JP2021168941A - 心臓疾患の診断に使用される出力データセットを生成するための装置 - Google Patents

Abstract

【課題】心臓疾患の診断に使用される出力データセットを生成するための装置の提供。【解決手段】本開示は、従来の心電図および生体信号取得器具の雑音床またはそれを有意に下回る分解能である、マイクロボルトまたはサブマイクロボルトにおける、生体電位信号等の生体信号の捕捉を促進する。いくつかの実施形態では、システムは、約１μｓ未満の時間スキューを有して、他の実施形態では、約１０フェムト秒を上回らない時間スキューを有して、同時にサンプリングされる、広帯域位相勾配信号（例えば、広帯域心臓位相勾配信号、広帯域脳位相勾配信号）の取得および記録を促進する。着目すべきこととして、例示されるシステムは、その中の情報に影響を及ぼさないように、取得された広帯域位相勾配信号内の非線形歪曲（例えば、あるフィルタを介して導入され得るもの）を最小限にする。【選択図】図１

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、２０１５年８月２６日に出願され、“Ｂｉｏｓｉｇｎａｌ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｄｅｖｉｃｅ，”と題された米国仮出願第６２／２１０，４２６号、２０１５年８月２６日に出願され、“Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｂｉｏｓｉｇｎａｌ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ， Ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ Ｄａｔａ Ｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎ，”と題された米国仮出願第６２／２１０，４２７号、２０１６年５月２３日に出願され、“Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｃｏｌｌｅｃｔｉｎｇ Ｐｈａｓｅ Ｓｉｇｎａｌｓ ｆｏｒ Ｐｈａｓｅ Ｓｐａｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ Ａｎａｌｙｓｉｓ”と題された米国仮特許出願第６２／３４０，４１０号、２０１６年６月２４日に出願され、“Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｐｈａｓｅ Ｓｐａｃｅ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｔｏ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｅ Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｆｌｏｗ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ，”と題された米国仮出願第６２／３５４，６６８号に対する優先権およびその利益を主張するものであり、これらの各々の全体が参照により本明細書中に援用される。

本開示は、概して、非侵襲性に、心臓機能等の身体の機能を推定し、かつ疾患を正確に示し、区別するために使用される、広帯域位相勾配信号を取得する、生体信号取得装置に関する。

従来の心電図器具は、心臓の電気活動に関連する生体電位信号等の生体信号を取得および記録するように構成される。従来、そのような器具によって収集される総信号の大部分は、生物学的情報を欠いていると考えられると認められている。しかしながら、ヒト身体から放出される生理学的信号の完全スペクトル内には、疾患を正確に示し、区別するために使用され得る情報が隠されている。

これらの情報は、従来の心電図器具の雑音床に匹敵する、またはそれより低い信号電力を有する、生理学的信号内で捕捉され得るため、そのような情報は、これらの器具の測定された信号から抽出することが困難である、または判別不能である。いくつかの事例では、着目信号は、数マイクロボルト、他の事例では、さらにより小さい桁数を有する。そのようなレベルでは、人工無線周波数伝送等の外部エネルギー源からの干渉および自然に生じるものだけではなく、測定器具自体の内部回路からのものも、そのような情報の取得および記録に影響を及ぼし得る。

必要とされるのは、本技術における課題（そのうちのいくつかは、前述の通りである）を克服する、デバイス、システム、および方法である。

本開示は、従来の心電図および生体信号取得器具の雑音床またはそれを有意に下回る分解能である、マイクロボルトまたはサブマイクロボルトにおける、生体電位信号等の生体信号の捕捉を促進する。いくつかの実施形態では、本明細書に開示される例示されるシステムは、いくつかの実施形態では、約１μｓ未満のチャネル間の時間スキューを有して、他の実施形態では、１０フェムト秒を上回らない時間スキューを有して同時にサンプリングされる、広帯域位相勾配信号（例えば、広帯域心臓位相勾配信号、広帯域脳位相勾配信号）の取得および記録を促進する。着目すべきこととして、例示されるシステムは、その中の情報に影響を及ぼさないように、位相空間ドメイン内の広帯域位相勾配信号の分析に非確定的に影響を及ぼし得る、取得された広帯域位相勾配信号内の非線形歪曲（例えば、位相歪曲等のあるフィルタを介して導入され得るもの）を最小限にする。

ある側面では、装置（例えば、生体信号取得器具（「ＢＳＡ器具」））が、開示される。本装置は、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルを含み、各生体信号取得チャネルは、患者（ヒトおよび試験動物等の哺乳類を含む）上に留置される関連付けられた表面電極から受信された生体電位信号を増幅させ、広帯域位相勾配信号（例えば、広帯域心臓勾配信号）を発生させるように構成される利得増幅器を備え、各生体電位信号は、約１ｋＨｚを上回る歪曲を発生された広帯域心臓位相勾配信号内に生じさせるフィルタ処理を伴わずに増幅され、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルの各出力は、（例えば、約１μｓ未満のチャネル間の時間スキューを有して、または約１０フェムト秒を上回らない時間スキューを有して）２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルのそれぞれ（例えば、約１０ＫＨｚを上回る、例えば、約４０Ｋｈｚ、約８０ＫＨｚ、約５００Ｋｈｚ、またはそれを上回る高いサンプリング周波数を有する）を同時にサンプリングし、広帯域心臓位相勾配信号データストリームを発生させる、アナログ／デジタル変換回路にフィードされる。

いくつかの実施形態では、本装置は、患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、患者を可変電位（例えば、約−１．５Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}）に能動的に駆動する、電位バイアス回路を含む。いくつかの実施形態では、可変電位は、約２．０Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約１．８Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約１．６Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約１．４Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約１．２Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約１．０Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約０．８Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約０．６Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約０．４Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約０．２Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−０．２Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−０．４Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−０．６Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−０．８Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−１．０Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−１．２Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−１．４Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−１．６Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、約−１．８Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}、および約−２．０Ｖ_{ＡＣ＿ｒｍｓ}の値を有する。

いくつかの実施形態では、電位バイアス回路は、波形発生器（例えば、構成可能波形発生器）と、波形発生器に結合し、患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、患者を交流電位（例えば、約−１．０Ｖ_ＤＣ〜約−２．０Ｖ_ＤＣまたは約＋１．０〜約＋２．０Ｖ_ＤＣ）に能動的に駆動する、駆動回路（例えば、コモンモード増幅器）とを含む。

いくつかの実施形態では、電位バイアス回路は、患者を、患者上に留置される表面電極のうちの１つまたはそれを上回るものと関連付けられたＤＣバイアス値を上回る最小の大きさを有する、交流電位に能動的に駆動する（例えば、１つまたはそれを上回る表面電極は、半電池電位を有する）。

いくつかの実施形態では、本装置は、患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、患者を可変電位に能動的に駆動する、電位バイアス回路を含み、可変電位の実質的部分（例えば、約７５％を上回る）は、負である。

いくつかの実施形態では、本装置は、患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、患者を一定電位に能動的に駆動する、電位バイアス回路を含む。

いくつかの実施形態では、本装置は、所与の表面電極と関連付けられたケーブルに結合するように構成される複数のコネクタを備える、（例えば、所与のケーブルのための）端子ブロックであって、ケーブルは、所与の表面電極から受信された所与の生体電位信号を搬送する１つまたはそれを上回る信号ワイヤをカプセル化する、遮蔽層（例えば、遮蔽層は、表面電極で終端しない、またはそこに接続しない）を備える、端子ブロックと、そこで受信された生体電位信号を遮蔽層にわたって駆動することによって、ケーブルにわたる干渉を雑音除去するように、１つまたはそれを上回る信号ワイヤにわたって搬送される生体電位信号を受信する入力および所与のケーブルのための遮蔽層と関連付けられた複数のコネクタのコネクタに結合する出力を有する、雑音除去回路（例えば、ユニティ利得増幅器）とを含む。

いくつかの実施形態では、本装置は、それぞれ個々に、表面電極と関連付けられたケーブルの遮蔽体に結合する、１つまたはそれを上回る端子ブロックと、投入された信号がケーブル内で搬送される信号に略合致する（例えば、少なくとも約９０％以内）ように、ケーブル内で搬送される信号をケーブルの遮蔽体に投入する、遮蔽等化回路とを含む。

いくつかの実施形態では、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルのそれぞれの利得増幅器は、直接、それぞれ、所与の表面電極と関連付けられたケーブルに結合する複数のコネクタを備える、（例えば、所与のケーブルのための）端子ブロックに結合する。

いくつかの実施形態では、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルはそれぞれ、アナログ／デジタル回路の動作サンプリング周波数のナイキスト周波数を下回ってフィルタ処理する、低域通過アンチエイリアスフィルタを備える（例えば、低域通過アンチエイリアスフィルタは、１０ｋＳＰＳサンプリングレートのために約５ＫＨｚでフィルタ処理する）。

いくつかの実施形態では、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルはそれぞれ、アナログ／デジタル回路を用いて、約０．３μＶ／ビットを上回る測定分解能を提供する利得を伴って、受信された生体電位信号を増幅させるように構成される、利得増幅器を備える（例えば、アナログ／デジタル回路は、少なくとも約１２ビットのビット分解能を提供する）。

いくつかの実施形態では、利得増幅器は、単一電圧源（例えば、約＋１．５Ｖ_ＤＣ、約＋３Ｖ_ＤＣ、約＋３．３Ｖ_ＤＣ、約＋５Ｖ_ＤＣ、約＋１２Ｖ_ＤＣ、および約＋１５Ｖ_ＤＣ、約−１．５Ｖ_ＤＣ、約−３Ｖ_ＤＣ、約−３．３Ｖ_ＤＣ、約−５Ｖ_ＤＣ、約−１２Ｖ_ＤＣ、および約−１５Ｖ_ＤＣ）によって給電される。

いくつかの実施形態では、利得増幅器は、アナログ／デジタル回路の動作サンプリング周波数のナイキスト周波数を下回ってフィルタ処理する低域通過アンチエイリアスフィルタと結合する、出力を備える。

いくつかの実施形態では、２つまたはそれを上回る生体電位チャネルは、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、および１２から成る群から選択されたチャネルの数を備える（例えば、ケーブルおよび表面電極の数は、チャネルの数＋１、例えば、コモンモード基準ケーブルおよび表面電極に対応する）。

いくつかの実施形態では、各生体信号取得チャネルのアナログ／デジタル回路は、約２マイクロボルト（μＶ）／ビット未満の分解能および約５，０００ヘルツを上回るレートで、少なくとも約５ミリボルト（ｍＶ）の事前に定義された電圧範囲にわたって広帯域心臓位相勾配信号をサンプリングするように構成され、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルは、１マイクロ秒（μｓ）未満のチャネル間の時間スキューを伴って同時にサンプリングされ、各生体信号取得チャネルは、約１５ｄＢを上回る（例えば、２０ｄＢを上回る）信号対雑音比を備える。

いくつかの実施形態では、本装置は、胸部インピーダンス測定のために患者の中に電流（例えば、例えば約１ＫＨｚ〜約３ＫＨｚの周波数を有する、固定周波数正弦波）を投入する、正弦波発生器を含む。

