JP3980702B2 - 測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生理的測定信号を捕捉している間、該生理的測定信号を記録するために患者に取り付けられた１つまたは複数の測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
P. Ask 等による "ECG Electrodes: A Study of Electrical and MechanicalLong-Term Properties", Acta anaesth. Scand. 1979, 23, 第１８９頁〜２０６頁には、ＥＣＧ電極の品質や皮膚に対する付着具合を検査するために電極のインピーダンスを測定することが示されている。この場合、様々な周波数の正弦波電流が、直列に接続された一対のＥＣＧ電極と基準抵抗とに加えられる。個々の電極インピーダンスは、相次いで印加される電圧と抵抗の両端で測定された電圧の振幅ならびに位相によって決まる。
【０００３】
アメリカ合衆国特許第４６５８８３１号、第４９１７０９９号ならびに第４９９３４２３号には、リード・オフを検出するための方法が記載されている。この場合、１つまたは複数の周波数の交流が測定電極へ加えられ、相次いで生じる電圧が測定される。さらに、アメリカ合衆国特許第４９１９１４５号およびアメリカ合衆国特許第５０２０５４１号には、ＥＣＧ電極およびそれらのリード線のインピーダンスを、位相のずらされた２つの搬送波信号を用いて監視することが開示されている。これらの方法は、個々の電極インピーダンスについての絶対値を供給するように構成されているのではなく、複数のＥＣＧ電極のインピーダンスに依存する値（和または差）を得るものであるし、中性電極のインピーダンスは測定されない。しかも、特定のＥＣＧ電極がはずれかけていることを検出できない。また、種々の周波数の電流を使用するため電極のインピーダンスが周波数とともに変化することから、付加的な測定が困難になる。
【０００４】
たとえば心電図記録におけるリードオフの検出のために直流を使用することも、従来から知られている。この場合、測定電極が患者からはずれかけると、接触インピーダンスが増加する。その際、適切に配置された抵抗によって、電極インピーダンスにおける直流の電位の増加を実現できる。この電位が所定の値を超えると、電極はもはや接続されているとはみなされず、つまりリードオフであるとみなされる。しかし、電極インピーダンスが純粋な抵抗成分ではないため、この検出のために直流を使用することには欠点がある。この場合、ある程度の分極が生じ、これは種々のタイプの電極で異なるものである。分極により引き起こされる電位を電極を流れる検出電流により引き起こされる電位と区別することはできないので、電極がはずれたことを検出できるようにするために必要とされるインピーダンスは、種々のタイプの電極で大きく変化する。
【０００５】
その他の欠点は、患者が動いたときにはインピーダンスも必ず変化することであり、その際、電極における電圧は動きに合わせて変化し、これによって約１Ｈｚのノイズが引き起こされる。このようなベースラインの変動を、ＥＣＧ信号に影響を与えずにＥＣＧからろ波して取り除くのは困難である。可能であるならば、ベースラインの変動を避けるため分極しない電極つまり分極により生じる直流オフセットを著しく抑えた電極を用いる。この場合の欠点は、電極が接続されているのか否かを検出するためだけに直流電位を加えなければならないことである。
【０００６】
患者に取り付けられた測定電極の信頼性のある監視は重要であるので、電極がはずれたときには警告が出される。電極ペーストが乾きはじめたり電極がはずれかけたりすると電極インピーダンスが高まり、ノイズの増加によって測定に誤りが生じることになる。また、電極インピーダンスが著しく高いと測定信号が抑圧される可能性もあり、これによって場合によっては誤診となるおそれがある。したがって、たとえばＥＣＧ信号に対する適正な絶対値を必ず得られるようにするための開示がなされている。
