JP2006218304A - 外部電気刺激時における生理的信号のモニタリング - Google Patents
外部電気刺激時における生理的信号のモニタリング Download PDFInfo
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Abstract
【解決手段】人体外部のモニタリング用および刺激用の電極および回路であって、体外に適用された刺激用電極に刺激用パルスを送出することと、体外に適用されたモニタリング用電極において電位を検出することと、第1および第2のモニタリング用電極にて検出された電位から形成される信号において、電気刺激用パルスに起因する電気的アーチファクトがほぼ相殺されるような位置に、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極を配置するように位置決め要素、外部刺激用電極、第1,第2の外部モニテリング用電極が構成される。
【選択図】図1
Description
目的とする信号の大きさが、刺激アーチファクトの大きさよりもはるかに小さいことも多い。そのため、刺激アーチファクトにより生理的信号が覆い隠されたり、モニタリングに用いる回路が飽和されてしまうことも多い。用途によっては、刺激中または刺激の直後に生理学的波形を捕捉する必要があり(たとえば、心臓ペーシング)、刺激アーチファクトの存在が問題となる。
間により変化してよい。電極アセンブリは少なくとも第3のモニタリング用電極を含み、差分信号は第1の電極にて検出された電位と、第2および第3の電極にて検出された電位の組み合わせとの間の差を含んでよい。組み合わせを作成する手法は時間により変化して、第2および第3の電極における電気的アーチファクトの相対的大きさの時間による変化を補償してよい。電極アセンブリは患者の外部に適用される少なくとも第4のモニタリング用電極を含み、差分信号は第1および第4の電極にて検出された電位の組み合わせと、第2および第3の電極にて検出された電位の組み合わせとの間の差を含んでよい。第1および第4の電極にて検出された電位の組み合わせと、第2および第3の電極にて検出された電位の組み合わせとのうちの一方または双方は時間により変化してよい。位置決め要素は外部刺激用電極と第1および第2のモニタリング用電極とを支持する共通基板を含んでよい。位置決め要素は第1および第2のモニタリング用電極の刺激用電極からの距離を規定するワイヤなどの要素を含んでよい。少なくとも第1および第2のモニタリング用電極の作用領域と刺激用電極のうちの1つの作用領域との間のエッジ間距離は10センチメートル未満であってよい。少なくとも第1および第2のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つから等しい距離に位置してよい。電極アセンブリは、分離電極のうちの1つから第1および第2の電極と等しい距離に位置する第3のモニタリング用電極を含んでよい。刺激用パルスの後に刺激用電極が分極したとき、2つの刺激用電極の間に形成される電界においてほぼ等電位であるように、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極が位置してよい。第1および第2のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つを支持する第2の基板から離れた第1の基板上に支持されてよい。第1および第2のモニタリング用電極を支持する第1の基板は第2の基板をほぼ包囲してよい。刺激用パルスの後に刺激用電極が分極したとき、2つの刺激用電極の間に形成される電界においてほぼ等力線に沿うように、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極が位置してよい。第1および第2のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つを支持する第2の基板から離れた第1の基板上に支持され、第1および第2の基板は患者の所望の相対位置に容易に適用される形状とされてよい。第1の基板は環状であり、第2の基板は円形であり、両基板は両基板の距離が径方向にほぼ等しいようにほぼ同心状に位置してよい。心臓ペーシング用パルスの中断後100ミリ秒以内に測定したECG差分信号における電気的アーチファクト電位は約10ミリボルト未満であってよい。ペーシング用パルスが心臓捕捉用に充分な振幅であるとき、ECG差分信号における電気的アーチファクト電位はQRS振幅の5倍未満であってよい。少なくとも第1および第2のモニタリング用電極が接続されるインピーダンスマッチング回路を含んでよい。インピーダンスマッチング回路は電極インピーダンスの不均衡を生じさせ、両モニタリング用電極における電気的アーチファクト電位の変化を補償してよい。標準3リードECG信号に相当するECG信号を導出するための変換において用いられる複数の差分信号が存在してよい。