いくつかの実施形態では、正弦波発生器の出力は、生体信号取得チャネルのうちの２つと関連付けられた２つまたはそれを上回る表面電極に結合される。

いくつかの実施形態では、駆動回路は、その出力において、熱雑音または雪崩雑音を駆動回路の信号経路に追加しない切替要素を備える、除細動保護回路に結合される。いくつかの実施形態では、除細動保護回路はさらに、１つまたはそれを上回る短絡抵抗器の短絡抵抗器に結合される、短絡インダクタを備える。いくつかの実施形態では、除細動保護回路は、殆どまたは全く歪曲を接続される信号経路に追加せず、かつ殆どまたは全く劣化を伴わずに、複数回の除細動器ショックに耐え得る、高速エアギャップリレーを含む。

いくつかの実施形態では、各生体信号取得チャネルは、電極筐体内の所与の表面電極に直接結合する、利得増幅器回路（例えば、利得増幅器回路基板またはフレックス回路）を備える。

いくつかの実施形態では、所与の電極筐体と関連付けられた各利得増幅器回路は、第２の筐体内に位置する対応するアナログ／デジタル回路にフィードし、第２の筐体は、ケーブルを介して、所与の電極筐体に接続される。

別の側面では、システムが、開示され、本システムは、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルであって、各生体信号取得チャネルは、広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される対応する表面電極から受信された生体電位信号を増幅させるように構成される利得増幅器を備え、各生体電位信号は、約１ｋＨｚを上回る歪曲を発生された広帯域心臓位相勾配信号内に生じさせるフィルタ処理を伴わずに増幅される、生体信号取得チャネルと、２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路であって、それぞれ、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルに対応し、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルの各出力は、２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路の対応するアナログ／デジタル回路にフィードされ、２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路は、（例えば、約１μｓ未満の時間スキューを有して）２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネル（例えば、約１０ＫＨｚを上回る、例えば、約４０ＫＨｚ、約８０ＫＨｚ、約５００ＫＨｚ、またはそれを上回る高いサンプリング周波数を有する）を同時にサンプリングし、それぞれ、所与の広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた２つまたはそれを上回る広帯域心臓位相勾配信号データストリームを発生させる、アナログ／デジタル回路とを含む。

別の側面では、広帯域心臓位相勾配信号データを発生させる方法が、開示される。本方法は、受信された生体電位信号毎に、それぞれ、広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される複数の表面電極から受信された生体電位信号を増幅させる（例えば、利得増幅器回路）ステップであって、各生体電位信号は、約１ｋＨｚを上回る歪曲を発生された広帯域心臓位相勾配信号内に生じさせるフィルタ処理を伴わずに増幅される、ステップと、約５０ＫＨｚを上回るサンプリング周波数において、増幅された広帯域心臓位相勾配信号のそれぞれを同時にサンプリングし（例えば、ＡＤコンバータ）、広帯域心臓位相勾配信号データストリームを発生させるステップであって、増幅された広帯域心臓位相勾配信号は、増幅された広帯域心臓位相勾配信号のそれぞれ間に約１μｓ未満の時間スキューを有するように、同時にサンプリングされる。

別の側面では、システムが、開示され、本システムは、広帯域心臓位相勾配信号データを捕捉する、生体電位取得サブシステムと関連付けられた通信ハードウェアからの自己干渉を防止するように構成される。本システムは、２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルを備える、生体電位取得サブシステムであって、各生体信号取得チャネルは、広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される対応する表面電極から受信された約５ｍＶ未満の信号レベルを有する、生体電位信号を増幅させるように構成される利得増幅器を備える、生体電位取得サブシステムと、アンテナおよび送受信機を備える、無線通信サブシステムであって、送受信機は、アンテナを介して、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられたデータストリームを遠隔コンピューティングデバイスに伝送するように構成される、無線通信サブシステムとを含み、無線通信サブシステムは、生体電位取得サブシステムが広帯域心臓位相勾配信号を取得しているとき、アンテナにわたる電磁放射の伝送を無効にするように構成され、無線通信サブシステムは、生体電位取得サブシステムによる広帯域心臓位相勾配信号の取得直後、電磁放射の伝送を有効にするように構成される。

いくつかの実施形態では、無線通信サブシステムは、Ｗｉ−Ｆｉ送信機、セルラーデータサービス送信機（例えば、モバイル通信用グローバルシステム（ＧＳＭ（登録商標））送信機、ユニバーサルモバイル電気通信システム（ＵＭＴＳ）送信機、３Ｇネットワーク送信機、４Ｇネットワーク送信機）、モバイル衛星通信サービス送信機、および短距離２地点間通信送信機（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）送信機または無線ＵＳＢ送信機）から成る群から選択された送信機を備える。
例えば、本願は以下の項目を提供する。
（項目１）
装置であって、
２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルであって、各生体信号取得チャネルは、広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される関連付けられた表面電極から受信された生体電位信号を増幅させるように構成される利得増幅器を備え、各生体電位信号は、１ｋＨｚを上回る歪曲を前記発生された広帯域心臓位相勾配信号内に生じさせるフィルタ処理を伴わずに増幅され、前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルの各出力は、前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルのそれぞれを同時にサンプリングし、広帯域心臓位相勾配信号データストリームを発生させる、アナログ／デジタル変換回路にフィードされる、生体信号取得チャネル
を備える、装置。
（項目２）
前記患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、前記患者を可変電位に能動的に駆動する、電位バイアス回路を備える、項目１に記載の装置。
（項目３）
前記電位バイアス回路は、
波形発生器と、
前記患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、前記波形発生器に結合し、前記患者を交流電位に能動的に駆動する、駆動回路と、
を備える、項目２に記載の装置。
（項目４）
前記電位バイアス回路は、前記患者を、前記患者上に留置される表面電極のうちの１つまたはそれを上回るものと関連付けられたＤＣバイアス値を上回る最小の大きさを有する、交流電位に能動的に駆動する、項目２または３に記載の装置。
（項目５）
前記患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、前記患者を可変電位に能動的に駆動する、電位バイアス回路を備え、前記可変電位の実質的部分は、負である、項目１に記載の装置。
（項目６）
前記患者内を流動する環境雑音電流を短絡させるように、前記患者を一定電位に能動的に駆動する、電位バイアス回路を備える、項目１に記載の装置。
（項目７）
所与の表面電極と関連付けられたケーブルに結合するように構成される複数のコネクタを備える、端子ブロックであって、前記ケーブルは、前記所与の表面電極から受信された所与の生体電位信号を搬送する１つまたはそれを上回る信号ワイヤをカプセル化する、遮蔽層を備える、端子ブロックと、
そこで受信された前記生体電位信号を前記遮蔽層にわたって駆動することによって、前記ケーブルにわたる干渉を雑音除去するように、前記１つまたはそれを上回る信号ワイヤにわたって搬送される前記生体電位信号を受信する入力および前記所与のケーブルのための前記遮蔽層と関連付けられた前記複数のコネクタのコネクタに結合する出力を有する、雑音除去回路と、
を備える、項目１−６のいずれか１項に記載の装置。
（項目８）
１つまたはそれを上回る端子ブロックであって、前記１つまたはそれを上回る端子ブロックは、それぞれが個々に、表面電極と関連付けられたケーブルの遮蔽体に結合する、１つまたはそれを上回る端子ブロックと、
前記投入された信号が前記ケーブル内で搬送される信号に略合致するように、前記ケーブル内で搬送される信号を前記ケーブルの遮蔽体に投入する、遮蔽等化回路と、
を備える、項目１−６のいずれか１項に記載の装置。
（項目９）
前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルのそれぞれの利得増幅器は、直接、所与の表面電極と関連付けられたケーブルに結合する複数のコネクタを備える、端子ブロックに結合する、項目１−８のいずれか１項に記載の装置。
（項目１０）
前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルはそれぞれ、
前記アナログ／デジタル回路の動作サンプリング周波数のナイキスト周波数を下回ってフィルタ処理する、低域通過アンチエイリアスフィルタを備える、項目１−９のいずれか１項に記載の装置。
（項目１１）
前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルはそれぞれ、
前記アナログ／デジタル回路を用いて、０．３μＶ／ビットを上回る測定分解能を提供する利得を伴って、前記受信された生体電位信号を増幅させるように構成される、利得増幅器（例えば、前記アナログ／デジタル回路は、少なくとも１２ビットのビット分解能を提供する）を備える、項目１−１０のいずれか１項に記載の装置。
（項目１２）
前記利得増幅器は、単一正電圧源によって給電される、項目１１に記載の装置。
（項目１３）
前記利得増幅器は、前記アナログ／デジタル回路の動作サンプリング周波数のナイキスト周波数を下回ってフィルタ処理する低域通過アンチエイリアスフィルタと結合する出力を備える、項目１２に記載の装置。
（項目１４）
前記２つまたはそれを上回る生体電位チャネルは、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、および１２から成る群から選択されたチャネルの数を備える、項目１−１３のいずれか１項に記載の装置。
（項目１５）
各生体信号取得チャネルの前記アナログ／デジタル回路は、２マイクロボルト（μＶ）／ビット未満の分解能および５，０００ヘルツを上回るレートで、少なくとも５ミリボルト（ｍＶ）の事前に定義された電圧範囲にわたって広帯域心臓位相勾配信号をサンプリングするように構成され、前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルは、１マイクロ秒（μｓ）未満のチャネル間の時間スキューを伴って同時にサンプリングされ、各生体信号取得チャネルは、１５ｄＢを上回る信号対雑音比を備える、項目１−１４のいずれか１項に記載の装置。
（項目１６）
胸部インピーダンス測定のために電流を前記患者の中に投入する、正弦波発生器を備える、項目１−１５のいずれか１項に記載の装置。
（項目１７）
前記正弦波発生器の出力は、前記生体信号取得チャネルのうちの２つと関連付けられた２つまたはそれを上回る表面電極に結合される、項目１６に記載の装置。
（項目１８）
前記駆動回路は、その出力において、熱雑音または雪崩雑音を前記駆動回路の信号経路に追加しない切替要素を備える、除細動保護回路に結合される、項目３に記載の装置。
（項目１９）
前記除細動保護回路はさらに、１つまたはそれを上回る短絡抵抗器の短絡抵抗器に結合される、短絡インダクタを備える、項目１８に記載の装置。
（項目２０）
各生体信号取得チャネルは、電極筐体内で所与の表面電極に直接結合する、利得増幅器回路を備える、項目１−１９のいずれか１項に記載の装置。
（項目２１）
所与の電極筐体と関連付けられた各利得増幅器回路は、第２の筐体内に位置する対応するアナログ／デジタル回路にフィードし、前記第２の筐体は、ケーブルを介して、前記所与の電極筐体に接続される、項目２０に記載の装置。
（項目２２）
システムであって、
２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルであって、各生体信号取得チャネルは、広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される対応する表面電極から受信された生体電位信号を増幅させるように構成される利得増幅器を備え、各生体電位信号は、１ｋＨｚを上回る歪曲を前記発生された広帯域心臓位相勾配信号内に生じさせるフィルタ処理を伴わずに増幅される、生体信号取得チャネルと、
２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路であって、前記２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路は、それぞれが前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルに対応し、前記２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルの各出力は、前記２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路の対応するアナログ／デジタル回路にフィードされ、前記２つまたはそれを上回るアナログ／デジタル回路は、同時にサンプリングし、それぞれが所与の広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた２つまたはそれを上回る広帯域心臓位相勾配信号データストリームを発生させる、アナログ／デジタル回路と、
を備える、システム。
（項目２３）
広帯域心臓位相勾配信号データを発生させる方法であって、
受信された生体電位信号毎に、それぞれが広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される複数の表面電極から受信された生体電位信号を増幅させるステップであって、各生体電位信号は、１ｋＨｚを上回る歪曲を前記発生された広帯域心臓位相勾配信号内に生じさせるフィルタ処理を伴わずに増幅される、ステップと、
５０Ｋｈｚを上回るサンプリング周波数で、各前記増幅された広帯域心臓位相勾配信号を同時にサンプリングし、広帯域心臓位相勾配信号データストリームを発生させるステップであって、前記増幅された広帯域心臓位相勾配信号は、前記増幅された広帯域心臓位相勾配信号のそれぞれ間に１μｓ未満の時間スキューを有するように、同時にサンプリングされる、ステップと、
を含む、方法。
（項目２４）
広帯域心臓位相勾配信号データを捕捉する、生体電位取得サブシステムと関連付けられた通信ハードウェアからの自己干渉を防止するように構成されるシステムであって、
２つまたはそれを上回る生体信号取得チャネルを備える、前記生体電位取得サブシステムであって、各生体信号取得チャネルは、広帯域心臓位相勾配信号を発生させるために患者上に留置される対応する表面電極から受信された５ｍＶ未満の信号レベルを有する生体電位信号を増幅させるように構成される利得増幅器を備える、生体電位取得サブシステムと、
アンテナおよび送受信機を備える、無線通信サブシステムであって、前記送受信機は、前記アンテナを介して、前記広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられたデータストリームを遠隔コンピューティングデバイスに伝送するように構成される、無線通信サブシステムと、
を備え、
前記無線通信サブシステムは、前記生体電位取得サブシステムが前記広帯域心臓位相勾配信号を取得しているとき、前記アンテナにわたる電磁放射の伝送を無効にするように構成され、
前記無線通信サブシステムは、前記生体電位取得サブシステムによる前記広帯域心臓位相勾配信号の取得直後、電磁放射の伝送を有効にするように構成される、システム。
（項目２５）
前記無線通信サブシステムは、Ｗｉ−Ｆｉ送信機、セルラーデータサービス送信機、モバイル衛星通信サービス送信機、および短距離２地点間通信送信機から成る群から選択された送信機を備える、項目２４に記載のシステム。

