JP3104991B2

JP3104991B2 - 電極アッセンブリ

Info

Publication number: JP3104991B2
Application number: JP02503744A
Authority: JP
Inventors: ジェイコブセガロヴィッツ
Original assignee: ジェイコブセガロヴィッツ
Priority date: 1989-02-15
Filing date: 1990-02-12
Publication date: 2000-10-30
Anticipated expiration: 2015-10-30
Also published as: CA2009804C; AU642406B2; EP0458883A4; HK1005305A1; EP0458883B1; JPH04505564A; DE69029130D1; WO1990009143A1; IL93389A; ES2096586T3; AU5156890A; CA2009804A1; ATE145120T1; EP0458883A1; DE69029130T2

Description

【発明の詳細な説明】発明の背景発明の分野本発明は、医療機器に関し、特に、心電図および心臓
循環系モニタリングシステムに関するものである。

従来の技術どの筋肉も１つの動き、すなわち、収縮によってそれ
らの繊維を短くすることしかできない。このことは、ま
た、心臓の筋肉にもいえることである。ある筋肉のどの
動作も、収縮の過程において変化する電気的活動に関連
付けられている。筋肉活動に関連付けられた電気的信号
は、種々の組織を通して伝達され、最終的に身体の表面
に達し、そこで、その種の電気的信号は、その皮膚に適
用された電極によって検出されうる。こうして、電極に
よって検出されている信号は、適当な心電計装置によっ
て記録されたり、監視／記録ユニットにて観測された
り、または記録されたりしうる。このようにして得られ
た記録は、心電図または心拍モニターリングストリップ
と称されている。

1855年という早い時期において、鼓動する蛙の心臓に
ついて測定がなされているときに、心臓からの活動電流
が記録された。蛙の心電図の最初の実際の記録は、1887
年においてエー・デー・ウオーラー（A.D.Waller）氏に
よって作成された。人間の心臓の電気的活動信号（以
後、心臓信号という）の最初の記録は、1889年にエー・
デー・ウオーラー氏によって作成された。しかしなが
ら、近代的心電図は、単線検流計を発明し、それを、心
臓信号のカテゴリーの範囲内に入る短い持続時間を有す
る小さな電圧の記録に適用したアイントーベン（Eintho
ven）氏（標準手足リードＩ、IIおよびIIIの記録のため
の二極リード三角セッティングで有名な）に始まる。彼
の記録技術は、何年も前に最初に発表されて以来、それ
ほど改良されていない。ここで、ここに使用する“リー
ド”なる用語は、医学的な意味に使用されており、電子
的な意味に使用されているのではない（すなわち、“リ
ード”とは、心臓信号が観測されている空間的位置を意
味しており、ワイヤを意味するものではない）。

アイントーベンの研究開発の後、この種の研究開発
は、その全分野に亘って、ほぼ30年間停滞していたが、
その後、ウイルソン（Wilson）氏によって、単極記録に
使用されるゼロ電極および上端および下端局部リードが
紹介された。

全12リードシステムには、単極および二極信号が供給
される。単極リードは、単極端部または手足リードおよ
び単極心臓前部、即ち胸リードに分割されている。

単極手足リードは、 aVR−−単極右腕リード（Ｒは、右腕を示している）
と、 aVL−−単極左腕リード（Ｌは、左腕を示している）
と、 aVF−−単極左脚リードとであり、これらのすべてにおいて、“a"は、“拡大された”を
意味する。

単極胸リードは、胸の正確な位置を表す添字数字を付
した文字Ｖで示される。標準的な心電計セッティングに
おいては、６つの心臓前部リード、V₁−V₆がある。

標準二極リードにおいては、リードＩは、両腕の間の
電位差、すなわち、（左腕電位−右腕電位）である。リ
ードIIは、左脚電位と右腕電位との電位差である。リー
ドIIIは、左脚と左腕との間の電位差である。もし、こ
れらのリードを身体上に図式化して表すならば、それら
は、本質的に、等辺三角形を描くことになる。この心電
計は、電極からそれに加えられる電位からリード電圧を
発生する。心電計において使用される用語“リード”
は、心臓の電気的インパルスの配置図を意味する。この
配置図は、リード間で変化する。

心電計は、医療業務において、広く使用される。標準
心電計は、心臓信号を検出しそれら心臓信号を12リード
心電図評価へと変換するのに、少なくとも10本のワイヤ
を必要としており、それらワイヤの一端は、患者の身体
に取り付けられ、他端は、心電計に取り付けられるもの
である。また、リードV₁−V₆の記録を得るために６つの
電極を胸または心臓前部領域へ取り付け、リードＩ、I
I、III、aVR、aVLおよびaVFの記録を得るために４つの
電極を患者の腕および脚に取り付ける必要がある。心臓
の拍動を監視するためには、３つの電極と３つの端子ワ
イヤを胸に適用するだけでよい。10本の電極を患者に取
り付けた後、特定のワイヤを各特定の心電計端子と所定
の位置の関連した電極との間に接続しなければならな
い。12リード心電図とは、12種類の心電図が導出（誘
導）されることを意味している。