るように、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極ならびに刺激用電極の位置はアセンブリ上に固定されてよい。
第4の態様では、本発明は、外部心臓ペーシング用および外部心臓モニタリング用の電極アセンブリを特徴とする。このアセンブリは、ペーシング用パルスを送出するための1つ以上の外部刺激用電極と、1つ以上の外部モニタリング用電極と、刺激用電極およびモニタリング用電極を支持する裏張り層と、刺激用電極と電気接触する第1のゲル層と、モニタリング用電極と電気接触する第2のゲル層とを備え、外部刺激用電極は刺激用導電板を含み、モニタリング用電極はモニタリング導電板を含み、刺激用導電板とモニタリング導電板とは離間されており、第1のゲル層と第2のゲル層とは離間されており、第1のゲル層および第2のゲル層のうちの一方は固体ゲルまたはハイドロゲルを含み、第1のゲル層および第2のゲル層のうちの他方は液体ゲルを含む。
い。非線形回路要素は1つ以上のダイオードまたはガス放電管を含んでよい。非線形回路要素は、一方の極性の波形における一方の経路および他方の極性の波形における他方の経路を通じて電流が流れる二相の刺激波形が刺激用電極に送出されるように、両経路に沿って非線形回路要素が逆の極性を有する並列経路をケーブルと刺激用電極との間に形成する2つ以上の非線形回路要素を含んでよい。並列経路のうちの1つにおける1つ以上の非線形回路要素の正味のオフセット電位を予想される残留電位より高く設定することにより、刺激用電極の残留電位の存在下における導電性を同経路に沿って遮断してよい。非線形回路要素は1つ以上のトランジスタを含んでよい。非線形回路要素は一方向の電流を遮断し、他方向の電流を流してよい。電極ケーブルは1つの導電体からなり、第1および第2のケーブル端は同1つの導電体の第1および第2の端部であってよい。電極アセンブリは電極ケーブルとモニタリング用電極との間の電気的な経路に配置され、かつ、刺激用電極への刺激用パルスの送出中にモニタリング用電極に流れる電流を減少させるように構成された高インピーダンス要素を含んでよい。電極アセンブリはモニタリング装置を含み、このモニタリング装置は1つ以上の電極からまたは同電極をモニタリング装置に接続するために使用するコネクタから非標準モニタリング構成を自動的に識別し、非標準モニタリング構成を識別した場合、検出される電位の信号処理を自動的に変更するためのモニタリング装置であってよい。電極アセンブリは体上に配置するための第3の電極を含み、電位から形成される信号は第3の電極に対して第1および第2の電極にて測定された電位の総和を含み、測定された電位において電気的アーチファクトが同等の大きさであり逆の極性を有するため、電気的アーチファクトはほぼ相殺されてよい。少なくとも第1および第2の刺激用電極が存在し、第1のモニタリング用電極は第1の刺激用電極付近に配置され、第2のモニタリング用電極は第2の刺激用電極付近に配置されてよい。時間により変化する手法により信号が形成されてよい。信号は第1および第2のモニタリング用電極における電位の組み合わせを作成することにより形成され、同組み合わせは時間により変化する手法により作成されてよい。
バー(即ち、裏張り)層24(たとえば、Voltek Volara(商標))は、電極の背面(患者から遠い方の上面)全体に伸展する。3つのモニタリング用電極の各々は、ニッケルメッキしたブラススナップ21を、フォームカバー層の開口部を通じてAgCl台座22に固定することによって形成される(これに代えて、リードをモニタリング用電極に接続してもよい)。フォームカバー24の下には、フォームフレーム層28がある。この層には、各AgCl台座(AgClメッキしたガラス充填ABS)が多孔性フォームスポンジ23と接触するための開口部が設けられる。フォームスポンジ23にはECGゲル35(たとえば、Pharmaceutical Innovations(商標)QR)が含浸されている。刺激用電極18は、電極アセンブリの中央にある導電板29(たとえばスズ)によって提供される。導電板はフォームフレーム層28の下側に支持されている。導電板の下には、患者との導電接触を行う導電層30が設けられている。導電層30は、たとえば、ハイドロゲル(たとえば、Ludlow(商標)63Tハイドロゲル)などの固体ゲルなどである。一方の縁部において、導電板の部分38はフォームフレーム層の開口部を通じて延び、25にてリード26に機械的かつ電気的に接続される。リード26は、電気コネクタ40まで延びている。電気コネクタ40には背部電極アセンブリからのリード26も接続されている。