図１は、ある実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号を取得するように構成される、例示的装置の略図である。 図２は、例証的実施形態による、単一生体信号取得チャネルの略図である。 図３は、ある実施形態による、周波数ドメインに示される図２の例示的広帯域心臓勾配信号データの略図である。 図４は、例証的実施形態による、図１の生体信号取得チャネルの詳細図である。 図５は、ある実施形態による、信号搬送導体および遮蔽導体の電位を合致させる方法の略図である。 図６は、例証的実施形態による、例示的システムの略図である。 図７および８は、例証的実施形態による、統合された表面電極および増幅器回路を伴う広帯域心臓位相勾配信号取得システムの略図である。 図７および８は、例証的実施形態による、統合された表面電極および増幅器回路を伴う広帯域心臓位相勾配信号取得システムの略図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。 図１０は、ある実施形態による、図９の広帯域心臓位相勾配信号取得システムを含む、例示的生体信号取得（「ＢＳＡ」）基板の写真である。 図１１は、ある実施形態による、図１０のＢＳＡ基板を含む、例示的ＢＳＡ器具の写真である。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データである。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データである。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データである。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データである。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データである。 図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データである。 図１３Ａ、１３Ｂ、および１３Ｃを含む、図１３は、実施例として、図１２の取得された生体電位信号データから発生された広帯域心臓位相勾配信号データを示す。 図１３Ａ、１３Ｂ、および１３Ｃを含む、図１３は、実施例として、図１２の取得された生体電位信号データから発生された広帯域心臓位相勾配信号データを示す。 図１３Ａ、１３Ｂ、および１３Ｃを含む、図１３は、実施例として、図１２の取得された生体電位信号データから発生された広帯域心臓位相勾配信号データを示す。 図１４は、位相空間に存在する図１３の例示的広帯域心臓位相勾配信号を図示する。 図１５Ａおよび１５Ｂを含む、図１５は、例証的実施形態による、図１３の広帯域心臓位相勾配信号データと関連付けられた生体電位信号を取得するための患者の胸部および背中における表面電極の例示的留置の略図である。 図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。 図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。 図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。 図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。 図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。 図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。 図１７Ａ、１７Ｂ、および１７Ｃを含む、図１７は、図１６の取得された生体電位信号データから発生された例示的広帯域脳位相勾配信号データを示す。 図１７Ａ、１７Ｂ、および１７Ｃを含む、図１７は、図１６の取得された生体電位信号データから発生された例示的広帯域脳位相勾配信号データを示す。 図１７Ａ、１７Ｂ、および１７Ｃを含む、図１７は、図１６の取得された生体電位信号データから発生された例示的広帯域脳位相勾配信号データを示す。 図１８は、位相空間に存在する図１７の例示的広帯域脳位相勾配信号を図示する。 図１９Ａ、１９Ｂ、および１９Ｃを含む、図１９は、例証的実施形態による、広帯域脳位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号を取得するための患者の頭部および頸部における表面電極の例示的留置の略図である。 図２０は、例証的実施形態による、ＢＳＡ器具の例示的動作である。 図２１は、例証的実施形態による、ＢＳＡ器具１１００を動作させ、自己伝送からの干渉を低減させる方法２１００の略図である。

図面中の構成要素は、必ずしも、相互に対して正確な縮尺ではなく、同様の参照番号は、いくつかの図全体を通して対応する部品を指定する。

図１は、ある実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号を取得するように構成される、例示的装置１００の略図である。図１に示されるように、装置１００は、患者の胸部および／または背中１０８から広帯域心臓位相勾配信号を取得するために対応する表面電極１０６（表面電極１０６ａ、１０６ｂ、１０６ｃ、および１０６ｄとして示される）に動作可能に結合される、いくつかの生体信号取得チャネル１０４（例えば、チャネル１−１２であって、「生体信号取得チャネル０」１０４ａ、「生体信号取得チャネル１」１０４ｂ、「生体信号取得チャネル２」１０４ｃ、および「生体信号取得チャネルｎ」１０４ｄとして示される）を含む。いくつかの実施形態では、生体信号取得チャネル１０４は、種々の場所において、例えば、患者の頭部から、広帯域位相勾配信号（例えば、広帯域脳位相勾配信号）を取得するように構成される。他の実施形態では、広帯域位相勾配信号は、身体の他の面積から、例えば、ある器官に近接して取得される。

依然として図１を参照すると、各生体信号取得チャネル１０４は、そこで受信された生体電位信号を増幅し、殆どまたは全く非線形歪曲を信号経路の中に導入させない広帯域心臓位相勾配信号に対応する増幅された生体電位信号１１２（「ＢＩＯ＿ＳＩＧ_０」１１２ａ、「ＢＩＯ＿ＳＩＧ_１」１１２ｂ、「ＢＩＯ＿ＳＩＧ_２」１１２ｃ、および「ＢＩＯ＿ＳＩＧ_ｎ」１１２ｄとして示される）を発生させる、１つまたはそれを上回る増幅器回路１１０（図示せず―図４参照）を含む。

そのような非線形歪曲の実施例は、位相空間ドメイン内の広帯域心臓位相勾配信号を歪曲させ得る異なる周波数において信号に影響を及ぼし得る、位相歪曲を含む。加えて、非線形歪曲は、異なる取得チャネル間の信号経路内の変動性を含む。

図１に示されるように、生体信号取得チャネル１０４は、サンプリングされる信号のそれぞれの間の時間スキューが約１μｓ未満（例えば、約１０フェムト秒を上回らない）であるように、同時にサンプリングされ、増幅された生体電位信号１１２を、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられ、（例えば、位相空間ドメイン内の）後続分析のためにコントローラ１１８によって受信される、時系列データ１１６（「ＢＩＯ＿ＳＩＧ＿ＤＡＴＡ_０」１１６ａ、「ＢＩＯ＿ＳＩＧ＿ＤＡＴＡ_１」１１６ｂ、「ＢＩＯ＿ＳＩＧ＿ＤＡＴＡ_２」１１６ｃ、および「ＢＩＯ＿ＳＩＧ＿ＤＡＴＡ_ｎ」１１６ｄとして示される）に変換する、対応するアナログ／デジタル変換回路１１４（回路１１４ａ、１１４ｂ、１１４ｃ、１１４ｄとして示される）に結合される。

コントローラ１１８は、患者からの生体信号の取得および記録を管理し、遠隔データ記憶場所への記録された情報（例えば、生体信号、器具識別、および患者識別を含む）の伝送を管理する。いくつかの実施形態では、コントローラ１１８は、患者からの生体信号の取得および記録を管理し、コンピューティングデバイスとインターフェースをとり、記録された情報（例えば、生体信号、器具識別、および患者識別を含む）を遠隔データ記憶場所に伝送する。いくつかの実施形態では、処理は、限定ではないが、取得された生体電位信号から発生された広帯域心臓位相勾配信号から、駆出率（パーセンテージ単位）を予測する、虚血負荷を査定する、および／または冠動脈疾患を検出することを含む、心臓性能を判定するために使用される。いくつかの実施形態では、コントローラ１１８は、患者からの生体信号の取得および記録を管理し、例えば、ローカルでまたは遠隔で、生体信号の処理を管理し、結果をコントローラに動作可能に接続されるグラフィカルユーザインターフェース上に提示する。

いくつかの実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号１１２を収集するために使用されることに加え、表面電極１０６はまた、経胸インピーダンス読取値を収集するためにも使用される。インピーダンス読取値は、いくつかの実施形態では、例えば、後続分析の間、インピーダンスのために広帯域心臓位相勾配信号データを正規化するために使用される。

いくつかの実施形態では、システム１００は、パルスオキシメータ（ＰＯ２）センサ１３０とともに動作し、酸素飽和読取値を収集する、パルスオキシメータ回路１２８を含む。収集される酸素飽和読取値は、取得された広帯域心臓位相勾配信号データを拡張させるために使用されてもよい。いくつかの実施形態では、酸素飽和読取値と関連付けられたデータは、広帯域心臓位相勾配信号データの取得と並行して収集される。他の実施形態では、酸素飽和読取値と関連付けられたデータは、独立して、収集される。他のセンサまたは特徴もまた、含まれてもよい。

依然として図１の実施形態を参照すると、各アナログ／デジタル変換回路１１４は、他の生体信号取得チャネルと約１μｓ未満（例えば、約１０ｆｓ（フェムト秒）を上回らない）の時間スキューを有するように同時にサンプリングされる、高速シグマ−デルタコンバータを含む。アナログ／デジタル変換回路１１４の出力は、好ましくは、例えば、時系列データストリームとして、コントローラ１１８に提供される、シリアルデータストリームである。コントローラ１１８は、いくつかの実施形態では、事前に定義された周期にわたって取得されたデータ１１６（広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた）を集約し、収集されたデータをリポジトリ（例えば、記憶エリアネットワーク）に伝送するように構成される。いくつかの実施形態では、取得されたデータ１１６は、時系列データとしてファイル内で伝送される。いくつかの実施形態では、ファイルは、１つまたはそれを上回る、例えば、時系列データ、器具識別データ、器具性能データ、および／または患者識別データを含む。

