstens eine obere elektrisch leitfähige Schicht, die über die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung 3a parallel zu einer kapazitiven Kopplung eine ohmsche Verbindung zum Patienten P aufbauen kann, was sich wie oben beschrieben positiv auf die EKG-Signalqualität auswirkt. Die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung 3a weist in den Ausführungen nach 3 und 4 eine Schichtdicke von 80 um bis 90 80 µm auf, und ist dadurch vorteilhaft dünn, was die Gesamtbauhöhe des Sensorelements 1a positiv beeinflusst.
Vorliegend ist die Elektrodenabdeckung 3a aus einem Kunststoff ausgebildet, in welches, um die gewünschten elektrischen Leiteigenschaften zu erreichen, Kohlenstoff-Partikel eingelassen sind. Bevorzugt liegt der Füllgrad bei 10 bis 30 Volumenprozent.
Die Elektrodenabdeckung 3a wird dabei erfindungsgemäß so ausgelegt, dass sie einen Oberflächenwiderstand von mindestens 500 MOhm, vorzugsweise größer, und einen Volumenwiderstand von maximal 100 MOhm, vorzugsweise kleiner, aufweist. Widerstandsangaben sind dabei zu den Vorgaben der DIN EN 61340-2-3 (VDE 0300-2-3), Elektrostatik - Teil 2-3: Prüfverfahren zur Bestimmung des Widerstandes und des spezifischen Widerstandes von festen Werkstoffen, die zur Vermeidung elektrostatischer Aufladung verwendet werden (IEC 61330-2-3:2016) konform.
In den 3 und 4 ist die Elektrodenabdeckung aus einem hygroskopischen Material ausgebildet. Diese Materialien binden in ihrer Molekularstruktur Wasser aus der Umgebung, wodurch die elektrische Leitfähigkeit der Elektrodenabdeckung 3a positiv bei einer Signalerfassung beeinflussbar ist. Sowohl in 3 als auch in 4 weist die Grundfläche der Referenzelektrode 5 eine Größe auf, die einem Vielfachen der Grundfläche einer Sensorelektrode 3, 4, entspricht. Im Wesentlichen füllt die Referenzelektrode und in 4 auch die Erdungselektrode 6 die durch die Sensorelektroden aufgespannte Fläche des Sensorelementes 1 a auf. Derart kann vorteilhaft ein Potentialausgleich über weitgehende Bereiche des Sensorelements 1a erfolgen, der ein hohe Signalqualität zur Folge hat.
Bei der Anordnung/Verteilung der verschiedenen Elektroden auf der Grundfläche des Sensorelements 1a ist auf eine Beabstandung zu achten, bei der ausreichend große Impedanzwerte zwischen den einzelnen Elektroden erreicht werden.
Demnach ist zwischen der Referenzelektrode 5 und jeder der Sensorelektroden ein Abstand einzuhalten, der eine Impedanz zwischen Referenzelektrode und Sensorelektrode von mindestens 100 MOhm erreicht.
In Bezug auf 4 ist zwischen der Erdungselektrode 6 und jeder der Sensorelektroden ein Abstand einzuhalten, bei dem die Impedanz zwischen Erdungselektrode 6 und Sensorelektrode wenigstens 1 GOhm, und zwischen der Erdungselektrode 6 und der Referenzelektrode 5 ein Abstand einzuhalten, der eine Impedanz zwischen Erdungselektrode 6 und Referenzelektrode 5 von mindestens 200 MOhm erzielt.
Es wird abschließend noch einmal darauf hingewiesen, dass es sich bei den vorhergehend detailliert beschriebenen Vorrichtungen lediglich um Ausführungsbeispiele handelt, welche vom Fachmann in verschiedenster Weise modifiziert werden können, ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. So kann es sich bei dem differentiellen Spannungsmesssystem nicht nur um ein EKG-Gerät handeln, sondern auch um andere medizinische Geräte, mit denen bioelektrische Signale erfasst werden, wie beispielsweise EEGs, EMGs usw. Weiterhin schließt die Verwendung der unbestimmten Artikel „ein“ bzw. „eine“ nicht aus, dass die betreffenden Merkmale auch mehrfach vorhanden sein können.

Claims

Integriertes differentielles Spannungsmesssystem (1) zur Messung von bioelektrischen Signalen (S(k)) eines Patienten (P), aufweisend: - wenigstens zwei Signalmessschaltungen (30), jeweils umfassend - eine Sensorelektrode (3, 4), - eine Referenzmessschaltung umfassend eine Referenzelektrode (5), und - eine gemeinsame elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a), wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) mindestens einen durch die Grundflächen der Sensorelektroden (3, 4) und der Referenzelektrode (5) gebildeten Bereich überdeckt, und die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) aus einem hygroskopischen Material ausgebildet ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach Anspruch 1, wobei die Sensorelektroden (3, 4) sowie die Referenzelektrode (5) einen schichtartigen Aufbau, jeweils wenigstens umfassend eine obere elektrisch leitfähige Schicht, aufweisen.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) eine Schichtdicke aufweist, die kleiner als 100 um ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) aus einem Kunststoff gebildet ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach Anspruch 4, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) mit Kohlenstoff-Partikeln angereichert ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) einen Oberflächenwiderstand aufweist, der größer als 500 MOhm ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die elektrisch leitfähige Elektrodenabdeckung (3a) einen Volumenwiderstand aufweist, der kleiner als 100 MOhm ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die Grundfläche der Referenzelektrode (5) einem Vielfachen der Grundfläche einer Sensorelektrode (3, 4) entspricht.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die Referenzelektrode (5) derart ausgeformt ist, dass sie die Sensorelektroden (3, 4) jeweils zumindest über einen Winkelbereich von 180° umgibt.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die Referenzelektrode (5) einen Abstand zu den Sensorelektroden (3, 4) aufweist, bei dem die Impedanz zwischen Referenzelektrode (5) und Sensorelektrode (3, 4) jeweils größer als 100 MOhm ist.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach einem der vorherigen Ansprüche, ferner aufweisend - eine Erdungsschaltung umfassend eine Erdungselektrode (6), deren Grundfläche von der elektrisch leitfähigen Elektrodenabdeckung (3a) überdeckt wird.
Differentielles Spannungsmesssystem (1) nach Anspruch 11, wobei - die Erdungselektrode (6) einen Abstand zu den Sensorelektroden (3, 4) aufweist, bei dem die Impedanz zwischen Erdungselektrode (6) und Sensorelektrode (3, 4) jeweils größer als 1 GOhm, und - die Erdungselektrode (6) einen Abstand zu der Referenzelektrode (5) aufweist, bei dem die Impedanz zwischen Erdungselektrode (6) und Referenzelektrode (5) größer als 200 MOhm ist.