よい。
方の治療用パッドから他方の治療用パッドに流れる。図面は、極端に簡略化したケースを示しており、電流経路が3本しかなく、2本の経路のそれぞれに沿って1つのモニタリング用電極が配置されている。電流経路に沿って示した抵抗器は、個々の経路を流れる電流が受ける抵抗を表している。抵抗器の値は電極の配置および患者の物理的特性によって決まるが、抵抗器の値が時間によって変化する(たとえば呼吸の結果として)場合もある。
アーチファクトの除去にとって良い電極配置が、モニタした信号の分析にとって理想的とは限らない。たとえば、そうした配置では、標準臨床ECG信号が提供されない場合がある。信号処理を用いて、実施のモニタリング用電極から改良型またはより臨床的に標準化された様相の波形を導出または合成することができる。実際に、導出(または合成)モ
ニタリング用電極を実際のモニタリング用電極の組み合わせから作成できる。本手法の心臓ペーシングの一実施例のブロック図を図7に示す。モニタリング用電極(たとえば、図2に示すタイプのうちの1つ)からの信号90を、一方(または両方)の刺激用電極(刺激用パルス間のインターバル中にモニタリング用電極として機能することも可能)からの信号と随意で組み合わせるとよい。信号処理ブロック92は、図2の非標準電極位置から直接形成される電位差よりも、より使用者に馴染みのある標準ECGベクタの推定値94を与える。
V1=E1−E2
V2=E2−E3
第3のベクトルは、以下のように他の2つのベクトルから導出されてもよく、下記の方程式の単一条件系または悪条件系を回避するために行列Xから省かれてもよい。
望ましい標準信号は、平均を除去した列ベクトルとして各々の出力信号を含む行列Yによって示すことができる。たとえば、N×3行列では、列1、2、3がそれぞれリードI、リードII、リードIIIを表す。
モニタリング用電極および刺激用電極は様々に構成することができる。両方の電極に対して導電性ポリマー材料(「固体ゲル」または「ハイドロゲル」と呼ばれることもある)を用いるのではなく、モニタリング用電極に対して液体ゲルを用い、刺激用電極にのみ導電性ポリマー材料を用いるようにしてもよい。こうすることで、モニタリング用電極を皮膚に適用した後、即座に良質のインピーダンスおよび信号品質が得られるので有益である。通常、導電性ポリマーパッドでは、皮膚がゲルを温めてインピーダンスを減少させるには時間が必要であるが、液体ゲルにはそのような遅延がない。緊急心臓ペーシングまたは除細動を含む多くの状況では時間が非常に重要であるため、液体ゲルを使用することが有益であろう。
を向き合わせて接着している。
図9には、アーチファクト除去のために使用しうるアナログ電気回路の1つの可能性を示す。2つのモニタリング用電極(電極1および電極2)の各々からの信号は、それぞれ反転増幅器A1,A3を介してバッファされる。バッファされた信号は、低域フィルタを通じて投入される。可変コンデンサを用いて低域フィルタを調整し、時定数を変更してもよい。回路中には可変コンデンサ60を示すが、可変抵抗または調整可能な回路要素のいくつかの他の組み合わせを用いてもよい。信号を差し引くときにアーチファクトからのエネルギーのほとんどが相殺されるように、2つの入力信号中の異なる遅延を調整するようにフィルタを設定してもよい。
P1=(電極1)−(電極3)
P2=(電極2)−(電極3)
次にスケーリング後の出力Yは、以下のように計算される。
いくつかの実施例においては、2つのモニタリングベクトルP1,P2におけるアーチファクトの大きさがほぼ等しく、スケーリング後の出力Yにおいてアーチファクトが相殺されるように、定数c1,c2を選択する。他の実施例においては、ベクトルのうちの一方をスケーリングせずに用いる(したがって定数は必要ない)。