このような従来のシステムでは、次のような要因のた
めに、しばしば多くの問題が生じ、また、面倒な操作が
必要となったりしてしまう。

1. 心電計からの端子ワイヤを、所定の順序で末端電極
に接続しなければならない（所定の手足およびサイドを
所定のワイヤへおよび特定の心臓前部ポイントを所定の
心臓前部ワイヤへ）。特定の位置の電極と心電計からの
特定の関連のワイヤとの間の接続を実際に間違えてしま
うということが比較的に頻繁に起きる。

2. 10本の端子ワイヤは、しばしば、互いにもつれるこ
とがあり、そのもつれを解くのに相当の時間がかかって
しまう。

3. 心電計を、比較的に異常な条件のもとで動作する総
合的冠状動脈管理自動車ユニットによって作動させる場
合には、生命を脅かすような状態があるので、そのシス
テムの使用速度がしばしば決定的な要素となる。このよ
うな使用環境においては、従来既存の心電計システム
は、実際的なものではない。

4. 端子ワイヤは再使用されるので、それらワイヤがも
ともと製造時欠陥を有していたり、または長期間に亘る
時間の間にそのような欠陥が生じたりすれば（それら欠
陥を検出するにはしばしば困難がある）、そのシステム
（心電計またはモニタ）の動作は不満足なものとなって
しまう。

5. 外科的処置の間、患者の不整脈が監視される。無菌
場所の真下又は側を通るワイヤがその外科的処置の間に
患者に取り付けられた電極から外れる度に、その無菌の
外科的処置場所の外側で必要なワイヤを接続し直すこと
は難しい。心臓の機能の監視は重要なので、これは時間
の浪費であるばかりでなく外科的処置を中断させる。

6. 入院加療中、鼓動を監視されている患者は時々病院
内を歩き周ることを許される。病院内を散歩したり、休
憩室を訪れるたりするためにしばしば患者は、ベッド側
のモニタのワイヤを外し、それによりモニタからの電極
信号が中断する。この間、鼓動の監視はできなくなる。

したがって、本発明の目的は心電図を撮る際の心電計
の利用に関して及び患者の監視に関してこれまでに遭遇
した問題を解決することである。

本発明の更なる目的は、患者と心電計又はモニタとの
間の物理的な接続を排除した心電計監視システムを提供
することである。本発明の更なる目的は、ワイヤレス電
極の標準的な数を減らしても完全な標準の12リード心電
計を与える心電計監視システムを提供する。

発明の概要本発明の好ましい実施例によれば、二つの部分で成る
医療監視システムが開示されている。一つの部分は、特
定の電気信号の検出及び解析のために患者に取り付けら
れる電極を有し、第２の部分は信号を解析するための受
信装置である。第２の部分は、最初の二つの部分の間に
何らワイヤを接続する必要のない電極により検出された
信号を表示するモニタ又はECGプリンタに関連して用い
られる。各ワイヤレス電極は他のすべての電極から独立
して動作し、内蔵され且つ自己電源を有し、その測定信
号を監視装置部分の対応する個別の受信器に個別に送信
する。電極から適当な信号を受けると監視受信部分の受
信器が確実に動作するために、電極の各々は監視ユニッ
トの対応する受信器だけが復号できる符号化パターンで
信号を送信する。さらに、本発明の一実施例では、患者
に接続される電極の一つが１つの受信器を有し、監視ユ
ニットが対応する送信器を有し、その送信器は誤信号を
受けて受信器が動作しないように符号化される。

本発明はまた“完全な”標準の12リード心電図（EG
C）監視に必要な10個の電極の幾つかの様々な形状、即
ち組分けを提供している。個別の適当な機能を維持しつ
つ電極を組分けすることにより、患者に取り付ける機器
の数が減り、従って電極を取り付けるのに要する時間も
短縮でき、更に患者の誤った部位へ電極を取り付けるこ
とによるエラーの機会も最小となる。

システムにより検出され発信される心電計の機能の情
報は、特に下記特性についてあらゆる専門家的な基準及
びベクトル進行、持続時間、強度及び形状特性のの精度
レベルに一致する。