他の実施形態では、コントローラ１１８は、ローカルで処理される、取得されたデータ１１６を記憶するように構成される。いくつかの実施形態では、取得されたデータは、取得システムによって処理され、所与の測定のための広帯域心臓位相勾配信号を判定し、これは、次いで、収集されるデータとしてリポジトリに伝送される。各時系列データおよび広帯域心臓位相勾配信号データセットは、約１００秒〜約２００秒の持続時間周期を有してもよい。

広帯域心臓位相勾配信号データは、いくつかの実施形態では、約５ＫＨｚ（キロヘルツ）を上回るサンプリング周波数を有する、広範囲の周波数を備える。いくつかの実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号データは、約１０ＫＨｚを上回るサンプリング周波数を備える。いくつかの実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号データは、約４０ＫＨｚを上回るサンプリング周波数を備える。いくつかの実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号データは、約８０ＫＨｚを上回るサンプリング周波数を備える。いくつかの実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号データは、約５００ＫＨｚを上回るサンプリング周波数を備える。種々の実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号データは、サンプリングされた周波数のその範囲内において殆どまたは全く非線形歪曲を有していない。

加えて、広帯域心臓位相勾配信号データは、約２μＶ（マイクロボルト）／ビット未満の分解能において、少なくとも約５ｍＶ（ミリボルト）の範囲を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓位相勾配信号データは、約１／２μＶ／ビットまたはそれ未満の分解能を有する。

１／２μＶは、大部分の従来の回路と関連付けられた熱雑音を下回るため、システム１００は、その独自の回路ならびに無線周波数伝送等の外部エネルギー源からの干渉を低減させるためのいくつかの特徴を含む。

図２は、ある実施形態による、時系列データとして示される、例示的広帯域心臓勾配信号データの略図である。広帯域心臓位相勾配信号データは、取得された生体電位信号の２つまたはそれを上回るものの差として発生される。いくつかの実施形態では、患者は、コモンモード電位に能動的に駆動され、取得された生体電位信号は、コモンモード電位を含む。そのような実施形態では、広帯域心臓勾配信号データは、コモンモード基準が、例えば、計算を介して除去された残りの信号である。提示されるように、広帯域心臓勾配信号データは、増幅および正規化され、コモンモード基準が除去されている。他の実施形態では、取得された生体電位信号は、ハードウェア回路を介して処理され、印加されたコモンモード電位を除去または正規化する。

図３は、ある実施形態による、周波数ドメインに示される図２の例示的広帯域心臓勾配信号データの略図である。

従来の心電図（ＥＣＧ）のものを超えるエネルギーおよび周波数成分を有し、従来、ランダム雑音であるように知覚される、広帯域生体電位信号は、遺伝子アルゴリズム（および他の機械学習アルゴリズム）によって判別され、具体的動脈およびその分岐の狭窄、虚血の識別、冠血流予備量比（ＦＦＲ）に関する推定される値を含む、心臓の領域流動特性を査定することができる、心臓生理学の測定可能データを含むことが発見された。雑音除去（例えば、雑音除去に先立って、クリーニング技法をデータに適用し、同一データ量をもたらす）は、信号処理における基本ステップである。しかしながら、例示される方法およびシステムは、信号の広帯域領域内における任意の雑音除去動作を伴わずに、得られる生体電位信号全体を処理する。従来、広帯域データ内の望ましくない雑音として知覚および／または分類されていたものは、多くの場合、着目信号である。行われない雑音除去の実施例は、限定ではないが、とりわけ、アナログベースの低域通過フィルタ、帯域通過フィルタ、高域通過フィルタ、およびデジタルベースのフィルタ、例えば、ＦＩＲフィルタ、バターワースフィルタ、チェビシェフフィルタ、メディアンフィルタを含む。

着目情報を取得された広帯域信号から除去することに加え、ある回路要素は、広帯域位相勾配信号の位相空間内の分析に影響を及ぼし得、例示されるシステムの信号経路内には含まれない、または最小限にされる、非線形歪曲を導入し得る。例えば、あるアナログ通過フィルタ（例えば、前述のように、とりわけ、アナログベースの低域通過フィルタ、帯域通過フィルタ、高域通過フィルタ、およびデジタルベースのフィルタ、例えば、ＦＩＲフィルタ、バターワースフィルタ、チェビシェフフィルタ、メディアンフィルタ）は、非線形群遅延を複数の取得チャネル間にもたらす、または周波数依存歪曲を個々の取得チャネルに導入し得る、位相歪曲を導入し得る。加えて、電界効果トランジスタ（例えば、ＭＯＳＦＥＴ）等のある回路要素は、不必要な静電容量およびゲート電界効果雑音を信号経路に導入し得る。加えて、雪崩降伏効果（例えば、ツェナーダイオード内に）を伴う、ある半導体および絶縁材料は、雪崩雑音を信号経路に導入し得る。

いくつかの実施形態では、信号は、位相線形操作を介して処理され、高周波数広帯域データの具体的側面の分析を可能にしてもよい。いくつかの実施形態では、信号は、完全に着目帯域外の周波数に影響を及ぼす操作または回路を介して処理されてもよい。いくつかの実施形態では、フィルタ処理されるこれらの周波数は、無線周波数範囲内またはそれを上回る。

図３に示されるように、広帯域心臓勾配信号は、従来の心電図測定より有意に高い約１ｋＨｚを上回る周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大約４ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約４ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大約５ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約５ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大６ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約６ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大約７ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約７ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大約８ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約８ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大９ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約９ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大１０ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約１０ｋＨｚ）の周波数成分を有する。いくつかの実施形態では、広帯域心臓勾配信号は、最大５０ｋＨｚ（例えば、約０Ｈｚ〜約５０ｋＨｚ）の周波数成分を有する。

図４は、例証的実施形態による、生体信号取得チャネル１０４の詳細図である。生体信号取得チャネル１０４は、殆どまたは全く非線形歪曲（例えば、本明細書で議論されるもの等）が信号経路の中に導入されないように、表面電極１０６に動作可能に結合する端子４０４に直接結合する入力４０２を有する、演算増幅器１１０を含む。この目的を達成するために、能動および受動フィルタは、好ましくは、信号経路内に留置されず、動作の間に導入され得る歪曲を低減させる。演算増幅器１１０は、好ましくは、約１５ｄＢ（デシベル）を上回る利得を提供し、広帯域位相勾配信号を発生させる。いくつかの実施形態では、演算増幅器１１０は、約２０ｄＢを上回る利得を提供する。演算増幅器１１０の出力４１４は、いくつかの実施形態では、アナログ／デジタル変換回路１１４（例えば、シグマ−デルタＡＤＣ）に結合される。

いくつかの実施形態では、各生体信号取得チャネル１０４は、能動雑音低減システムを採用する、ケーブル１２４（例えば、同軸ケーブルであって、ケーブル１２４ａ、１２４ｂ、１２４ｃ、および１２４ｄとして示される）にわたって個別の表面電極１０６に電気的に結合する。能動雑音低減システムは、いくつかの実施形態では、表面電極１０８と演算増幅器１１０との間のケーブル１２４ならびに演算増幅器とアナログ／デジタル変換回路１１４との間のケーブル４１６と併用され、そのような回路は、異なる回路基板上に位置する。

図４に示されるように、生体信号取得チャネル１０４は、表面電極１０８と演算増幅器１１０との間のケーブル１２４内の信号搬送導体４０８を能動的に遮蔽する、能動雑音低減システムを含む。ケーブル１２４は、いくつかの実施形態では、一対の撚線ワイヤである、第１の導体４０８（すなわち、信号搬送導体４０８）と、導体４０８を囲繞する、第２の伝導性層４０６とを含む。能動雑音低減システムは、投入された信号がケーブル内で搬送される信号に略合致する（例えば、少なくとも約９０％以内）ように、導体４０８内で搬送される信号をケーブル１２４の遮蔽体４０６に投入する、演算増幅器４１０を備える、遮蔽等化回路を含む。換言すると、能動雑音低減システムは、遮蔽体４０６を導体４０８と略同一電位に駆動し、これは、導体４０８と遮蔽体４０６との間の電気漏出を低減させる。

いくつかの実施形態では、演算増幅器４１０は、ユニティ利得増幅器として構成される。演算増幅器４１０の入力４１２は、利得増幅器１１０の入力に結合され、これはまた、端子４０４に結合される。演算増幅器４１０の出力４１４は、ケーブル１２４の伝導性層４０６に結合される。

図５は、例証的実施形態による、遮蔽等化回路の動作を図示する、略図である。図４および５に示されるように、ケーブル１２４の遮蔽体導体４０６は、信号導体４０８を囲繞し、演算増幅器４１０によって、信号導体４０８に合致または略合致する電位に駆動される。例えば、信号導体４０８が約−１．５Ｖの電位を搬送する場合、演算増幅器４１０は、遮蔽体導体４０６も約−１．５Ｖに駆動する。信号導体４０８と遮蔽体導体４０６との間の電位が、合致または略合致するため、それらの間の誘電電場は、最小限にされる。この目的を達成するために、外部干渉からの遮蔽導体４０６の摂動に起因して遮蔽導体４０６によって信号導体４０８に導入される摂動は、制振される。

例示的雑音除去サブシステム

測定された広帯域心臓勾配信号１１２の信号品質を改良するために、例示されるシステム１００（例えば、図１に示されるように）は、いくつかの実施形態では、生体電位測定に干渉し得る、患者の身体内を流動する環境雑音電流を排除または低減させる、雑音除去システム１２０を含む。雑音除去システム１２０は、患者の身体を、通常動作の間、環境雑音電流を短絡させる電位に能動的に駆動するように構成される。環境雑音は、とりわけ、近傍電子機器、伝送デバイス、およびローカルＡＣ電力システムを含む、種々の環境源から発生され得る。これらの源の一部または全部は、測定電極において、患者の生体電位を測定不能にさせる、または測定の分解能を低減させ得る、電圧を発生させ得る。

図１に示されるように、雑音除去システム１２０は、身体１０８の表面と電気接触する（例えば、直接または伝導性ゲルもしくはペーストを介して）、表面電極１２２に動作可能に結合される。いくつかの実施形態では、雑音除去システム１２０は、身体１０８を、２つの負電位値間で変動する、可変電位に能動的に駆動する。身体のコモンモード電位を２つの負電位値間で駆動することは、非線形歪曲を測定された信号の中に導入し得るフィルタを使用する必要性を除去しながら、身体内の雑音電流の除去を促進することが見出されている。

いくつかの実施形態では、所与の表面電極が、広帯域心臓位相勾配信号を測定するとき、半電池電位を信号経路内に形成し得る、ゲルまたは他の結合媒体もしくはデバイスと併用されてもよい。例えば、塩化銀ゲルは、３００ｍＶバイアスを信号経路内に導入し得る。いくつかの実施形態では、雑音除去システム１２０は、身体１０８を、負電位値の大きさが表面電極と関連付けられた予期される半電池電位ＤＣバイアス値を上回るように、２つの負電位値間で変動する、可変電位に能動的に駆動する。

依然として図１を参照すると、雑音除去システム１２０は、ケーブル１２４ｅを介して、身体１０８上に留置される、コモンモード電極１２２に電気的に結合される。いくつかの実施形態では、例えば、生体信号取得において使用されるものに類似する、能動雑音低減システムが、コモンモード表面電極１２２と雑音除去システム１２０との間のケーブル１２４ｅ内の信号搬送導体を能動的に遮蔽するために使用される。他の実施形態では、受動遮蔽体が、ケーブル１２４ｅの遮蔽導体がシステム１００の接地平面に結合されるように使用される。