理を用いて、またはアナログおよびデジタル信号処理の組み合わせを用いて実施されてもよい。好適には、モニタリングのための目的の期間中、アーチファクトが入力増幅器または変換器を飽和することのないように、回路が設計される。デジタル信号処理では、信号を遅延させる際または信号を処理する際に、さらなる柔軟性を与えることが可能となる。デジタル処理では、共通参照に対する各電極からの未処理の信号をサンプル取得する必要がある。複合フィルタおよび適応利得推定値のうちの少なくとも一方を、デジタル実施例またはアナログ実施例において用いてもよい。
2つのモニタリング用電極からの差分信号におけるアーチファクトを減少させるための別の手法は、モニタリング用電極にて電位を検出する電気回路における入力インピーダンスを調整することである。各モニタリング用電極のインピーダンスが等しい場合、アーチファクトは最小となる。電極インピーダンスはアーチファクトから直接的に測定または推定される。低出力もしくは全出力の治療用パルスを印加することにより、または正弦波、チャープもしくはこの目的に適した他の任意の波形を用いることにより、インピーダンスを測定することができる。各モニタリング用電極にて(または2つの電極の間において)測定された電圧または電流の波形を用いて、インピーダンス(またはインピーダンスミスマッチ)を推定することができる。
同相信号による電流は、患者またはシールドドライブを含む様々な戻り経路を通じて患者から流れる場合がある。回路要素は、電極インピーダンスにおける不均衡を補正して、同相信号を減少させるように調整されてもよい。図面には、インピーダンス補償回路78によって制御される可変抵抗およびコンデンサ回路を示す。
より実施が容易であるが、複雑なケーブル配線が必要であり、実用的でないときもある。
インピーダンスマッチング要素は、トリムポット(登録商標)、手動調整可能なコンデンサ、デジタル制御可変抵抗もしくはコンデンサ、またはアナログスイッチを有する1つ以上のRC要素を含む(これらに限定されない)、当該技術分野において広く用いられる要素を含んでもよい。インダクタまたは他の受動要素を用いてもよい。
刺激用(治療用パッド)およびモニタリング用電極を、それらに関連する医療装置(たとえば、複合型のCPR刺激、除細動およびペーシング装置)に接続するために、様々な構成のケーブルおよびコネクタを用いることができる。たとえば、治療用電極を、治療用コネクタに配線してもよい。ワイヤは任意の導電性材料から作成されてよく、電極に恒久的に取り付けられてもよいし、コネクタを用いて電極のうちの一部または全部に取り付けられてもよい。コネクタによりワイヤを再使用することが可能となるが、その信頼性は低下し、接続に時間が必要である。また、ワイヤを接続し忘れたり、誤った電極にワイヤを接続することによって操作者が間違いを犯す可能性を与えてしまう欠点もある。
ケーブル配線を簡略化し、コストを削減するために、用途によっては治療用パッドワイヤがモニタリング用電極と共用されてもよい。これは特に、治療用パッドにパルスが短時間引加され、この時間中にモニタリングの必要がないような場合に関連する。切替回路または、以下に限定されないが、ダイオードまたはガス放電管などの非線形回路要素をこの目的のために用いてもよい。
図14に示す構成では、1つの極性の複数の(2つを示す)刺激用電極を用いる。電流は、1つの陽刺激用電極16から2つの陰刺激用電極18へ流れる。他の実施例においては、陽刺激用電極および陰刺激用電極の両方は2つ以上の電極に分割され得る。モニタリング用電極20を各陰刺激用電極の中央に(接触させずに)配置する。両方の陰刺激用電極を、各々がほぼ等しい電流を受ける(引き出す)ように配置する場合、2つのモニタリング用電極によって測定されるアーチファクトはほぼ等しくなるため、2つの電極の間の差を取ったときに相殺される。
さらにアナログ信号処理またはデジタル信号処理を用いることによって、刺激アーチファクトを軽減することができる。そのような処理としては、フィルタ入力、ディスプレイまたはストリップチャートレコーダが、ブランク化されるか、ゼロにされるかまたはその
他の方法によりアーチファクト中に修飾される、アーチファクトの適応型ブランク化が挙げられる。アルゴリズムまたは適応方法を用いて、測定された信号に基づきブランク化の時間を調整してもよい。これにより操作者は、アーチファクトが迅速に相殺された場合、モニタされる信号の多くを視認することができるようになり、アーチファクトの消散に長い時間が必要な場合、紛らわしいアーチファクトの表示を防止することができるようになる。
Claims (56)
- 外部心臓ペーシング用および外部心臓モニタリング用の電極アセンブリであって、
ペーシング用パルスを送出するための1つ以上の外部刺激用電極と、
少なくとも第1および第2の外部モニタリング用電極と、