1. 鼓動 2. 心拍数 3. Ｐ波 4. Ｐ−Ｒインタバル 5. QRSインタバル 6. QRSコンプレックス 7. STセグメント 8. Ｔ波 9. Ｕ波 10. Ｑ−Ｔ持続時間システムは電極システムと監視受信ユニットとの間が
50mの定格範囲内で機能する。この形状は単一チャンネ
ル又は複数チャンネル心電計、モニタ、又はホルター
（Holter）とともに動作するのに適する。それらの装置
の各々は据付式又は携帯用であってもよく、バッテリ又
はAC電源で動作してもよい。本発明のシステムの受信復
調複号ベースユニットは、現存の独立した心電計に接続
でき、又はその小型の寸法のために、新し世代の機械に
統合することができる。同じ設備において動作する複数
システムの間の干渉は、相互に100m以内もしくはそれ以
上の範囲内で、送信器の各々並びに対応するシステム及
び他のすべてのシステムの対応する受信器について異な
る中心周波数を選択することにより防止される。

電極は同心の外部リングで成り中心に皮膚接点がある
円形のもので、外部リングは患者の体に対する基準電位
接点であってもよい。これとは別に、相互に隔置された
接点を備えた電極が用いられてもよい。その接点の一方
は信号接点すなわちピックアップ接点であり、他方は基
準接点すなわち零電位接点である。

ここでは、患者の体の電極と監視受信ベースユニット
とを接続する無線周波数（RF）システムを参照している
が、回路及び適当な動作環境、超音波若しくは光伝送技
術だけでなく他の技術における些少の変更が用いられて
もよい。

或る実施例では、ユニポーラ、左腕、右腕、及び左足
の信号がベースユニットのブリッジすなわち“ウイルソ
ン（Wilson）”ネットワークに送られて右足基準電極又
は重要でない電極へ加えるための基準信号を派生させ
る。その基準信号は、ベースユニットにおいて周波数変
調（FM）送信器を変調させるために使用される。右足電
極において、バッテリ動作の受信器が重要でない信号又
は基準信号を検出し、複号し、増幅してその信号を２接
点電極を介して右足に加えてシステムの信号路を完成さ
せる。これとは別に、左腕、右腕及び左足の信号の平衡
混合結合信号がベースユニットから右足RF受信機電極に
送られ、その結合信号が右足に加えられる。

二極リード記録を参照すると、電極はその電極の位置
の一致性を許す各電極のスイッチ可能な特性を有してい
る同じワイヤレス型において機能するので、手足の信号
の特定の組み合わせがECGにおいて、Ｉ、II及びIIIのリ
ードを発生するために利用される。

同様に、本発明によれば、前胸部の電極V₁−V₆は処理
及び利用のため基地局に適当な、各々のチャネルに無線
方式（ワイヤレス型）で結合される。

本発明の他の実施例では、ベースユニットにおいて右
脚上の電極と、関連する受信器及び対応する送信器が除
去され、患者に置かれなければならない電極アッセンブ
リの数を更に減少する。電極アッセンブリの更なる減少
は全ての胸部電極が設けられるストリップを用いること
によって達成される。

図面の簡単な説明本発明及び先行技術に対する本発明の利点は図面と共
に明細書を読むことによって良く理解することができる
であろう。

図１は本発明の第一実施例による無線心電計システム
のブロック図である。

図1Aは図１のシステムにおける付加電極の分布の図形
表示である。

図２は本発明において使用する同心状電極の図であ
る。

図３は無関係な信号を発生するためのウイルソンネッ
トワーク或いはブリッジを示す図である。

図４は右脚の信号を発生する回路図である。

図５は図２の同心状電極の正面図である。

図６は電極の他の形状の正面図である。

図７はイネイブラーコードと送信器周波数を切り換え
ための電極送信器手段のブロック図である。

図８は本発明の第二実施例による無線心電計システム
のブロック図である。

図９は本発明の第三実施例による無線心電計システム
のブロック図である。

図10Aは患者の胸に簡単な取りつけをするための６つ
の胸部電極用の電極ストリップの一配例を示す電気接触
側の平面図である。

図10Bは患者の胸に簡単な取りつけをするための６つ
の胸部電極と左側電極用の電極ストリップの第二配列を
示す電気接触側の平面図である。

図11は送信器アッセンブリを使い捨て電極に取り外し
可能な取りつけ用のスナップ取りつけ配列の側断面図で
ある。

図12Aは本発明の送信器／電極アッセンブリの一部を
切り欠いた斜視図である。

図12Bは本発明の送信器／電極アッセンブリの斜視図
である。

好ましい実施例の詳細な説明図１は本発明の第一の実施例である。図１において、
本システムの手足の電極位置を示すための人体は棒線で
示されている。電極10は左腕に接続され、電極12は右腕
に接続され、電極14は右脚に接続され、そして電極16は
左脚に接続されている。これらの電極の各々は患者に接
触する２つの接触面を必要とする。それらは図２に示さ
れた同心型か或いは図６の離間型である。図２の型にお
いて、外部導体ストリップは局部的にゼロ或いは基準電
位を確立するために用いられ、中心のコネクタは送信信
号用の電源か或いは受信モードの信号の受信点である。
外部リングは局部的性質の不関電極として参照すること
ができる。図６の型においては、一つの接点は信号電極
であり、他の接点は基準すなわち不関電極である。