雑音除去システム１２０は、いくつかの実施形態では、波形発生器と、演算増幅器とを含む。いくつかの実施形態では、波形発生器は、固定周波数発振器である。他の実施形態では、波形発生器は、例えば、コントローラ１１８から出力される制御信号に基づく周波数および振幅範囲内で変動し得るアナログ出力を発生させるように電子的にプログラム可能なマイクロコントローラである。図１では、雑音除去システム１２０は、制御ライン１２６を介して、コントローラ１１８に動作可能に結合されて示される。

いくつかの実施形態では、雑音除去システム１２０は、身体１０８を、負電位値と正電位値との間で変動する、可変電位に能動的に駆動する。

いくつかの実施形態では、雑音低減システム１２０は、身体１０８を、２つの正電位値間で変動する、可変電位に能動的に駆動する。

他の実施形態では、雑音低減システム１２０は、身体を、一定電位（例えば、約−１．５Ｖ_ＤＣ〜約＋１．５Ｖ_ＤＣの値または約−３．０Ｖ_ＤＣ〜約＋３Ｖ_ＤＣの値）に能動的に駆動する。

例示的ＢＳＡシステム

図６は、例証的実施形態による、例示的システム１００の略図である。図６に示されるように、システム１００は、図１に関連して説明されるように、生体信号取得チャネル１０４を含む、第１段混合信号基板６０２を含む。第１段混合信号基板６０２は、増幅された生体電位信号１１２を搬送する、１つまたはそれを上回るケーブル６０６にわたって第２段混合信号基板６０４に動作可能に結合される。第２段混合信号基板６０４は、図１に関連して説明されるように、アナログ／デジタル変換回路１１４と、マイクロコントローラ１１８とを含む。第２段混合信号基板６０４は、通信およびインターフェース機能性を提供する、第３段コントローラ基板６０６と通信する。

図６に示されるように、第２段混合信号基板６０４は、メモリ６０８と、インターフェース回路６１０とを含む。メモリ６０８は、データ１１６が、第３段コントローラ基板６０６に送信され、遠隔記憶装置に伝送されることに先立って、所与の測定に関する広帯域心臓位相勾配信号データと関連付けられた取得された生体電位信号データ１１６をローカルで記憶する。インターフェース回路６１０は、いくつかの実施形態では、光学アイソレータ等の通信隔離回路と、限定ではないが、電力および接地のため等の他の隔離回路とを含む。第３段コントローラ基板６０６は、集合的に、第２段混合信号基板６０４と動作し、そこで取得された広帯域心臓位相勾配信号データ１１６をオフロードし、例えば、無線通信を介して、遠隔記憶装置（例えば、クラウド内のリポジトリ）に伝送するように構成される、プロセッサ６１２と、メモリ６１４と、通信送受信機６１６と、インターフェース回路６１８とを含む。いくつかの実施形態では、第３段コントローラ基板６０６は、そこで取得された広帯域心臓位相勾配信号データを分析し、分析の出力をそれと関連付けられたグラフィカルユーザインターフェースに提示するように構成される。いくつかの実施形態では、第３段コントローラ基板６０６は、カスタムコンピューティングデバイスの一部である。他の実施形態では、第３段コントローラ基板６０６は、一般的コンピューティングデバイスの一部である。

統合された表面電極および増幅器

別の側面では、統合された表面電極と、増幅器回路とを含む、広帯域心臓位相勾配信号取得システムが、開示される。増幅器回路を表面電極における信号取得点により近接して位置付けることによって、干渉が導入され得る、表面電極と増幅器回路との間の信号経路が、除去されないまでも、低減され得るため、より高い信号品質が達成されることができる。

図７および８は、例証的実施形態による、統合された表面電極および増幅器回路を伴う、広帯域心臓位相勾配信号取得システム１００の略図である。図７に示されるように、演算増幅器１１０（増幅器１１０ａ、１１０ｂ、および１１０ｃとして示される）が、表面電極筐体７０２（表面電極筐体要素７０２ａ、７０２ｂ、および７０２ｃとして示される）内に格納される回路基板またはフレキシブル回路上に位置付けられる。いくつかの実施形態では、演算増幅器１１０の入力４０２（例えば、図４参照）は、直接、患者の身体１０８に接触する表面電極の伝導性パッドに結合する。演算増幅器１１０の出力４１２（例えば、図４参照）は、ケーブル７０４（ケーブル７０４ａ、７０４ｂ、７０４ｃとして示される）を介して、アナログ／デジタル変換回路１１４（ＡＤＣ回路１１４ａ、１１４ｂ、および１１４ｃとして示される）に結合される。

いくつかの実施形態では、例えば、図１に関連して説明されるものに類似する、能動雑音低減システムが、演算増幅器１１０とアナログ／デジタル変換回路１１４との間のケーブル７０４内の信号搬送導体を能動的に遮蔽するために使用される。他の実施形態では、受動遮蔽体が、ケーブル７０４ａ−７０４ｃの遮蔽導体がシステム１００の接地平面に結合されるように使用される。

図７にさらに示されるように、アナログ／デジタル変換回路１１４が、また、集合的に、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた取得された生体電位信号データを集約し、データを制御基板６０６に提供し、遠隔記憶装置にオフロードする、マイクロコントローラ１１８と、メモリ６０８とを含む、混合信号基板７０６上に位置付けられる。

図８に示されるように、図７に関連して図示および説明されるように、統合された表面電極および増幅器回路が、所与の取得チャネルのためにスナップボタン筐体８０２内に位置付けられ、カプセル化される。いくつかの実施形態では、スナップボタン筐体８０２は、直径約３／４インチである。他の実施形態では、スナップボタン筐体８０２は、異なる直径を有してもよい。増幅器回路８０４の出力は、いくつかの実施形態では、アナログ／デジタル変換回路１１４を含む混合信号回路基板をカプセル化する第２の筐体８０６に結合される、差動アナログ出力信号である。スナップボタン筐体８０２と第２の筐体８０６との間のケーブル７０４は、いくつかの実施形態では、長さ約４フィートであって、電力のための第１の対の撚線導体と、増幅器回路のアナログ出力信号を搬送するための第２の対の撚線導体とを含む、４つの導体を含む。第２の筐体８０６は、いくつかの実施形態では、寸法約１インチ×２．５インチであってもよい。第２の筐体８０６の出力は、コンピューティングデバイスに接続する、第２のケーブル８０８である。第２のケーブルは、いくつかの実施形態では、長さ約２フィートであって、電力導体、接地導体、およびデータラインのための高速デジタル導体を含む、４つの導体を含む。種々の筐体の他の寸法および種々のケーブルの長さが、使用されてもよいことを理解されたい。

例示的生体信号取得回路

図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄ、９Ｅ、９Ｆ、９Ｇ、９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、９Ｋ、９Ｌ、９Ｍ、９Ｎ、９Ｏ、９Ｐ、９Ｑ、９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ａ−９Ｖは、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号取得システムの回路図である。

具体的には、図９Ａは、システム１００の大まかな略図を示す。図９に示されるように、システム１００は、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号データを取得する、生体電位取得回路９０２と、オキシメトリデータを取得する、パルスオキシメトリ回路９０４とに結合する、メインコントローラ１１８を含む。システム１００はさらに、試験および開発のために通信をメインコントローラ１１８に提供するように構成される、ＵＳＢインターフェース回路９０６と、接続性をコンピューティングデバイス（例えば、図６に関連して説明されるように、デバイス６０６）に提供する、ＭＦｉインターフェース回路９０８とを含む。システム１００はさらに、電力システムを含み、電力を種々の回路に提供し、また、アナログ／デジタル変換のための基準電圧を提供する。

図９Ｂ、９Ｃ、および９Ｄは、電力回路の詳細図を示す。図９Ｂでは、電力をバッテリからシステム１００に供給するための電力回路が、示される。電力回路は、監視および充電回路を含む。図９Ｃでは、生体信号取得チャネルのための電力回路が、示される。図９Ｄでは、デジタル回路のための電力回路が、示される。

図９Ｅは、マイクロコントローラ１１８に対応するコントローラ回路の詳細図を示し、コントローラ回路は、マイクロコントローラ９１０（デバイス「ＥＦＭ３２ＧＧ８８０」９１０として示される）と、メモリ９１２（デバイス「Ｓ２３ＭＬ０Ｇ１」９１２として示される）とを含む。マイクロコントローラ「ＥＦＭ３２ＧＧ８８０」は、Ｓｉｌｉｃｏｎ Ｌａｂｓ（Ａｕｓｔｉｎ， ＴＸ）製ＡＲＭ Ｃｏｒｔｅｘ ＣＰＵプラットフォームである。メモリ「Ｓ２３ＭＬ０Ｇ１」は、Ｃｙｐｒｅｓｓ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（ＳａｎＪｏｓｅ， ＣＡ）製８ＧＢ（ギガバイト）ＮＡＮＤフラッシュメモリである。マイクロコントローラは、生体信号取得チャネルと動作し、そこで取得された生体電位信号データを受信し、取得毎にデータをＮＡＮＤフラッシュメモリにローカルで記憶する。

図９Ｆは、外部コンピューティングデバイスとのインターフェースを提供する、マイクロコントローラ９１４（デバイス「ＳｉＭ３Ｕ１６７」９１４として示される）を含む、ＭＦｉ回路９０８の詳細図を示す。図９Ｅのマイクロコントローラ９１０は、１つまたはそれを上回る広帯域心臓位相勾配信号データの取得の合間、ＮＡＮＤフラッシュメモリ内に記憶されるデータ（例えば、生体信号データおよび器具識別データ）を読み出し、データをＭＦｉ回路９０８を通して外部コンピューティングデバイスに転送する。

図９Ｇは、マイクロコントローラ１１８にアクセスするために使用され（例えば、試験および開発のために）、通常ランタイム動作の間、ユーザによるアクセスのために利用不可能である、ＵＳＢ通信回路の詳細図を示す。

図９Ｈ、９Ｉ、９Ｊ、および９Ｋは、統合されたＥＣＧフロントエンド回路（デバイス「ＡＤＳ１２９４」９１６として示される）を伴うアナログ／デジタルコンバータ９１６を含む、アナログ／デジタル変換回路の詳細図を示す。具体的には、図９Ｈは、制御ラインおよびデータラインを介した図９Ｌに示されるマイクロコントローラ１１８および生体電位増幅器回路とのアナログ／デジタル変換回路９１６の配線を示す。図９Ｉ、９Ｊ、および９Ｋはそれぞれ、アナログ／デジタル変換回路の電力平面および接地平面の容量性デカップリングならびにフィルタ処理の詳細図を示す。いくつかの実施形態では、アナログ／デジタルコンバータは、内蔵プログラマブル利得増幅器（ＰＧＡＳ）、内部基準、およびオンボード発振器を伴う、８チャネル同時サンプリング２４ビットデルタ−シグマ（ΔΣ）アナログ／デジタルコンバータ（ＡＤＣ）を備える。アナログ／デジタル変換回路の他の構成も、使用されてもよいが、アナログ／デジタル変換回路は、少なくとも約１７ビットの分解能、好ましくは、約２４ビットを有する。