外部刺激用電極ならびに第1および第2の外部モニタリング用電極が接続される1つ以上の位置決め要素とを備え、
第1および第2の外部モニタリング用電極にて検出された電位から形成される信号においてペーシング用パルスに起因する電気的アーチファクトがほぼ相殺される位置に第1および第2の外部モニタリング用電極を配置するように、位置決め要素、外部刺激用電極ならびに第1および第2の外部モニタリング用電極が構成される電極アセンブリ。 - 電位から形成される信号は第1および第2の外部モニタリング用電極にて検出された電位間の差からなる差分信号を含む請求項1に記載の方法。
- 第1および第2の外部モニタリング用電極は電気的アーチファクトがほぼ等しい位置に存在する請求項2に記載の方法。
- 刺激用パルスは心臓刺激用パルスを含み、差分信号はECG信号を含む請求項2または3に記載の方法。
- 心臓刺激用パルスはペーシング用パルスを含む請求項4に記載の方法。
- 電極アセンブリは患者の外部に適用される3つ以上のモニタリング用電極を備え、第1および第2のモニタリング用電極は差分信号に対する電気的アーチファクトの影響を減少させるように該3つ以上のモニタリング用電極から選択される請求項2に記載の方法。
- 第1および第2のモニタリング用電極は使用者により手動で選択されるのではなく、装置により自動的に選択される請求項6に記載の方法。
- 第1および第2のモニタリング用電極の自動的な選択は時間により変化する請求項7に記載の方法。
- 3つ以上のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つから異なる距離に位置する2つ以上のモニタリング用電極を含み、第1のモニタリング用電極の選択は異なる距離に位置する2つの電極の間の選択を含む請求項6に記載の方法。
- 2つの電極の間の選択は時間により変化する請求項9に記載の方法。
- 少なくとも第3のモニタリング用電極を含み、差分信号は第1の電極にて検出された電位と、第2および第3の電極にて検出された電位の組み合わせとの間の差を含む請求項2に記載の方法。
- 組み合わせを作成する手法は時間により変化して、第2および第3の電極における電気的アーチファクトの相対的大きさの時間による変化を補償する請求項11に記載の方法。
- 患者の外部に適用される少なくとも第4のモニタリング用電極を含み、差分信号は第1および第4の電極にて検出された電位の組み合わせと、第2および第3の電極にて検出された電位の組み合わせとの間の差を含む請求項11に記載の方法。
- 第1および第4の電極にて検出された電位の組み合わせと、第2および第3の電極にて検出された電位の組み合わせとのうちの一方または双方は時間により変化する請求項13に記載の方法。
- 位置決め要素は外部刺激用電極と第1および第2のモニタリング用電極とを支持する共通基板を含む請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 位置決め要素は第1および第2のモニタリング用電極の刺激用電極からの距離を規定するワイヤなどの要素を含む請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 少なくとも第1および第2のモニタリング用電極の作用領域と刺激用電極のうちの1つの作用領域との間のエッジ間距離は10センチメートル未満である請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 少なくとも第1および第2のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つから等しい距離に位置する請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 分離電極のうちの1つから第1および第2の電極と等しい距離に位置する第3のモニタリング用電極を含む請求項18に記載の電極アセンブリ。
- 刺激用パルスの後に刺激用電極が分極したとき、2つの刺激用電極の間に形成される電界においてほぼ等電位であるように、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極が位置する請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 第1および第2のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つを支持する第2の基板から離れた第1の基板上に支持される請求項2に記載の方法。