【０００７】
ドイツ連邦共和国特許出願公開第４１０６８５７号公報には生理的測定信号の処理装置が示されており、この装置によれば付加的な電極を介して患者の体にパルスが供給され、その電極は体のインピーダンスを介して、患者に取り付けられた測定電極と電気的に接続されている。そして患者の身体と接触している測定電極は、パルスに対する測定電極の応答を調べることで検査できる。しかし測定電極およびそのリード線のこのような検査は、操作員により可能にされたときにしか実施できず、つまり操作員がボタンを押したときにしか実施できない。電極を継続的に監視するためには、このような機能を他の方式で補わなければならず、たとえば先に述べた直流監視によって補わなければならない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
したがって本発明の課題は、生理的測定信号を記録しながら、患者に取り付けられた測定電極と中性電極ならびにそれらと接続されたリード線を監視できるようにし、既述の従来技術の欠点を解消するようにした装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明によればこの課題は、各測定電極は対応づけられた測定増幅器の１つの入力端子と接続されており、テスト信号発生器が設けられており、該テスト信号発生器は、患者から測定信号を捕捉している間、中性電極へ加えられる直流成分のない純粋な交流信号を発生させ、前記テスト信号発生器は２つの極の間の電圧として交流信号を発生させ、該テスト信号発生器の一方の極はノイズ抑圧増幅器の一方の入力端子と接続されて、前記ノイズ抑圧増幅器の他方の入力端子は、前記測定増幅器のうちの１つの出力端子と接続されているかまたは、回路網を介して複数の測定増幅器と接続されていることにより解決される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
このように本発明による装置は、直流成分を含まない純粋な連続的交流信号を供給するために、患者に取り付けられた基準または中性電極を利用している。これによって測定電極ならびにそれらと患者との接触部分を記録中に継続的に監視できるようになり、さらに直流電極の直流チャージングの問題点が回避される。また、ベースラインドリフトの問題が少なくなることに加えて、電極のチャージングが抑えられることによって、増幅器の過変調を引き起こす直流オフセットを伴わずに著しく安価な電極を使用できるようになる。本発明による装置によれば、後続の測定増幅器への入力インピーダンスを減少させることなく電極インピーダンスの測定も実施できる。このことが重要である理由は、入力インピーダンスが減少するとＥＣＧ信号が劣化されることになるからである。
【００１１】
本発明による装置の有利な実施形態によれば、第１の測定ユニットが測定増幅器の出力側と接続されており、これによってテスト信号により生じた出力信号を測定し、それにより不良な電極接触および／またはリード線を検出する。この場合、第１の測定ユニットは、測定増幅器の２つからのテスト信号により引き起こされた各出力信号間の差を、任意のやり方で求めるように構成されている。不良のない正常な動作の場合、テスト信号によってすべての増幅器入力側に等しい大きさの信号が現れ、誘導の形成において互いに減算されれば、それらの信号は現れなくなる。しかしながら、ある電極がうまく取り付けられていないと、その電極のインピーダンスは高くなり、該当する測定増幅器の入力側においてテスト信号により形成される信号は、電極インピーダンスと増幅器入力インピーダンスとの間の分圧により小さくなり、テスト信号の残留信号が上述のようにして行われる差の形成後にも残されたままになり、これによりある電極がうまく取り付けられていないことが指示される。
【００１２】