電極10からの出力信号は符号化器−変調器20に導く増
幅器に供給される。こうして取り出された信号はアンテ
ナ24に接続されている送信器22を変調するために用いら
れ、アンテナから変調RF信号が放射される。増幅器18は
デュアルステージの演算増幅器を有するマイクロチップ
型RC4560で構成することができる。符号化器−変調器20
は40H393と組み合わせて、CM8555IPA或いはそれと同等
なもので構成することができる。デジタル符号化が用い
られると、信号送信周波数は全ての送信器に対して用い
ることができる。しかしながら、もし、電極10からの信
号によってアナログ変調が用いられると、符号化器−変
調器20は単に変調器として動作するにすぎないし、各々
の送信器は種々の中心周波数にセットされる。送信器22
と他のチャネルの対応送信器はコルピッツ発信器を有す
る930F5マイクロチップで構成することができる。シス
テムによって再生されなければならないオーディオ周波
数範囲は0.05Hzから125Hzである。搬送周波数のFMの偏
位は典型的には搬送周波数の40％よりは大きくない。

図に示されているように、増幅器18の出力信号は付加
増幅器19を通して、心臓の信号が電極10で受信されると
きに光パルスを発するLED21にも供給される。この心臓
の信号指示器はもし必要なら、各々の電極において与え
られる。

電極12からの心臓の信号は高利得、低雑音の増幅器で
ある増幅器26に供給され、増幅器26の出力信号は符号化
器−変調器28へ供給され、そこから送信器30に供給され
る。送信器30の出力信号は放射のためアンテナ32に給電
される。

左脚電極16からの心臓の信号は増幅器34に供給され、
増幅器34の出力信号はFM送信器38を変調するために符号
化器−変調器36に供給される。送信器38の出力信号は放
射のためアンテナ40に給電される。

アンテナ24よって放射された信号はアンテナ42によっ
て受信され、受信器−復調器44に導かれる。そしてその
信号の出力は復合化器46に、そしてそれからバファ増幅
器48に供給される。

アンテナ32からの信号はアンテナ50によって受信さ
れ、受信器−復調器44に導かれる。その出力信号は復合
化器50に、そしてそれからバファ増幅器48に供給され
る。

同様に、アンテナ40からの信号は、アンテナ56に入力
され、その信号は、受信器−復調器58で復調される。こ
の受信器−復調器58はその出力信号をバッファ増幅器バ
ンク48に与えるための復号化器60に供給する。バッファ
増幅器バンク48には、それぞれ肢脚信号チャンネルを伝
送する一連の増幅器が存在することを理解されたい。バ
ッファ増幅器48からの信号はいわゆるウイルソン“Wils
on"ネットワークに送られる。これは、本質的に図３に
示すように構成されるブリッジである。左腕信号、右腕
信号、左足信号はウイルソン“Wilson"ネットワークに
入力され、、中央端子（CT）に現れる不関すなわち基準
電位を発生する。本実施例では、CTでの信号は使用され
ないが、図４の実施例で使用される。そのかわり、ここ
では、右腕、左腕及び左足信号がバランシングアッテネ
ータ65（３つの独立した可変インピーダンスパス）に送
られその後混合増幅器66に送られ、ここでこの混合信号
は、内部ローノイズ、高ゲイン増幅器によって増幅され
る。混合増幅器66の出力信号は、符号化器−復調器68に
与えられ、アンテナ72による放射のためにアンテナ72に
接続された変調送信器70への信号を発生する。放射され
た基準信号は受信アンテナ74によって拾われる。このよ
うなアンテナ74は、可聴のあるいは準可聴の周波数領域
の信号を作る受信器−復調器に接続されている。このよ
うな信号は、符号化した場合には、復号化78で復号化さ
れ、その結果信号は右足に付けられた電極14の能動的接
点に接続された増幅器80に与えられる。これによって不
関すなわち基準電極14上にいわゆるゼロ電位が確立され
る。そのゼロ信号は単極肢脚リードの使用に関係するシ
ステムの動作に必要となる。同じ電極からの信号は、既
述した２極肢脚リードを発生させるのに使用させる。

そのシステムの送信器は、もし純粋にアナログ技術に
関係する場合には、たとえば72.080MHzの中心周波数に
セットでき、その中心周波数の周りに160KHZの倍数にセ
ット出来る。送信器はその中心周波数の間で160KHzの隔
たりで同時に動作するので、各々が対応する検出器中心
周波数を有するそれぞれの受信器における相互変調の問
題はなく、適性な受信信号が与えられる。たとえば400M
Hzバンドにおけるような極めて高周波数での動作では、
かなり短いアンテナでよいが、電力の要求が高まり図
５、12A及び12Bに示すようなシステムで用いられる電極
に関連してマイクロチップを搭載した小型バッテリの負
荷が大きくなる。このことは、同様に単極あるいは２極
リードのための信号を検出する電極にも当てはまる。デ
ジタル的に符号化するシステムに関しては、中心周波数
はシステム間で変更することができ、これによって、互
いに近接して動作するシステム間の干渉の可能性を減少
させることができる。