図９Ｌ、９Ｍ、および９Ｎは、生体電位取得回路の詳細図を示す。図９Ｌでは、コモンモード基準を身体に提供する雑音低減回路９１８（「コモンモードドライブ９１８」として示される）、インピーダンス測定のために使用される正弦波投入回路９２０（「正弦波投入９２０」として示される）、および広帯域心臓位相勾配信号を取得するために使用される生体電位増幅器回路９２２（「生体電位増幅器」９２２ａ−９２２ｆとして示される）が、示される。生体電位増幅器回路９２２は、ケーブル１２４のピンに接続する、端子９２４（「Ｊ５００ ９２４」として示される）に結合される。

図９Ｌに示されるように、ケーブル１２４内の信号搬送導体を能動的に遮蔽する、能動雑音低減システムが、ケーブルの遮蔽体が各生体電位増幅器回路９２２において受信された生体電位信号（「ＥＣＧ＿ＩＮ＿１」９２６ａ、「ＥＣＧ＿ＩＮ＿２」９２６ｂ、「ＥＣＧ＿ＩＮ＿３」９２６ｃ、「ＥＣＧ＿ＩＮ＿４」９２６ｄ、「ＥＣＧ＿ＩＮ＿５」９２６ｅ、および「ＥＣＧ＿ＩＮ＿６」９２６ｆとして示される）の平均である電位に駆動されるように使用される。図４および５に関連して図示ならびに議論されるように、遮蔽等化回路が、投入された信号がケーブル内で搬送される信号に略合致する（例えば、少なくとも約９０％以内）ように、導体内で搬送される信号（例えば、生体電位信号９２６）をケーブルの個々の遮蔽体に投入する演算増幅器を含むように使用されてもよい。

図９Ｍおよび図９Ｎは、基準電圧を図９Ｌに示されるような生体電位増幅器回路と、図９Ｈに示されるような生体電位増幅器回路とに提供する、電力調整回路の詳細図を示す。

図９Ｏは、図９Ｌに関連して示されるように、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号を取得するために使用される、例示的生体信号取得チャネル９２２の詳細図を示す。図９Ｏに示されるように、例示的ＢＳＡ器具は、例えば、患者上の６つの生体電位電極のそれぞれから測定値を取得する。これらの電圧はそれぞれ、＋１．５Ｖ_ＤＣ基準（通常動作の間、患者の身体がコモンモード増幅器によって駆動される同一電圧）に対して測定される。演算増幅器Ｕ１Ａ（「ＬＭＰ２０２２」９２０として示される）およびＵ１Ｂ（「ＭＰＬ２０２２」９２２として示される）は、単一＋３Ｖ_ＤＣ供給源によって給電される。いくつかの実施形態では、単一負−３Ｖ_ＤＣ供給源が、負ＤＣコモンモード出力を提供するために使用される。

本明細書に議論されるように、基準コモンモード電位は、いくつかの実施形態では、＋１．５Ｖ_ＤＣ〜−１．５Ｖ_ＤＣで駆動することができる。身体を負電圧（例えば、−０．５Ｖ_ＤＣ）に駆動すると、入力段の利得を最大限にし、ＤＣバイアスが演算増幅器をクリッピング状態にしないように防止することが可能である。信号の利得およびダイナミックレンジは、負電圧が表面電極（例えば、塩化銀電極）によって発生されたＤＣ半電池電位を超えると、拡張されることができる。いくつかの実施形態では、ＤＣ半電池電位は、約３００ｍＶである。

図９Ｌおよび９Ｏに示されるように、演算増幅器Ｕ１Ａ９２０（図９Ｏ）は、直接、端子９２４（図９Ｌ）に結合する。この目的を達成するために、非線形歪曲および雑音を信号経路の中に導入し得る、能動ならびに受動フィルタおよび／または回路要素が欠けている。フェライトチョーク９２８（例えば、フェライトビーズ）が、信号経路内に留置され、高周波数雑音（例えば、無線周波数雑音）を抑制する。無線周波数信号は、概して、ＫＨｚ〜数百ＫＨｚである着目生体電位信号より数桁高い、ＭＨｚ範囲内であることに留意されたい。着目周波数では、フェライトチョーク９２８は、約１ｋΩのインピーダンスを有する。

依然として図９Ｏを参照すると、増幅器Ｕ１Ａ９２０は、抵抗器Ｒ２およびＲ１とともに、１０１の利得を提供する。したがって、Ｕ１Ａ９２０の非反転入力上の１ｍＶ（ミリボルト）ピークピーク値信号は、増幅器９２０の出力において１０１ｍＶピークピーク値に変換される。他の利得も、少なくとも約１５ｄＢを提供するように利用されることができることを理解されたい。いくつかの実施形態では、利得は、約２０ｄＢを上回る。

図９Ｌを参照すると、全６つの生体電位増幅器の出力９２８は、６チャネル同時サンプリングＡＤＣ（図９Ｈに関連して示されるように）にフィードされる。同時サンプリングＡＤＣの使用は、生体電位チャネル間の時間スキューを最小限にする。図９Ｌに示されるように、ＡＤＣ回路９１６は、少なくとも約１７ビット（例えば、約２４ビット）の分解能で、約０Ｖ〜約５Ｖの入力範囲にわたってサンプリングする。１０１の入力増幅器利得と組み合わせられると、これは、約０．３８μＶの全体的測定分解能を提供する。ＡＤＣ回路は、基本サンプリング周波数の８倍、すなわち、約８ｋＳＰＳでオーバーサンプリングし、計算において結果を平均し、付加的フィルタ処理を提供するように構成される。いくつかの実施形態では、ＡＤＣ回路９１６は、外部フィルタ処理の不在下、約８ｋＳＰＳの完全サンプリングレートにおけるエイリアシングを防止する、例えば、約２．７ｋＨｚにおいて内部アンチエイリアスフィルタを含む。他の実施形態では、アンチエイリアスフィルタは、取得された生体電位信号の分析の間に時系列データの処理を介して実装される。

雑音低減回路

図９Ｐは、コモンモード基準を身体に提供する、例示的雑音除去回路の詳細図を示す。

雑音除去システムの目標は、生体電位測定に干渉し得る、患者の身体内を流動する環境雑音電流を排除することである。雑音は、消費者電子機器、携帯電話、およびローカルＡＣ電力システムを含む、種々の環境源から発生され得る。これらの一部または全部は、測定電極において、患者の生体電位を測定不能にする、または測定することをより困難にするであろう、電圧を発生させ得る。

環境雑音に対処するために、ＢＳＡ器具ハードウェアは、コモンモード増幅器（演算増幅器Ｕ５０１Ｂ（「ＬＭＰ２０２２」９２４として示される））を採用し、患者の身体を可変電位（例えば、−１．０Ｖ_ＤＣ〜−２．０Ｖ_ＤＣまたは＋１．０〜＋２．０Ｖ_ＤＣ）もしくは一定電位（例えば、＋１．５Ｖ_ＤＣまたは−１．５Ｖ_ＤＣの値）に能動的に駆動し、したがって、通常動作の間、環境雑音電流を短絡させる。Ｕ５０１Ａ（「ＬＭＰ２０２２」９２６として示される）の反転端子は、アナログ信号を、例えば、基準電位（「ＶＣＭ＿ＲＥＦ９３０」として示される）を提供する、図９Ａに示されるようなマイクロコントローラ１１８から受信し、Ｕ５０１Ｂ（「ＬＭＰ２０２２ ９３２」として示される）は、本平均をその非反転端子に印加されたＶＣＭ＿ＲＥＦ電圧に合致させるように機能する。コンデンサＣ５００は、高周波数における増幅器の利得を限定し、したがって、その動作を安定化させる。

通常動作の間、ＶＣＭ＿ＲＥＦ９３０は、例えば、ＢＳＡ器具マイクロコントローラ１１８によって、一定の正＋１．５Ｖ_ＤＣまたは負−１．５Ｖ_ＤＣに設定される。しかしながら、本電圧は、導線接続性に関する付加的情報を提供するために、マイクロコントローラによって変調されることができる。ＶＣＭ＿ＲＥＦにおける変化は、基準導線およびチャネル導線が患者に接続される場合、直接、個々のチャネル増幅器出力上に現れるであろう。

正弦波投入回路

図９Ｑは、インピーダンス測定のために使用される、例示的正弦波投入回路９２０（図９Ｌにも関連して示される）の詳細図を示す。図９Ｑに示されるように、正弦波投入回路９２０は、電流を胸部インピーダンス測定のために患者の中に投入するために使用される、トランスコンダクタンス増幅器回路（「Ｕ５０３ ９３４」として示される）を含む。いくつかの実施形態では、トランスコンダクタンス増幅器回路は、プログラマブル電流を患者のＺ−軸の中に投入し、ひいては、患者の身体に関する多軸インピーダンス計算を導出するために使用され得る、電圧を他の４つの生体電位電極上に誘発する、演算増幅器を含む。いくつかの実施形態では、マイクロコントローラ１１８は、雑音低減回路によって発生された基準電圧（Ｖ＿Ｒｅｆ）だけオフセットされる、電流波形を発生させるように構成される。

図９Ｑに示されるように、抵抗器Ｒ５０７は、増幅器のトランスコンダクタンス利得を１μＡ／Ｖ（マイクロアンペア／ボルト）に設定し、抵抗器Ｒ５０４、Ｒ５０５、およびＲ５０９は、フィードバックネットワークを完成させる。コンデンサＣ５０２が、いくつかの実施形態では、高周波数フィルタ処理のために利用可能である。リレーＫ５００が、マイクロコントローラがＳＩＮＥ＿ＯＮ信号を正＋３Ｖに設定するとき、使用されるべきときのみ、電流投入回路を患者に接続するために採用される。いくつかの実施形態では、正弦波投入回路９２０は、約１ｋＨｚ〜約３ｋＨｚの周波数を発生させ、約１００μＡの最大振幅を有する。正弦波投入回路は、いくつかの実施形態では、少なくとも約５秒の持続時間にわたって波形を発生させるように構成される。他の波形および周波数も、胸部インピーダンスを判定するために使用されてもよい。

図９Ｒ、９Ｓ、９Ｔ、９Ｕ、および９Ｖを含む、図９Ｒ−９Ｖは、オキシメトリ回路の詳細図である。オキシメトリ回路は、パルスオキシメータ（ＰＯ２）センサと動作し、酸素飽和読取値を収集するように構成される。いくつかの実施形態では、酸素飽和読取値は、少なくとも１２ビットの分解能かつ２００サンプル／秒の最小レートで収集される。

除細動保護

図９Ｐに戻って参照すると、例示的ＢＳＡ器具の雑音低減回路は、患者への外部除細動の印加を持続させるように設計される。図９Ｐに示されるように、コモンモード増幅器回路では、抵抗器Ｒ５２４は、ツェナーダイオードＤ５００と協働し、外部除細動の間、Ｕ５０１Ｂを持続的損傷から防止する。

いくつかの実施形態では、個々のチャネル増幅器（例えば、図９Ｏ）では、除細動保護回路は、殆どまたは全く歪曲を接続される信号経路に追加せず、殆どまたは全く、デバイス劣化を伴わずに、複数回の除細動器ショックに耐えることができる、高速エアギャップリレーを含む。いくつかの実施形態では、組み合わせられた除細動、サージ、およびＥＳＤ保護回路が、使用される。例示的組み合わせられた除細動、サージ、およびＥＳＤ保護回路は、Ｍａｘｉｍ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ（Ｓａｎ Ｊｏｓｅ， ＣＡ）製ＭＡＸ３００３１保護デバイスである。