本発明による装置の別の実施形態によれば、テスト信号発生器の出力側にスイッチング手段が接続されており、これは中性電極と測定増幅器入力端子の１つとの間において任意のやり方でテスト信号を切り換えるために設けられている。したがってこの装置を、測定増幅器を較正するために利用することもできる。この較正は適切な時点で、たとえば装置のスタートアップと関連させて行われる。このためテスト信号はスイッチング手段により、まずはじめに患者を通過することなく測定増幅器の入力端子へ切り換えられる。種々のチャネルについて振幅が測定され、すべてのチャネルが同じ振幅を有するよう利得が調整される。この場合、絶対的な精度はテスト信号の精度により制限されるのに対し、相対的な精度は高めることができる。なお、周波数範囲全体の測定およびそれらの較正も可能である。増幅器の較正は同相除去のために重要であり、それらの間の関係はノイズたとえば交流系統のハムを除去するために重要である。また、増幅器の較正はＥＣＧ信号に対する適正な大きさを得るためにも重要であり、その理由は測定された絶対値が重要なものとされることによる。
【００１３】
本発明による装置の別の有利な実施形態によれば、テスト信号発生器の周波数はＥＣＧ信号に係わる周波数範囲よりも上に位置し、有利には２５０Ｈｚよりも上に位置する。本発明による装置は有利にはたとえば１ＫＨｚのサンプリングレートによってディジタルで動作する。目下の測定に対しいっそう高速なサンプリングレートが用いられ、誘導形成後、ダウンサンプリングが実行される。これにより通常、テスト信号は現れなくなる。なお、電極のインピーダンスはいっそう高い周波数でいっそう低いインピーダンスに周波数的に関連する。
【００１４】
次に、図面を参照しながら本発明の実施形態について詳細に説明する。
【００１５】
【実施例】
図１には本発明による装置の第１の実施形態が示されている。これは生理的測定信号を記録するため患者２に取り付けられた測定電極つまり測定電極Ｒ（右腕）、測定電極Ｌ（左腕）、測定電極Ｆ（足）とそれらのリード線を、継続的に監視するためのものである。各測定電極Ｒ，Ｌ，Ｆは、それらに対応づけられた測定増幅器４，６，８の入力端子の１つとそれぞれ接続されている。測定増幅器４，６，８の他方の入力端子は、共通の基準電位におかれている。この場合、測定しようとする生理的信号はたとえばＥＣＧ信号である。
【００１６】
テスト信号発生器１０は、ノイズ抑圧増幅器１２およびマルチプレクサ１４の形式のスイッチング手段を介して中性電極Ｎへテスト信号を送信する。このテスト信号は、いかなる直流成分も含まない純粋な連続的交流信号の形態をとる。ノイズ抑圧増幅器１２はユニット９を介して、測定増幅器４，６，８のうちの１つまたは複数の出力端子と接続されている。
【００１７】
図１によれば、電極Ｒ，Ｌ，Ｆ，Ｎの接触インピーダンスならびにそれらに接続されたリード線のインピーダンスはインピーダンスＺ_ｅｌとして表されており、入力インピーダンスはＺ_ｉｎとして表されている。
【００１８】
さらに図１には、Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４としてたとえば胸部に用いられる他のＥＣＧ電極が示されている。
【００１９】
患者の体に取り付けられるすべての電極は体のインピーダンスによって互いに電気的に接続されているので、中性電極Ｎを介して供給される信号によって測定チャネルＲ，Ｌ，Ｆの各々に応答信号が生じることになり、これらの信号がＥＣＧの記録と同時に継続的に測定される。
【００２０】