心臓前部電極での心臓信号に関しては、電極82及び8
4、送信器は前記した肢脚信号送信器に関連して示され
ている。繰り返すが、周波数は互いに異なって設定され
るが、高周波数領域ではこのことは問題とならない。ま
た、送信器と協働するさまざまな電極からの信号の電界
強さは低いので、局部の干渉から逃れる周波数を選択す
る場合の自由度はかなり多い。通常６つの心臓前部電極
が設けられ、したがって、このシステムでは、６つの心
臓前部チャンネル（簡単のために、第１及び第６番目も
のだけを図１に示すが、図示しないチャンネルも図示の
ものと同様である。）が設けられる。それぞれのチャン
ネルはその肢脚信号チャンネルにおける対応するエレメ
ントの送信及び受信構造を有する。たとえば、第１心臓
前部82及びそれと協働する送信器からの信号はアンテナ
86で受信され、受信器−復調器88に送られ、ここで可聴
及び準可聴領域の信号が得られ、心臓信号を再生するの
に必要な複号化のための復号化器90に送られる。したが
って、得られた心臓信号はバッファ増幅器バンク92に与
えられる。同様に、第６番目の心臓前部電極84に検出さ
れた心臓信号は協働する送信器によって送信され、アン
テナ94で受信される。つづいて、受信器−復調器96によ
って検出及び復調され、必要ならば、復号化器98で複号
化されてバッファ増幅器92に送られる。バッファ増幅器
92は、１つのバンクの増幅器であって、その６つの心臓
前部信号チャンネルのそれぞれに１つ設けられる。肢脚
信号と心臓前部信号は、その集積性を失うことなくリー
ド選択器100に送られ、リード選択器100は、市販の心電
図で見られる従来の形式のものであり、そのチャンネル
をそれぞれ選択することが可能になっている。リード選
択器100からの出力信号は、フィルター増幅器102に入力
され、つづいて、アナログあるいはデジタル心電図表示
装置に送られる。アナログ記録ペンはニードル104で示
されている。電流測定機構は要素106で示されている。
また、リード選択器100に入力される信号の選択された
ものは、直接モニター107に入力しあるいは、胸部だけ
におかれる電極で検出される信号から12のリード心電図
を作るためのホルター“Holter"システムに入力するこ
とができる。

図２を参照すると、本発明に関して使用する１つの電
極パッチ形状のものが示されている。電極パッチ110
は、導電性の信号接点要素112を有する。この信号接点
要素112は、これと協働し、たとえば、マイクロチップ
増幅器、符号化器−復調器、図１の送信器要素、あるい
は外部装置に接続される導電体113を有する。接点112
は、たとえば、アルミニウムで作られている。接点114
は、中立すなわち基準接点であって、接点114は接点112
との間隔“S"は代表的には、、２−4cm.もちろん、同心
リング接点114は導電性を有する。場合によっては閉円
状でなく円弧状でもよい。接点112及び114をたとえば、
非導電性のプラスチックフィルム体116で支持すること
ができる。接点114と112とがあまりひろく離れている
と、心臓信号の再生図の正確性は減少する。

図３にはいわゆるウイルソン“Wilson"ネットワーク
が示されている。このネットワークの目的は、検討中の
電界を作っている心臓２極からゼロ領域の電界を確立す
ることである。図３に示すように右腕、左腕、左足の電
位は３つの抵抗体120、122、124を介してつながってお
り、通常中央端子として参照されるゼロすなわち基準点
を作る。抵抗体120、122、及び124の大きさは、５、000
オームを越えており、通常の範囲は５、000−15、000オ
ームである。現実には、そのCTの電位はゼロとはならな
い。もしその電界が均一であり、その信号を発生する２
極が、頂点が３つの電極点LA、RA及びLLで形成される等
辺三角形の中心に正確に位置するならば、理論的には、
そのCTの電位は心臓信号発生器の２極の中間電位とな
る。抵抗体126、128及び130は同じ抵抗であり、心電図
分野のアイントーベン三角形をシミュレートする等辺三
角形を形成する。

図４の実施例によれば、このCT電位は増幅器129によ
って増幅された後、送信器70によりアンテナ72を通じて
受信器−復調器76へと送信される。そして、関連する素
子により、図１に示された右足電極14に与えられる。

図1Aのように、現在、心臓の前の位置で使用されるの
は、単極リードだけである。かつて肢脚は、不関すなわ
ち基準接続として働き得ると考えられていた。なぜな
ら、それは心臓前部の電極からは、比較的遠く離れてい
るからである。しかしながら、この場合はそうではな
く、つまり腕あるいは足は全く無関係なものではなく、
どちらの足が心電図の負極に接続されるかにより、変化
する度合いの結果が変わるということがすぐに明かとな
った。従って、上記したように中央電極を確立すること
が必要なのである。