- 第1および第2のモニタリング用電極を支持する第1の基板は第2の基板をほぼ包囲する請求項21に記載の方法。
- 刺激用パルスの後に刺激用電極が分極したとき、2つの刺激用電極の間に形成される電界においてほぼ等力線に沿うように、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極が位置する請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 第1および第2のモニタリング用電極は刺激用電極のうちの1つを支持する第2の基板から離れた第1の基板上に支持され、第1および第2の基板は患者の所望の相対位置に容易に適用される形状とされる請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 第1の基板は環状であり、第2の基板は円形であり、両基板は両基板の距離が径方向にほぼ等しいようにほぼ同心状に位置する請求項24に記載の電極アセンブリ。
- 心臓ペーシング用パルスの中断後100ミリ秒以内に測定したECG差分信号における電気的アーチファクト電位は約10ミリボルト未満である請求項5に記載の方法。
- ペーシング用パルスが心臓捕捉用に充分な振幅であるとき、ECG差分信号における電気的アーチファクト電位はQRS振幅の5倍未満である請求項5に記載の方法。
- 少なくとも第1および第2のモニタリング用電極が接続されるインピーダンスマッチング回路を含む請求項1に記載の方法。
- インピーダンスマッチング回路は電極インピーダンスの不均衡を生じさせ、両モニタリング用電極における電気的アーチファクト電位の変化を補償する請求項28に記載の方法。
- 標準3リードECG信号に相当するECG信号を導出するための変換において用いられる複数の差分信号が存在する請求項2に記載の方法。
- 心臓の外部モニタリング用および外部刺激用の装置であって、
体外に適用されるように構成された第1の極性の刺激用電極および第2の極性の刺激用電極と、
少なくとも第1の極性の刺激用電極は刺激用パルス印加用の複数の小電極を備えることと、
複数の小電極は刺激用に充分な総領域を有することと、
小電極のうちの2つにて検出された電位の間の差を含む差分信号を形成することによりECG電位をモニタリングするための処理回路とからなり、
分極による刺激アーチファクトが両小電極においてほぼ等しく、刺激アーチファクトが差分信号においてほぼ相殺されるように、差分信号を形成するために用いられる2つの小電極を配置および構成するように構成される装置。 - 刺激用パルスは胸部の外側に印加される心臓ペーシング用パルスを含む請求項31に記載の装置。
- 第1および第2のモニタリング用電極ならびに刺激用電極は1つのアセンブリを形成する請求項1に記載の電極アセンブリ。
- 第1および第2のモニタリング用電極ならびに刺激用電極の各々の間の距離が一定であるように、少なくとも第1および第2のモニタリング用電極ならびに刺激用電極の位置はアセンブリ上に固定されている請求項33に記載の電極アセンブリ。
- 外部心臓ペーシング用および外部心臓モニタリング用の電極アセンブリであって、
ペーシング用パルスを送出するための1つ以上の外部刺激用電極と、
1つ以上の外部モニタリング用電極と、
刺激用電極およびモニタリング用電極を支持する裏張り層と、
刺激用電極およびモニタリング用電極の両方と電気接触する共通ゲル層とを備え、
外部刺激用電極は刺激用導電板を含み、
モニタリング用電極はモニタリング導電板を含み、
刺激用導電板とモニタリング導電板とは離間されている電極アセンブリ。 - 共通ゲル層は固体ゲルまたはハイドロゲルを含む請求項35に記載の電極アセンブリ。
- 外部心臓ペーシング用および外部心臓モニタリング用の電極アセンブリであって、
ペーシング用パルスを送出するための1つ以上の外部刺激用電極と、
1つ以上の外部モニタリング用電極と、
刺激用電極およびモニタリング用電極を支持する裏張り層と、
刺激用電極と電気接触する第1のゲル層と、
モニタリング用電極と電気接触する第2のゲル層とを備え、
外部刺激用電極は刺激用導電板を含み、
モニタリング用電極はモニタリング導電板を含み、
刺激用導電板とモニタリング導電板とは離間されており、
第1のゲル層と第2のゲル層とは離間されており、
第1のゲル層および第2のゲル層のうちの一方は固体ゲルまたはハイドロゲルを含み、
第1のゲル層および第2のゲル層のうちの他方は液体ゲルを含む電極アセンブリ。 - 患者の外部刺激用またはモニタリング用の電極アセンブリであって、