中性電極Ｎの役割は、測定増幅器の浮動接地が患者２と必ず同じ電位になるようにすることである。安全性の理由から患者の電位は浮動にしなければならないが、この電位は周囲殊にアースおよび隣り合う電力ケーブルに対する漂遊容量によって決まる。また、浮動増幅器系全体もアースおよび線間電圧に対する漂遊容量を有している。これらの漂遊容量間の関係は一般に患者と増幅器に対して同じものではないので、患者と増幅器との間には電位差が存在する。中性電極はこの差をなくすものである。その際、中性電極をハム電流が流れ、中性電極のインピーダンスのために電圧降下が生じる。中性電極が浮動接地点とじかに接続されていれば、この電圧降下は患者と増幅器接地点との間の電圧として検出されるようになる。そしてこの電圧を減少させようとするため、測定電極からノイズ抑圧増幅器を介して信号が導かれ、中性電極を介して患者に戻される（図面を参照のこと）。その際、患者と増幅器接地点との間の電圧勾配は、フィードバックループにおける利得によって下降する。このフィードバックループの一部分であるノイズ抑圧増幅器は、本発明による装置構成によればテスト信号増幅器１２として利用され、これによって電極インピーダンスの測定を行うテスト信号を患者２に加えることができる。
【００２１】
体のインピーダンスは一般に１００Ωのオーダにあるのに対し、電極インピーダンスは一般に１０〜１００ＫΩのオーダにあるので、体のインピーダンスは電極インピーダンスに比べれば無視できるものであり、したがってテスト信号の応答信号はすべての増幅器入力側において実質的に同じものである。２つの電極間で誘導が形成されると、テスト信号の応答信号は減算による除去によって消去されることになる。
【００２２】
しかしながら、たとえば電極がうまく取り付けられていないと電極インピーダンスは著しく高くなり、つまりＭΩのレベルまで上がり、電極インピーダンスＺ_ｅｌとチャネルにおける増幅器入力インピーダンスＺ_ｉｎとの間における電圧の不一致が問題となる。この場合、（ＥＣＧ信号のような）テスト信号の応答信号は小さくなり、たとえば１つの電極がはずれてしまっていたりはずれかけていたりしてインピーダンスがそれぞれ異なっている２つの電極間で接続が形成された後では、テスト信号の応答信号の残留成分が生じる。電極リード線における障害においても同様の結果が生じる。
【００２３】
いくつかの事例においては、誘導を形成する前に測定増幅器４，６，８の出力側におけるテスト信号の応答信号の振幅を測定するのが好ましい場合もある。
【００２４】
電極の不完全な接触または電極リード線の不良によって電極インピーダンスの不均衡が生じた場合、テスト信号の残留応答信号はそれが十分に小さければそのままにしておいてよいし、あるいは減算ないしフィルタ処理により除去することができる。減算による残留信号の除去は、テスト信号発生器が発生させる適切な減算信号により実施できる。
【００２５】
測定増幅器４，６，８の出力端子から生じる出力信号は、後続のディジタル信号処理（これについてはここでは述べない）のためにＡ／Ｄ変換器へ適切なやり方で送られる。この場合、電極インピーダンスＺ_ｅｌに不均衡が生じているときに存続し続ける残留応答信号は、周波数が適切であれば見えなくなる。テスト信号がたとえば１ＫＨｚの周波数をもっていれば、１ｋ ｓｐｓ までのダウンサンプリングで見えなくなる。ディジタル形式で測定すべきテスト信号に対し、本来のサンプリングレートはそれよりも速いものである。
【００２６】
継続的なテスト測定を実行するためには、テスト信号の応答信号を測定信号から除去できるようにすることが必要条件である。
【００２７】
本発明による装置を用いて実施されるテストは、接触ペーストまたは電極の接着剤が乾ききって電極がはずれてしまったりはずれかかっているときに、電極が落ちたりリード線に障害が生じてしまう前に警告を発する比較的大雑把なテストである。このため本発明による装置によれば、測定に使用される電極のインピーダンスが高くなってＥＣＧ信号が抑圧されることにより引き起こされる誤診が避けられる。この場合、リードオフを検出するために、直流も特別なテストパルスも用いる必要がない。その結果、ベースライン変動を少なくしながら電極のチャージングが減る。また、電極のチャージングが減ることにより、直流オフセットにより生じる増幅器の過変調を伴わずに安価な電極を使用できるようになる。このため、直流を使用した場合よりも狭い増幅器ダイナミックスでよい。本発明による装置によれば、電極の監視に必要とされるインピーダンス測定は、ＥＣＧ信号を劣化させることになる測定増幅器に対する入力インピーダンスの下降が生じることなく行われる。