足及び心臓前部の各々の電極と結合されているのは、
電源111（一般には電池）である。この電源111は、必要
とされる極性及び大きさのマイクロチップ作動電圧を与
えるものである。ベースステイション側において、必要
とされる極性及び大きさの集積回路（IC）作動電圧は、
バッテリあるいはACを基本とした電源115によって供給
することができる。

図５、12A及び12Bを参照すれば明かなように、各々の
電極パッチ110は、必要とされるマイクロチップ152（こ
れは電源150によって電力を得ているのであるが）及
び、アンテナ154と同様にそれ自身の電源150を備えてい
る。また、個々の心臓の鼓動に伴って点滅するLED21も
備えることができる。タブ161は、引っ張られると、電
源150をマイクロチップへと接続させ、そうしてそれに
関連する電極アセンブリを作動させる。これは右足の上
にある受信電極14及びその他の送信電極に対して当ては
まることである。

図12A及び12Bは、本発明の一般的な電極アセンブリの
斜視図である。これらは各々、電極110の上に取りつけ
られた電極アセンブリハウジング153を示す。ハウジン
グ153の上部には、電極位置表示器155が示されている。
図に示されれたもののうち、「RA」の文字はこの電極ア
センブリは患者の右腕上で使用するためのものであるこ
とを示している。電極アセンブリを識別するための他の
手段として、カラーコーディングのようなものも用いら
れる。たとえどのようなコーディング形態が用いらると
しても、これらのコードの各々は、これらの電極を患者
の誤った位置に取りつけてしまうことによって生じるエ
ラーの可能性を最小限にするように設計される必要があ
る。

またこの図には、周波数変更スイッチ176が示されて
いる。このスイッチは、爪状になった円型スイッチとす
ることができ、各々の周波数位置を正しく定め、且つオ
ペレータが周波数がどこに設定されているかということ
を容易に知るようにできる。同様に、これもまた爪状の
円型スイッチの形態をした符号化選択スイッチが、スイ
ッチ175、あるいはDIPスイッチ174として示されてい
る。

また、図12Aでは、プリント回路ボード156が見えるよ
うにその一部が切り取られている。このプリント回路ボ
ードは、アセンブリ内部のものであり、ボード156に取
りつけられ、電池チップ151を通じてそれと接続されて
いる電池150を持つ。電池チップ151に対して連続的に接
続されているのは、一対の電気的導電性バネフィンガ15
9であり、それらは互いに隣接して取りつけられてい
る。これらのフィンガ159の間には、これらのフィンガ
が互いに接触するのを防ぐタブ161がある。従って、こ
れらのタブ161とフィンガ159との組み合わせは、電池15
0が使用前に放電することを防ぎ、且つ操作者がタブ161
を完全に除去することにより電極アセンブリを確実に作
動されることを可能とするON/OFFスイッチと機能する。
もしこのようなアセンブリを再び利用する場合には、タ
ブ161をフィンガ159の間に再び挿入して回路のスイッチ
を切るようにすべきであろう。

図６は、特に心臓前部において使用する際に有用な電
極構造158の代替形態を示す。信号電極160とゼロ基準電
極162との必要な分離を、胸の上で利用可能な限定され
た空間内で行っている。このストリップ電極構造は、マ
イクロチップ増幅器、符号化器−変調器、送信器モジュ
ール164（バッテリを含む）、及び信号入力のためのコ
ネクタ163、165を備える。

各電極は、電極からの信号の周波数あるいはデジタル
符号化形式を変化させる多位置スイッチを有することが
でき、これによって、電極の数を制限するために、患者
に使用されるべき電極位置に対するパラメータを、患者
に対して調べる必要があり、且つシステムを構築するの
に採用されるべき他の操作パラメータと整合するように
できる。

これらの電極には、体のどこに配置されるべきかを示
すよう、カラーコード、あるいはカラー表示が施すこと
ができる。これらの電極はまた、周波数あるいはコード
スイッチも含んむことができるため、１つの電極タイプ
を体の様々な位置で使用することができる。

図11は、電極／エレクトロニックスアセンブリの他の
形態であり、これは、いくつかの適用場所においては重
要なものとなるであろう。この電極132は、使用後に廃
棄可能な電極アセンブリ132と、再使用可能な電極アセ
ンブリ142の２つの部分からなる。電極アセンブリ132
は、基準接点134と電極の絶縁ボディを通じて接点の反
対側に伸びているそれに関連する接続位置ポスト及び、
信号接点138とそれもまた電極本体を通して伸びている
その接続ポスト140とを含む。エレクトロニックスアセ
ンブリ142は、電極アセンブリ132上に取り付けられ、接
点144及び146のそれぞれによって受け入れられるように
配置された接続ポスト136及び140と合致するようなサイ
ズ及び形態にされている。各々の接点144及び146は、電
気的な接点を形成し、接続ポスト136及び140を物理的に
捕らえるよう施されたスプリングとされている。