例示的ＢＳＡ基板

図１０は、ある実施形態による、図９の広帯域心臓位相勾配信号取得システムを含む、例示的生体信号取得（「ＢＳＡ」）基板１０００の写真である。図１０に示されるように、ＢＳＡ基板１０００は、生体信号取得チャネルの混合信号回路およびアナログ／デジタル変換回路を囲繞する、伝導性遮蔽体１００２を備える。ＢＳＡ基板１０００の入力および出力は、表面電極に接続する、ケーブル１２４へのコネクタ１００４内に組み合わせられる。ＢＳＡ基板１０００は、電力を取得回路に提供する、バッテリ１００６に接続される。ＢＳＡ基板１０００は、インターフェースをマイクロコントローラ１１８に提供する、ＵＳＢコネクタ１００８を含む。

図１１は、ある実施形態による、図１０のＢＳＡ基板を含む、例示的ＢＳＡ器具１１００の写真である。ＢＳＡシステムは、ＢＳＡ基板１０００（図１０参照）とインターフェースをとるコンピューティングデバイス１１０４（例えば、ポータブルコンピューティングデバイス）を格納する、筐体１１０２を含む。筐体１１０２は、表面電極（１０６ａ、１０６ｂ、１０６ｃ、１０６ｄ、１０６ｅ、１０６ｆ、および１０６ｇとして示される）と関連付けられたケーブル１２４に接続する、コネクタ１００４を含む。図１１に示されるように、表面電極１０６ａ−１０６ｆは、広帯域心臓位相勾配信号の取得のために使用され、表面電極１０６ｇは、コモンモード基準電極である。

図１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ、１２Ｅ、および１２Ｆを含む、図１２は、図１０に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して取得された例示的生体電位信号データ１１６である。生体電位信号データ１１６は、時系列データとして正規化され、コモンモード電位が除去されて示される。

図１３Ａ、１３Ｂ、および１３Ｃを含む、図１３は、実施例として、図１２の取得された生体電位信号データ１１６から発生された広帯域心臓位相勾配信号データを示す。図１３に示されるように、着目最大電位は、１０１の増幅を伴って、わずか約１ミリボルトまたはそれ未満である。広帯域心臓位相勾配信号データは、取得された生体電位信号データの差として発生される。図１３Ａでは、チャネル１およびチャネル２の差が、示される。図１３Ｂでは、チャネル３および４の差が、示される。図１３Ｃでは、チャネル５および６の差が、示される。

位相勾配信号は、例えば、身体上の２つの場所において取得された２つの生体電位信号間の差として、身体から取得された２つまたはそれを上回る生体電位信号から発生される。この目的を達成するために、位相勾配信号が、位相空間内の後続分析のために、本明細書に示されるものに加え、種々の電極において取得された生体電位信号の任意の所与のペアリングのために発生されることができる。

図１４は、位相空間に存在する図１３の例示的広帯域心臓位相勾配信号を図示する。示されるように、軸（「Ｘ」、「Ｙ」、および「Ｚ」として示される）はそれぞれ、図１３Ａ、１３Ｂ、および１３Ｃに示される広帯域心臓位相勾配信号に対応する。

とりわけ、本明細書に説明されるような非線形位相歪曲は、位相空間内のデータにおける非線形雑音（図１４）として示される、例えば、図１３Ａ、１３Ｂ、および１３Ｃに示される、差動信号内の誤差を発生させ得ることを理解されたい。この目的を達成するために、非線形位相歪曲を伴わない広帯域位相勾配信号の取得は、位相空間内の広帯域位相勾配信号の後続分析の正確度および精度を有意に改良することができる。

広帯域心臓位相勾配信号上で行われ得る、位相空間技法および分析の実施例は、上記で参照された米国仮出願第６２／３５４６６８号、「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｕｓｉｎｇ Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ Ｍａｃｈｉｎｅ Ｌｅａｒｎｉｎｇ ｔｏ Ｄｉａｇｎｏｓｅ Ｄｉｓｅａｓｅ」と題された米国特許出願第１５／１９２，６３９号、米国特許公開第２０１５／０２１６４２６号、米国特許公開第２０１５／０１３３８０３号、米国特許第８，９２３，９５８号、米国特許第９，２８９，１５０号、および米国特許第９，４０８，５４３号（それぞれ、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる）に説明される。

例示される実施形態によって発生された広帯域位相勾配信号データは、前述のように、種々の位相空間技法および分析のための入力として使用されてもよく、これは、ひいては、患者の健康状態を査定するための臨床上有用な情報を発生させるだけではなく、例えば、心臓または脳分野（広帯域心臓または脳位相勾配信号が使用されるとき等）、腫瘍学分野、胎内分野、またはヒトもしくは他の哺乳類の身体から放出される生理学的信号の完全スペクトルの全部もしくは一部がそのように使用され得る、任意の他の医療分野にあるかどうかにかかわらず、疾患状態およびそのステータスを正確に示し、区別し、かつ可能性として考えられる疾患発症を予測するために使用され、行われてもよい。例えば、そのような臨床上有用な情報は、次いで、さらに分析され、医師による精査および／または患者への提示のために、任意の数の報告、データセット、提示等に変換されてもよい（限定ではないが、スマートフォンまたはコンピュータを介した提示のためのデジタルフォーマット、紙報告フォーマット、プレゼンテーションスライドフォーマット、またはその他を含む、任意の数のフォーマットにおいて）。そのようなデータは、例えば、医師によって、患者のためのさらなる試験および／または治療を推奨するために使用されてもよい。本明細書に議論されるような生理学的信号を収集および処理するために使用され得る、方法およびシステムの実施例は、共同所有され、上記で参照された、２０１６年５月２３日に出願され、「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｃｏｌｌｅｃｔｉｎｇ Ｐｈａｓｅ Ｓｉｇｎａｌｓ ｆｏｒ Ｐｈａｓｅ Ｓｐａｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ Ａｎａｌｙｓｉｓ」と題された米国仮特許出願第６２／３４０，４１０号（その全体は、参照することによって本明細書に組み込まれる）に見出され得る。したがって、本発明は、本明細書に説明される生体信号取得器具を利用して、任意のタイプの哺乳類の生理学的信号を取得し、次いで、本明細書に説明される種々の位相空間技法および分析を使用してさらに処理され得る、広帯域位相勾配信号データに処理し、ひいては、患者およびその医師のために臨床上関連ならびに有用な情報を含む任意の数のフォーマットにおいて、そのような技法および分析に基づいてデータおよび／または報告を発生させるための方法ならびにシステムを検討する。

図１５Ａおよび１５Ｂを含む、図１５は、例証的実施形態による、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号を取得するための患者の胸部および背中における表面電極１０６ａ−１０６ｇの例示的留置の略図である。図１５Ａは、患者の胸部および背中への表面電極１０６ａ−１０６ｇの留置の側面図を示す。図１５Ｂは、それの表面電極１０６ａ−１０６ｇの留置の正面図を示す。示されるように、表面電極は、ｉ）第５肋間腔に対応する右前腋窩線の近位の第１の場所と、ｉｉ）第５肋間腔に対応する左前腋窩線の近位の第２の場所と、ｉｉｉ）第１肋間腔に対応する胸骨左縁の近位の第３の場所と、ｉｖ）胸骨の下方および剣状突起の側方の胸骨左縁の近位の第４の場所と、ｖ）第３肋間腔に対応する胸骨左縁の近位の第５の場所と、ｖｉ）第５の場所の正反対かつ脊椎の左の背中の近位の第６の場所と、ｖｉｉｉ）左腋窩線に沿った第２肋間腔に対応する右上腹部の近位の第７の場所とに位置付けられる。

広帯域心臓位相勾配信号の取得に加え、例示されるシステム１００は、広帯域脳位相勾配信号を取得するために使用されてもよい。

図１６Ａ、１６Ｂ、１６Ｃ、１６Ｄ、１６Ｅ、および１６Ｆを含む、図１６は、図９に関連して図示および説明されるように、例示的ＢＳＡ器具を介して患者の頭部から取得された例示的生体電位信号データ１１６である。生体電位信号データ１１６は、時系列データとして正規化され、コモンモード電位が除去されて示される。

図１７Ａ、１７Ｂ、および１７Ｃを含む、図１７は、図１６の取得された生体電位信号データ１１６から発生された例示的広帯域脳位相勾配信号データを示す。広帯域脳位相勾配信号データは、取得された生体電位信号データの差として発生される。図１７Ａでは、チャネル１およびチャネル２の差が、示される。図１７Ｂでは、チャネル３および４の差が、示される。図１７Ｃでは、チャネル５および６の差が、示される。

図１８は、位相空間に存在する図１７の例示的広帯域脳位相勾配信号を図示する。示されるように、軸（「Ｘ」、「Ｙ」、および「Ｚ」として示される）はそれぞれ、図１８Ａ、１８Ｂ、および１８Ｃに示される広帯域脳位相勾配信号に対応する。

図１９Ａ、１９Ｂ、および１９Ｃを含む、図１９は、例証的実施形態による、広帯域脳位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号を取得するための患者の頭部および頸部における表面電極の例示的留置の略図である。図１９Ａは、患者への表面電極１０６ａ−１０６ｇの留置の正面図を示す。図１９Ｂおよび図１９Ｃは、その表面電極１０６ａ−１０６ｇの留置の側面図を示す。示されるように、第１の差動チャネルに対応する、第１の２つの表面電極のセット（１９０２および１９０４として示される）は、左および右こめかみに留置され、第２の差動チャネルに対応する、第２の２つの表面電極のセット（１９０６および１９０８として示される）は、各耳の下に留置され、第３の差動チャネルに対応する、第３の２つの表面電極のセット（１９１０および１９１２として示される）は、頸部の両側の背面に留置される。システム１００のコモンモード電位出力に対応する、第７の表面電極（１９１４として示される）は、中心に留置されて示される。

図２０は、例証的実施形態による、ＢＳＡ器具またはデバイス１１００の例示的動作である。図２０に示されるように、ＢＳＡ器具１１００は、広帯域心臓位相勾配信号１１６を患者１０８から取得するように構成される。各ＢＳＡ器具１１００は、取得された広帯域心臓位相勾配信号データ１１６を複数のＢＳＡ器具１００に接続されるデータリポジトリ２００４（「ＭＤＤＳ２００４」（医療デバイスデータシステム）として示される）に伝送するように構成される、無線通信デバイス２００２に動作可能に結合される。各ＢＳＡ器具１１００の広帯域心臓位相勾配信号データ１１６は、リポジトリ２００４に記憶され、続いて、例えば、処理センタ２００６によって分析される。分析の出力は、クライアントデバイス２０１０を介して、診断リポジトリ２００８に動作可能に結合されるポータル２０１２から、臨床医にアクセス可能な診断リポジトリ２００８内に記憶される。