【００２８】
さらに本発明による装置は、後続のＡ／Ｄ変換器（図示せず）を有する測定増幅器４，６，８の較正にも利用できる。この場合、複数のスイッチの構成をとるスイッチング手段１４によりスイッチングされて、テスト信号は患者２を通ることなく増幅器４，６，８の入力端子の１つにそのまま導かれる。そして種々の測定チャネルにおいてテスト信号の振幅が測定されて、すべてのチャネルにおいて等しい度合いとなるよう利得が較正される。較正の絶対的な精度はテスト信号の精度に左右されるが、相対的な精度は高めることができる。
【００２９】
本発明による装置を、周波数レンジ全体の測定およびその較正のために用いることもできる。
【００３０】
増幅器４，６，８の適正な較正は同相除去のために重要であり、増幅器４，６，８間の関係はノイズの除去に重要であって、その際、最も大きなノイズは概して交流系統のハムである。
【００３１】
図２には、本発明による装置の択一的な実施形態の回路図が示されている。この場合、図１と対応するコンポーネントやユニットには同じ参照符号が付されている。さらにこの場合、実例として採用した増幅器のいくつかの利得に関して、信号の相対的な大きさが回路図中の種々の場所に示されている。
【００３２】
図２による実施形態によれば、基準電位とテスト信号入力端子つまりノイズ抑圧増幅器１２の入力端子の一方と間にテスト信号発生器１０が接続されているのに対し、ノイズ抑圧増幅器１２の他方の入力端子は、除算器１６を介してＦチャネルにおける測定増幅器８の出力端子と接続されている。また、ノイズ抑圧増幅器１２の出力側から生じた信号を測定するため、出力ソケット１８と信号増幅器２０が設けられている。
【００３３】
ノイズ抑圧増幅器１２は同相モード信号を受信し、その結果、数値”１”で示されたテスト信号発生器１０からの信号がそのまま増幅器を経て増幅器の出力側に生じる。この場合、ＲチャネルとＦチャネルの電極は適正に取り付けられているものとし、したがってテスト信号は実質的に変化せずに測定増幅器４および８の入力側に現れ、それらは数値１で示されている。この実施形態の場合、増幅器４，６，８は４に等しい利得を有しているので、測定増幅器８の出力側に生じるテスト信号の大きさは”４”となる。この信号は除算器１６を介してノイズ抑圧増幅器１２へ送り戻され、その際、除算器１６は測定増幅器８で増幅されるのと同じ大きさで信号を除算するので、テスト信号は再びもとの大きさに戻り、ノイズ抑圧増幅器１２はその後、同相モードで動作する。したがって正常な場合、増幅器８はテスト信号に作用を及ぼさない。
【００３４】
同様に、測定増幅器４の出力側にも大きさが４となった信号が生じる。
【００３５】
さらに図示の実例の場合には、Ｌチャネルにおける接触部分がはずれているかはずれかかっているものとし、したがってこのチャネルについて電極のインピーダンスＺ_ｅｌが増大する。その結果、テスト信号によりＬチャネルにおける抑圧が引き起こされることになる。この実例の場合、信号の強度が抑圧されて測定増幅器６の入力側において”０．９”となる。このため、測定増幅器６から生じる出力信号は３．６になる。
【００３６】
測定増幅器４，６，８の各々には、利得３２を生じさせるため付加的な増幅器２２，２４，２６が後置接続されている。したがって相対的な大きさ”１２８”，”１１５．２”および”１２８”をもつ信号が、これらの増幅器２２，２４，２６の出力側から供給される。これらの信号の大きさは、Ｌチャネルにおける誤りを指摘するものである。しかし、この誤りが電極Ｌにおける接触不良によるものなのか、あるいは電極Ｎ（中性電極）における接触不良によるものなのかを判定するのは不可能である。それというのは、これら両方の電極は対象とする信号が巡るループの一部分だからである。
【００３７】
図３にはＦチャネルおよびＮチャネルにより形成されたループが示されており、これは図２の実施形態におけるテスト信号に関する伝達関数を計算するためのものである。