図７は、この働きをブロック図の形態で示したもので
ある。図７において、10個の電極のうちのどの電極から
の心臓信号も、図１に示された増幅器170に結合され
る。増幅器170の出力は、符号化器−変調器172に与えら
れる。この符号化器−変調器は、例えばタイプTSC−323
集積回路に見られるような、４入力NANDゲート部分を含
む。デジタル符号化が使用された場合にも、DIPスイッ
チ174により３つのデジットコードを選択することが可
能である。一方、もしアナログ符号化が使用された場合
であっても、周波数変更スイッチ176が送信器178に提供
される。図１に関連して記述された（ここで使用され
る）発振器は、与えられた電圧を変更することによって
調整可能である。このような電圧の変化は、スイッチ17
6を使用して、送信器の一部である電圧制御発振器（VC
O）の制御線に対して与えられた電圧を変化させること
よって達成される。このように、いづれかの方法によ
り、調査されなければならない電極の異なるタイプ数を
減少させることができる。それらのベースステイション
複合化器あるいは受信器−復調器は、固定されていても
よく、それらの電極符号化手段は、ベーススイテション
における目標信号チャンネルのコードあるいは周波数に
一致するよう調整されるであろう。同様に装着された受
信器−復調器もまた、複合化器あるいは受信器の中央周
波数のいづれに対しても同様に調整されなければならな
い。

適当に符号化された信号である所望の周波数の信号
が、アンテナ180に供給される。

このシステムは、ホルター（Holter）システムと共に
機能するように設けられており、このホルター・システ
ムにおいては、12個のリードの心電図が３個の電極の情
報から引き出される。この事実は、図１の要素109によ
り示される。

患者の右腕、左腕、及び左足に関する単極が、従来か
ら基準点として右足に関して測定されている。各信号が
ベースステーションに個別に伝送されるシステムを用い
ると、右腕、左腕、及び左足から基準点として患者の右
足に取り付けられた電極にワイヤを走らせるのは、望ま
しくない。図１に示される実施例において、右足の基準
点は、上述したように、ベースステーションにおける患
者の他の部分から作られ、その後右足の電極に伝送され
る。これは、10個の電極を有するアセンブリのアプロー
チである。右足は、歴史的に基準点として用いられてき
た。これは、初期の装置が、今日の電子デバイスの感度
及びノイズ拒否性能を欠いていたからである。

多くの実験を経て、以下のことが判明した。先ず、右
足より信号電極に近い基準点が使用でき、さらに単極aV
R、aVL、及びaVFと同様に二極リードＩ、II、及びIIIを
決定するのに必要な３個の信号の各々が、共通の基準点
信号を再構築することなく異なる基準点に関して、測定
されることが可能である。今日の電子デバイスにおいて
は、これらの基準点の各々が、対応する信号接点から少
なくとも２−4cmの所にあることを必要である。図２若
しくは図６に示されたような電極が、この目的のために
使用することができる。制御要素は、それゆえバックグ
ラウンドノイズから必要な信号を抽出する電子デバイス
の性能である。これは、９個の電極を有するアセンブリ
のアプローチである。

このため、本発明の第２実施例のシステムを図８に示
す。このシステムは、図１に示すような患者の右足上の
電極に関連して受信及び伝送のパスを備えていない。

本発明においては、ワイヤレス無線ECGシステムを作
る絶え間のない努力が成され、心臓前部電極ストリップ
182が設計された（第８及び図10Aを参照のこと）。スト
リップ182は、各心臓前部信号測定のための一対の接点2
02−213（信号接点は偶数番、基準接点は奇数番）を含
む。各接点202−213は、ストリップ182の一面上に他の
接点と空間的に離れて取り付けられ、さらに各接点202
−213は、ストリップ182を介して他の面に伸びる接続ポ
スト等を有している。心臓前部送信器アセンブリは、ス
トリップ182の他の面上に取り付けられており、さらに
適当な接続ポストに電気的に接続されている。心臓前部
電極は、患者のボディ上で、等しく離れ、１番目のもの
が患者の胸骨の左に対してほぼ1cmであり、６番目のも
のが患者の側部に近づくように位置すべきである。これ
を達成するために、種々の長さの心臓前部電極ストリッ
プ182が、製作可能である。またストリップ182のベース
材料は、弾力性のあるバンドのような弾性ゴムでもよ
い。患者の胸にこのストリップ182を保持するために、
接着領域216、218を、ストリップ182のいずれかの端部
に設けることができる。またストリップ182の全ての接
触面214を、12個の接点以外に接着材で被覆することも
できる。これは、４個の電極アセンブリのアプローチで
あり、これは、個別の右腕、左腕、及び左足のそれぞれ
のワイヤレス電極アセンブリと、追加のアセンブリを形
成するストリップ182上に取り付けられたV1乃至V6の電
極を備えている。