電極アセンブリ内に支持された少なくとも第1および第2の電極と、
第1の電極に近接配置された第1のゲル層と、
第2の電極に近接配置された第2のゲル層とを備え、
第1および第2のゲル層の湿分含有量は異なり、
第1および第2のゲル層のうちの一方から他方への湿分の移動を遅延させるように寸法決定および配置された防湿材層とを含む電極アセンブリ。 - 電極アセンブリは心臓刺激用に構成されており、第1の電極は刺激用電極を含み、第2の電極はモニタリング用電極を含む請求項38に記載の電極アセンブリ。
- 第1のゲル層は液体ゲルを含み、第2のゲル層は固体ゲルを含む請求項39に記載の電極アセンブリ。
- 第1のゲル層は第1の湿分含有量の固体ゲルを含み、第2のゲル層は第1の湿分含有量よりも大きい第2の湿分含有量の固体ゲルを含む請求項39に記載の電極アセンブリ。
- 防湿材はポリエステルフィルムを含む請求項39に記載の電極アセンブリ。
- 防湿材はアルミニウムフィルムを含む請求項39に記載の電極アセンブリ。
- 心臓刺激用および心臓モニタリング用の多電極アセンブリであって、
患者の胸部において電位をモニタするように構成されたモニタリング用電極と、
1つ以上の刺激用パルスを患者の胸部に送出するように構成された刺激用電極と、
第1および第2のケーブル端を有する電極ケーブルと、
第2のケーブル端と刺激用電極との間に電気的に配置された非線形回路要素とを備え、
第1のケーブル端は外部心臓装置に接続するように構成され、
第2のケーブル端はモニタリング用電極および刺激用電極に接続するように構成され、
非線形回路要素は刺激用パルスの送出中に導電し、刺激用パルスの送出後に刺激用電極の残留電位の存在下で導電を遮断するように構成される多電極アセンブリ。 - 非線形回路要素は1つ以上のダイオードまたはガス放電管を含む請求項44に記載の電極アセンブリ。
- 非線形回路要素は、一方の極性の波形における一方の経路および他方の極性の波形における他方の経路を通じて電流が流れる二相の刺激波形が刺激用電極に送出されるように、両経路に沿って非線形回路要素が逆の極性を有する並列経路をケーブルと刺激用電極との間に形成する2つ以上の非線形回路要素を含む請求項44に記載の電極アセンブリ。
- 並列経路のうちの1つにおける1つ以上の非線形回路要素の正味のオフセット電位を予想される残留電位より高く設定することにより、刺激用電極の残留電位の存在下における導電性を同経路に沿って遮断する請求項46に記載の電極アセンブリ。
- 非線形回路要素は1つ以上のトランジスタを含む請求項44に記載の電極アセンブリ。
- 非線形回路要素は一方向の電流を遮断し、他方向の電流を流す請求項44に記載の電極アセンブリ。
- 電極ケーブルは1つの導電体からなり、第1および第2のケーブル端は同1つの導電体の第1および第2の端部である請求項44に記載の電極アセンブリ。
- 電極ケーブルとモニタリング用電極との間の電気的な経路に配置され、かつ、刺激用電極への刺激用パルスの送出中にモニタリング用電極に流れる電流を減少させるように構成された高インピーダンス要素を含む請求項44に記載の電極アセンブリ。
- モニタリング装置を含み、
同モニタリング装置は1つ以上の電極からまたは同電極をモニタリング装置に接続するために使用するコネクタから非標準モニタリング構成を自動的に識別し、非標準モニタリング構成を識別した場合、検出される電位の信号処理を自動的に変更するためのモニタリング装置である請求項1に記載の電極アセンブリ。 - 体上に配置するための第3の電極を含み、
電位から形成される信号は第3の電極に対して第1および第2の電極にて測定された電位の総和を含み、測定された電位において電気的アーチファクトが同等の大きさであり逆の極性を有するため、電気的アーチファクトはほぼ相殺される請求項1に記載の電極アセンブリ。 - 少なくとも第1および第2の刺激用電極が存在し、第1のモニタリング用電極は第1の刺激用電極付近に配置され、第2のモニタリング用電極は第2の刺激用電極付近に配置される請求項53に記載の電極アセンブリ。
- 時間により変化する手法により信号が形成される請求項2に記載の電極アセンブリ。
- 信号は第1および第2のモニタリング用電極における電位の組み合わせを作成することにより形成され、同組み合わせは時間により変化する手法により作成される請求項55に記載の電極アセンブリ。
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