【００３８】
この場合、テスト信号発生器１０から生じたテスト信号には参照符号Ｕが付されており、ノイズ抑圧増幅器１２は利得Ｇ_Ｎを有し、ノイズ抑圧増幅器１２の出力側における信号には参照符号ｘが付されている。測定増幅器８の利得は参照符号Ｇ_Ａで表されている。さらにこの図面には、図２では簡単にするため省いていたいくつかの抵抗も含まれている。
【００３９】
上述の参照符号を以下のように適用する：
ｘ＝Ｕ−Ｇ_Ｎ（ｘ・Ｇ_Ａ−Ｕ）
この式から次式が得られる：
ｘ＝Ｕ・（（１＋Ｇ_Ｎ）／（１＋Ｇ_Ｎ・Ｇ_Ａ））
この式は、測定増幅器８の利得がＧ_Ａ＝１であればｘ＝Ｕであることを意味する。
【００４０】
したがって、測定増幅器８が増幅するのと同じ大きさで信号を除算する除算器１６は、利得を１と等しくさせるための減衰器として用いられる。このため、誤りのない正常な状態の場合、テスト信号がノイズ抑圧増幅器を通過しても、その信号に対し何の作用も及ぼされない。
【００４１】
図４には、それぞれ減衰量Ｄ_ＦおよびＤ_Ｎを生じさせる電極インピーダンスＺ_ｅｌｆとＺ_ｅｌＮを有する同じループが示されている。
【００４２】
これらの減衰量Ｄ_ＦおよびＤ_Ｎを上述の式に代入すると次式が得られる：
ｘ＝Ｕ・（（１＋Ｇ_Ｎ）／（１＋Ｇ_Ｎ・Ｇ_Ｆ・Ｄ_Ｆ・Ｄ_Ｎ））
ゆえに、減衰量が増加すればｘ／Ｕ比が減少する。
【００４３】
図５に示されているさらに別の実施形態は、ＥＣＧ増幅器系が測定増幅器４，６，８のために流動的な基準レベルとの結合を利用するときに適したものである。この基準レベルは、測定電極のうちの１つまたは複数から導出される。この場合、先に挙げたドイツ連邦共和国特許出願公開第４１０６８５７号による装置のテストパルスと同じようにして、テスト信号が基準レベルに加えられる。この場合、上記の公報にしたがってテストパルスを発生させるために信号発生器１０を用いることができる。ここではテスト信号発生器１０は、測定増幅器４，６，８の入力インピーダンスＺ_ｉｎが参照する電位つまり浮動接地点と同じ電位を参照しない。しかし、テスト信号またはノイズ抑圧増幅器１２は浮動接地点を参照しており、したがって発生した信号の大部分は入力インピーダンスと直列におかれた電極インピーダンスにおいて再生される。
【００４４】
図１，２中のコンポーネントやユニットに対応するものについては、図５においても同じ参照符号が付されている。
【００４５】
図６には本発明による装置のさらに別の実施形態が示されており、この場合、テスト信号発生器１０は接地されているのに対し、利得は浮動状態にある。ここでも、以前の実施形態と同じコンポーネントやユニットについては同じ参照符号が用いられる。
【００４６】
この実施形態では、図２による実施形態と同じようにＬチャネルにおいて電極不良が生じているものとする。図６による実施形態の場合、正常なときには測定増幅器４，６，８すべての両方の入力チャネルにおいて、テスト信号は同じ大きさを有している。この場合、すべての信号は同相モードであり、したがって増幅されず、つまり増幅器の同相モードの利得は１に等しい。Ｌチャネルに不良個所が生じると、測定増幅器６の入力端子間で差異が発生する。この差は”０．１”となり、”正常な”信号強度は図２の場合と同じように”１”となる。この”０．１”の差は、図２の場合にように利得が”４”に等しいものとする測定増幅器６において増幅される。したがって増幅器６からの出力信号は、１−０．４＝”０．６”となる。
【００４７】
不良個所のないチャネルＲおよびＦにおける後続の増幅器２２および２６は同相モード信号を受信し、その信号は増幅されないのに対し、増幅器２４の各入力端子間に生じた差（＝０．４）は、利得を３２としたこの増幅器において”−１２．８”に増幅される。増幅器２４からの出力信号は負となる。なぜならばこの増幅器の正の入力端子における信号は、負の入力チャネルに供給される正常な信号よりも小さいからである。
【００４８】