図２１は、例証的実施形態による、ＢＳＡ器具１１００を動作させ、自己伝送からの干渉を低減させる方法２１００の略図である。着目信号、すなわち、広帯域心臓位相勾配信号の所望の高品質取得のため、いくつかの実施形態では、ＢＳＡ器具１１００は、取得されたデータの伝送および広帯域心臓位相勾配信号の取得を協調させ、ＢＳＡ器具１１００と関連付けられた無線通信回路からの干渉を防止または低減させるように構成される。図２１に示されるように、広帯域心臓位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号の取得２１０２が、時間２１０４において行われる。いくつかの実施形態では、オキシメトリ測定２１０６が、同一時間周期と並行して行われる。広帯域心臓位相勾配信号の取得の間、ＢＳＡ器具１１００は、ＢＳＡ器具１１００の無線送信機を無効にするように構成される。図２１に示されるように、時間周期２１０４の間、ＢＳＡ器具１１００の無線送信機は、２１０８に示されるように、無効にされる（すなわち、脱励起される）。広帯域心臓位相勾配信号２１０２が、取得および記憶された後、ＢＳＡ器具１１００の無線送信機２１１０は、有効にされる。次の広帯域心臓位相勾配信号取得２１１２（時間周期２１１４として示される）に先立って、以前に取得された広帯域心臓位相勾配信号２１０２は、データ伝送２１１６内でリポジトリに伝送される。いったん伝送２１１６が完了されると、ＢＳＡ器具１１００の無線送信機は、時間２１１８において無効にされる。

上に述べたように、本開示のいくつかの実施形態が説明されたが、むしろ、前述の詳述される開示が、一例として提示されるにすぎず、限定ではないことが意図されることが、当業者に明白となるであろう。心臓内の異常の場所に関する非侵襲性方法およびシステムの多くの利点が、本明細書で議論されている。種々の改変、改良、および修正が、当業者に想起され、意図されるであろうが、本明細書では明示的に述べられていない。これらの改変、改良、および修正は、本明細書によって示唆されることが意図され、本開示の精神および範囲内である。

いくつかの実施形態では、広帯域位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号の取得は、身体の他の部分において行われ、種々の疾患および状態を診断してもよい。例えば、例示されるシステムは、腫瘍学のための広帯域位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号を取得するために使用されてもよい。例示されるシステムは、胎内発育を監視するための広帯域位相勾配信号と関連付けられた生体電位信号を取得するために使用されてもよい。

例示される方法およびシステムは、研究および臨床目的ならびに獣医学目的における動物の治療のための試験動物を含む、任意のタイプの哺乳類および動物から生体信号を取得するために使用されることができることが検討される。

加えて、処理要素もしくはシーケンスの列挙される順序、または数字、文字、もしくは他の記号の使用は、したがって、請求項に規定され得る場合を除き、請求されるプロセスを任意の順序に限定することを意図するものではない。故に、本開示は、以下の請求項およびその均等物によってのみ限定される。

Claims (20)

1. 装置であって、前記装置は、
   筐体と、
   第１の生体信号取得チャネルと第２の生体信号取得チャネルとを含む２つ以上の生体信号取得チャネルであって、前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルのそれぞれは、前記筐体内に配置されており、前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルのそれぞれは、
   患者上に置かれ、かつ、患者の頭部に近接して置かれるように構成されている関連付けられた表面電極から受信された生体電位信号を増幅するように構成されている利得増幅器と、
   それぞれの利得増幅器の出力を受信し、他の生体信号取得チャネルに対してそれぞれの増幅された生体電位信号を同時にサンプリングするアナログ／デジタル変換回路と
   を含み、
   各生体電位信号は、前記受信された生体電位信号において１ｋＨｚを超える位相歪みを生じさせる可能性があるフィルタ処理をすることなく増幅および変換される、２つ以上の生体信号取得チャネルと
   を備え、
   前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルの前記増幅され、同時にサンプリングされた生体電位信号は、広帯域心臓位相勾配信号データセットを集合的に形成し、
   前記生成された広帯域心臓位相勾配信号データセットは、位相空間分析において分析されることにより、報告および／または表示において出力データセットを生成し、前記出力データセットは、心臓疾患の診断に使用される、装置。
2. 前記装置は、前記筐体内に配置されている電位バイアス回路を備え、前記電位バイアス回路は、前記患者内を流動する環境雑音電流を短絡させる電位に前記患者を能動的に駆動するように構成されている、請求項１に記載の装置。
3. 前記電位バイアス回路は、
   波形発生器と、
   前記波形発生器に結合する駆動回路と
   を含み、
   前記波形発生器は、前記患者内を流動する環境雑音電流を短絡させる前記電位に前記患者を能動的に駆動するように構成されている、請求項２に記載の装置。
4. 前記生成された電位は、負電位を部分的に含む、請求項２に記載の装置。
5. 前記電位バイアス回路は、一定電位に前記患者を能動的に駆動するように構成されている、請求項４に記載の装置。
6. 前記装置は、
   前記筐体内に配置されている端子ブロックであって、前記端子ブロックは、所与の表面電極に関連付けられたケーブルに結合されるように構成されている複数のコネクタを含み、前記ケーブルは、前記所与の表面電極から受信された所与の生体電位信号を搬送する１つ以上の信号ワイヤをカプセル化する遮蔽層を含む、端子ブロックと、
   前記筐体内に配置されている雑音除去回路と
   を含み、
   前記端子ブロックは、前記１つ以上の信号ワイヤにわたって搬送される前記生体電位信号を受信するように構成されている入力と、前記複数のコネクタのうち前記所与のケーブルに対して前記遮蔽層に関連付けられた１つのコネクタに結合されるように構成されている出力とを有し、
   前記雑音除去回路は、前記ケーブルにおける雑音干渉を除去するために前記ケーブルによって搬送される前記生体電位信号を用いて前記遮蔽層を駆動するように構成されている、請求項１に記載の装置。
7. 前記装置は、
   前記筐体内に配置されている１つ以上の端子ブロックであって、前記１つ以上の端子ブロックのそれぞれは、表面電極に関連付けられたケーブルの遮蔽体に個々に結合されている、１つ以上の端子ブロックと、
   前記筐体内に配置されている遮蔽等化回路であって、前記遮蔽等化回路は、前記ケーブル内で搬送される信号を前記ケーブルの前記遮蔽体に投入するように構成されており、前記投入された信号は、前記ケーブル内で搬送される前記信号に略合致する、遮蔽等化回路と
   を備える、請求項１に記載の装置。
8. 前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルのそれぞれの前記利得増幅器は、前記１つ以上の端子ブロックのうちの１つの端子ブロックに直接的に結合されるように構成されており、前記端子ブロックは、複数のコネクタを含み、前記複数のコネクタのそれぞれは、所与の表面電極に関連付けられたケーブルを結合する、請求項７に記載の装置。
9. 前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルのそれぞれは、前記アナログ／デジタル変換回路の動作サンプリング周波数のナイキスト周波数を下回ってフィルタ処理するように構成されている低域通過アンチエイリアスフィルタを含む、請求項１に記載の装置。
10. 前記２つ以上の生体信号取得チャネルのそれぞれは、前記アナログ／デジタル変換回路を用いて、０．３μＶ／ビットよりも大きい測定分解能を提供する利得を伴って、前記受信された生体電位信号を増幅するように構成されている利得増幅器を含む、請求項１に記載の装置。
11. 前記装置は、単一の正電圧源を備え、前記利得増幅器は、前記単一の正電圧源によって給電される、請求項１０に記載の装置。
12. 前記装置は、低域通過アンチエイリアスフィルタを備え、前記利得増幅器は、前記低域通過アンチエイリアスフィルタと結合する出力を含み、前記低域通過アンチエイリアスフィルタは、前記アナログ／デジタル変換回路の動作サンプリング周波数のナイキスト周波数を下回る周波数で前記利得増幅器の前記出力をフィルタ処理するように構成されている、請求項１１に記載の装置。
13. 前記２つ以上の生体電位チャネルは、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２から成る群から選択された数のチャネルを含む、請求項１に記載の装置。
14. 各生体信号取得チャネルの前記アナログ／デジタル変換回路は、２マイクロボルト（μＶ）／ビット未満の分解能および５，０００ヘルツよりも大きいレートで、少なくとも５ミリボルト（ｍＶ）の事前に定義された電圧範囲にわたって広帯域心臓位相勾配信号をサンプリングするように構成されており、前記２つ以上の生体信号取得チャネルは、１マイクロ秒（μｓ）未満のチャネル間の時間スキューを伴って同時にサンプリングされ、各生体信号取得チャネルは、１５ｄＢよりも大きい信号対雑音比を有する、請求項１に記載の装置。
15. 前記装置は、胸部インピーダンス測定のために電流を前記患者の中に投入するように構成されている正弦波発生器を備える、請求項１に記載の装置。
16. 前記正弦波発生器は、出力を有し、前記正弦波発生器の出力は、前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルに関連付けられた２つ以上の表面電極に結合されるように構成されている、請求項１５に記載の装置。
17. 前記装置は、除細動保護回路を備え、前記除細動保護回路は、熱雑音または雪崩雑音を前記駆動回路の信号経路に追加しない切替要素を含み、前記駆動回路は、その出力において、前記除細動保護回路に結合されており、前記除細動保護回路は、１つ以上の短絡抵抗器のうち、前記除細動保護回路の前記切替要素に結合する短絡抵抗器に結合されている短絡インダクタを含む、請求項３に記載の装置。
18. 前記装置は、電極筐体を備え、前記電極筐体は、第１の表面電極を含み、前記電極筐体は、前記第１の生体信号取得チャネルの前記利得増幅器をさらに含む、請求項１に記載の装置。
19. 前記装置は、
    前記第１の生体信号取得チャネルに関連付けられた前記アナログ／デジタル変換回路を含む第２の筐体と、
    前記電極筐体の前記利得増幅器を前記第２の筐体の前記アナログ／デジタル変換回路に電気的に結合するケーブルと
    を備えた、請求項１８に記載の装置。
20. システムであって、前記システムは、
    筐体と、
    第１の生体信号取得チャネルと第２の生体信号取得チャネルとを含む２つ以上の生体信号取得チャネルであって、前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルのそれぞれは、前記筐体内に配置されており、前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルのそれぞれは、患者上に置かれ、かつ、患者の頭部に近接して置かれるように構成されている対応する表面電極から受信された生体電位信号を増幅するように構成されている利得増幅器を含む、２つ以上の生体信号取得チャネルと、
    第１のアナログ／デジタル変換回路と第２のアナログ／デジタル変換回路とを含む２つ以上のアナログ／デジタル変換回路であって、前記第１のアナログ／デジタル変換回路および前記第２のアナログ／デジタル変換回路のそれぞれは、前記筐体内に配置されており、前記第１のアナログ／デジタル変換回路および前記第２のアナログ／デジタル変換回路の各出力は、前記第１のアナログ／デジタル変換回路および前記第２のアナログ／デジタル変換回路のうちの対応するアナログ／デジタル変換回路にフィードし、前記第１のアナログ／デジタル変換回路および前記第２のアナログ／デジタル変換回路は、前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルの前記増幅された生体電位信号を同時にサンプリングし、各受信された生体電位信号は、前記受信された生体電位信号において１ｋＨｚを超える位相歪みを生じさせる可能性があるフィルタ処理をすることなく増幅および変換される、２つ以上のアナログ／デジタル変換回路と
    を備え、
    前記第１の生体信号取得チャネルおよび前記第２の生体信号取得チャネルの前記増幅され、同時にサンプリングされた生体電位信号は、広帯域心臓位相勾配信号データセットを集合的に形成し、
    前記生成された広帯域心臓位相勾配信号データセットは、位相空間分析において分析されることにより、報告および／または表示において出力データセットを生成し、前記出力データセットは、心臓疾患の診断に使用される、システム。
    
    

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