ECGのデータを得るのに正確さにおいてロスなく、左
腕の電極が患者の左側に移動できることが、次の実験に
より判明した。この実験の結果に基づく本発明の他の実
施例によれば、図10Aに示された細長い心臓前部の電極
の胸ストリップを設け、このストリップは、一対の接点
220、221を有し、患者の左側において左腕信号をモニタ
ーする。伸びたストリップ192が図10Bに示され、対応す
る電子デバイスが図９に示されている。これは３個の電
極を持つアセンブリのアプローチである。

図８若しくは図９に示す実施例のいずれにおいても、
ストリップ182若しくは192に取り付けられた伝送するア
センブリは、個別のユニットでもよく、このユニット
は、種々の電極の適当な接続ポストに取り付けられる。
またこのアセンブリは、共通のハウジング内に全てが含
まれる個別の送信器であってもよい。

本明細書のこの点まで、ワイヤレスECGに対してのみ
関連していた。しかしながら、患者からの信号のワイヤ
レス伝送は、モニターされる機能に関係なく、同様に伝
送され受信される。このようにして、脈拍、体温等を含
む真のワイヤレス無線モニタリングシステムが、本発明
の送信・受信装置により、容易に達成できる。

バックグラウンドノイズから所望の信号を分離する電
極アセンブリの可能性をさらに改良するために、増幅器
26、34を、図13に示すような微分入力増幅器とすること
ができる。微分入力増幅器26′は、反転端子と非反転端
子の２個の信号入力端子を備えている。右腕電極からの
信号は、非反転端子に接続され、ノイズピックアップコ
イル202は、反転端子に接続されている。ノイズピック
アップコイル202は、バックグラウンド・ノイズを検出
し、さらにそれを増幅器26′に供給するためのものであ
る。その根拠は、右腕電極からの信号と共に含まれる信
号からバックグラウンドノイズを減ずることにある。こ
れは、増幅器26′の２個の入力端子の符号における差異
により達成される。この理由は、増幅器26′からの出力
信号が、選択された要素により達成される２個の入力信
号の間の算術的差異だからである。このように各送信器
アセンブリにおいてこのタイプの増幅器を設けることに
より、信号ノイズを大幅に減らし、より感度が高くない
コンポーネントを用いることができ、すなわち、信号と
基準接点との間に少し離れた空間を持つ電極の使用が可
能になる。

なお本発明は、上記に実施例に限定されることなく、
当業者による種々の変形及び修正等が請求の範囲に含ま
れる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献特開昭63−49134（ＪＰ，Ａ) 実開平１−172805（ＪＰ，Ｕ) 実開昭62−155810（ＪＰ，Ｕ) 実開昭48−74685（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/04 - 5/0408

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】第１、第２の面を有する絶縁材料のストリ
ップ、前記絶縁材料の第１の面上に空間的に離れた位置
で前記絶縁材料のストリップによって保持される少なく
とも６つの複数の導電性接触要素の組であり、これらの
複数の導電性接触要素が患者からの生理的信号を検出す
るために患者の皮膚に接触する様に適合されている前記
複数の導電性接触要素の組、前絶縁材料の第２の面に保
持されるバッテリ、及び前記絶縁材料のストリップの第
２の面に保持され且つ前記バッテリに接続され、更に患
者からの生理的信号を受信するために前記導電性接触要
素に接続されていて、受信された生理的信号に従った無
線信号を送信するマイクロチップ増幅器及び送信手段か
ら成り、上方に心臓前部が位置する心臓、右腕及び左
腕、及び脚を有する患者に使用される電極アッセンブ
リ。
【請求項２】前記少なくとも６つの複数の導電性接触要
素が、心電図を得るのに使用される患者からの心臓信号
を検出するためのV₁乃至V₆電極に対応して前記絶縁材料
のストリップ上に構成されている請求項１記載の電極ア
ッセンブリ。
【請求項３】患者の右腕に関する情報を受信する位置で
患者に取り付けられる右腕導電性接触要素、患者の左腕
に関する情報を受信する位置で患者に取り付けられる左
脚導電性接触要素、患者の左腕に関する情報を受信する
位置で患者に取り付けられる左腕導電性接触要素、及び
患者に取り付けられる基準接触要素を更に含む請求項２
記載の電極アッセンブリ。
【請求項４】前記送信手段から離れていて、前記送信さ
れた情報を受信し且つそれから12リード心電図を発生す
るための受信手段を更に含む請求項３記載の電極アッセ
ンブリ。
【請求項５】前記送信手段が別体の複数の送信器を含む
ことを特徴とする請求項１記載の電極アッセンブリ。