このことからわかるように、Ｌチャネルにおける不良個所により大きく逸脱した信号が生じたとき、出力信号の大きさは図２による実施形態の信号よりも小さい。出力信号は著しく小さいので、テスト信号に対して大きな振幅を用いることができ、このことによって著しく小さいインピーダンスの測定が可能となる。したがって著しく感度のよい不良検出が実現される。
【００４９】
既述のように、患者に加えられるテスト信号に関して重要なことは、測定増幅器の入力インピーダンスＺ_ｉｎと同じ電位を参照するようにし、加えられたテスト信号が入力インピーダンスＺ_ｉｎにより減衰されるようにすることである。つまりテスト信号発生器は、電極インピーダンスＺ_ｅｌと入力インピーダンスＺ_ｉｎにおけるテスト信号を発生させるようにする。図７にはそのような実施形態が示されている。
【００５０】
この場合、テスト信号は測定増幅器４，６，８の入力端子に加えられる。テスト信号の印加は既存の入力インピーダンスＺ_ｉｎを介して行えるし、あるいはその代わりに付加的な構成素子たとえば抵抗またはコンデンサによって加えることができる。
【００５１】
低抵抗の電極を用いると、付加されたテスト信号はこの場合には著しく小さく、その結果は図６で示した実施形態と実質的に同じものとなり、つまり著しく大きい信号振幅を用いることができ、これによって小さいインピーダンスの測定を行えるようになる。
【００５２】
図８に示した本発明による装置の実施形態によれば、いっそう高い精度で不良個所の位置を特定することができるし、個々の電極のインピーダンスを測定することもできる。この場合、測定信号を異なる２つの手法で加えることができ、測定は２度、実行される。そしてこの２つの測定を異なる２つの時点で行うことができるし、あるいは異なる２つの周波数で行うことができる。ここでは測定増幅器は２つのグループに分けられる。第１のグループの測定増幅器４，６は末端電極Ｒ，Ｌと接続されており、対応する測定信号は上述のようにノイズ抑圧増幅器１２へフィードバックされる。
【００５３】
胸部電極Ｃ１．．．Ｃ６と接続されている第２のグループの測定増幅器３１．．．３６は、信号のフィードバックを行わない。すべての増幅器の入力端子は、グループで分けられた電位つまり参照符号Ｕ_ＦＥの付された第１のグループのための電位と参照符号Ｕ_ＦＣの付された第２のグループのための電位と結合された入力インピーダンスＺＩＮを有している。
【００５４】
第１の実施形態の場合、テスト信号発生器１０の出力はスイッチ３８により回路点Ｕ_ＦＣへ切り換えられるのに対し、回路点Ｕ_ＦＥおよびノイズ抑圧増幅器１２の正の入力端子はスイッチ３９および４０によりテスト信号発生器１０のゼロ基準点０_ｒｅｆへ切り換えられる。測定電極を介した患者２への測定電流は、次式（１），（２）から得られる。
【００５５】
Ｉ_ｃｘ＝（Ｕ_ＦＣ−Ｖ_ｃｘ）／Ｚ_ｉｎ （１）
Ｉ_Ｒ ＝（Ｕ_ＦＥ−Ｖ_Ｒ） ／Ｚ_ｉｎ （２）
ここでＩ_ｃｘとＩ_Ｒは、図８の電極インピーダンスＺ_ｃｘをもつ測定電極ｃｘへの電流と電極インピーダンスＺ_Ｒをもつ測定電極Ｒへの電流を表し、 Ｖ_ｃｘおよびＶ_Ｒは対応するリード線の電位を表し、Ｚ_ｉｎは対応する測定増幅器の入力インピーダンスを表す。
【００５６】
Ｕ_ＦＥ＝０，Ｕ_ＦＣを１に設定し、Ｚ_ｉｎを１０ＭΩ（１０Ｍ）に設定すると次式が得られる：
Ｉ_ｃｘ＝（１−Ｖ_ｃｘ）／１０Ｍ
Ｉ_Ｒ ＝（−Ｖ_Ｒ）／１０Ｍ
中性電極Ｎにおいてこれらの電流の和Ｉ_Ｎ
Ｉ_Ｎ＝ΣＩ_ｃｘ＋Ｉ_Ｒ＋Ｉ_Ｌ＋Ｉ_Ｆ （３）
が得られる。
【００５７】
患者の電位Ｖ_ｂｏｄｙが第１のグループの電極インピーダンスによっても左右されないという近似を行えば、患者の電位Ｖ_ｂｏｄｙは次式（４）により得られる：
Ｖ_ｂｏｄｙ＝Ｖ_Ｎ／Ｇ_Ｎ （４）
ここでＶ_Ｎは中性電極へのリード線の電位を表す。
【００５８】
Ｇ_Ｎ＝−１０とすれば
Ｖ_ｂｏｄｙ＝−（Ｖ_Ｎ／１０）
が得られる。
【００５９】
Ｖ_ｂｏｄｙに関するこの値から、次式（５）により胸部電極Ｃ１．．．Ｃ６のインピーダンスＺ_ｃｘが得られ、次式（６）から中性電極ＮのインピーダンスＺ_Ｎが得られる。
【００６０】

２番目の測定の場合、回路点Ｕ_ＦＣはスイッチ３８および４７によりゼロ基準点０_ｒｅｆと接続される。ノイズ抑圧増幅器１２の正の入力端子は、スイッチ４０を介してテスト信号発生器１０のゼロ基準点０_ｒｅｆと接続されたままである。
【００６１】
この場合、測定電流は次式（７），（８）により与えられる：
Ｉ_ｃｘ＝（Ｕ_ＦＣ−Ｖ_ｃｘ）／Ｚ_ｉｎ （７）
Ｉ_Ｒ ＝（Ｕ_ＦＥ−Ｖ_Ｒ） ／Ｚ_ｉｎ （８）
Ｕ_ＦＣ＝０とし、Ｕ_ＦＥを１に、Ｚ_ｉｎを１０ＭΩにそれぞれ設定すれば、次式が得られる：
Ｉ_ｃｘ＝−（Ｖ_ｃｘ／１０Ｍ）
Ｉ_Ｒ ＝（１−Ｖ_Ｒ）／１０Ｍ
この場合も、中性電極Ｎにおける電流Ｉ_Ｎは次式（９）による他の電極の電流の和と等しい：
Ｉ_Ｎ＝ΣＩ_ｃｘ＋Ｉ_Ｒ＋Ｉ_Ｌ＋Ｉ_Ｆ （９）
ここで患者２の電位Ｖ_ｂｏｄｙは、電流Ｉ_Ｎと、第１の測定（式（６）参照）に従って計算された中性電極のインピーダンスＺ_Ｎと、ノイズ抑圧増幅器１０の出力端子で測定された電位Ｖ_Ｎとを用いて算出できる：
Ｖ_ｂｏｄｙ＝Ｖ_Ｎ＋Ｉ_Ｎ・Ｚ_Ｎ （10）
さらに、末端電極ＲのインピーダンスＺ_Ｒは次式（１１）により算出できる：
Ｚ_Ｒ＝（Ｖ_Ｒ−Ｖ_Ｂ）／Ｉ_Ｒ （11）
他の末端電極Ｌ等におけるインピーダンスＺ_Ｌ等も同じようにして算出できる。
【００６２】
電極インピーダンスの計算精度は基本的に、第１の測定でなされた近似により左右される。
【００６３】
図８におけるスイッチ４３は、増幅器を較正するときに閉じる必要がある。既述の図１の説明を参照のこと。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による装置の１つの実施形態を示す図である。
【図２】本発明による装置の別の実施形態を示す図である。
【図３】図２に示した回路ループにおける伝達関数の計算を説明するための図である。
【図４】図３で示した回路ロープに入力インピーダンスを加えて示した図である。
【図５】本発明による装置の別の実施形態を示す図である。
【図６】本発明による装置のさらに別の実施形態を示す図である。
【図７】本発明による装置の１つの実施形態を示す図である。
【図８】本発明による装置の他の実施形態を示す図である。
【符号の説明】
２ 患者
４，６，８ 測定増幅器
１０ テスト信号発生器
１２ ノイズ抑圧増幅器
１４ マルチプレクサ
１６ 除算器
２０ 信号増幅器
Ｒ，Ｌ，Ｆ 測定電極
Ｎ 中性電極

Claims (11)

1. 生理的測定信号を捕捉している間、該生理的測定信号を記録するために患者に取り付けられた１つまたは複数の測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する装置において、
   各測定電極は対応づけられた測定増幅器の１つの入力端子と接続されており、
   テスト信号発生器（１０）が設けられており、該テスト信号発生器（１０）は、患者から測定信号を捕捉している間、中性電極へ加えられる直流成分のない純粋な交流信号を発生させ、
   前記テスト信号発生器（１０）は２つの極の間の電圧として交流信号を発生させ、該テスト信号発生器（１０）の一方の極はノイズ抑圧増幅器（１２）の一方の入力端子と接続されて、
   前記ノイズ抑圧増幅器（１２）の他方の入力端子は、前記測定増幅器のうちの１つの出力端子と接続されているかまたは、回路網を介して複数の測定増幅器と接続されていることを特徴とする、
   測定電極と中性電極およびそれらのリード線を監視する装置。
2. 前記テスト信号発生器（１０）の他方の極は測定増幅器のうちの１つの出力端子と接続されているか、または回路網を介して複数の測定増幅器と接続されている、請求項１記載の装置。
3. 前記テスト信号により生じた出力信号を測定し、それにより電極の接触および／またはリード線の不良を検出するために、前記測定増幅器の出力端子に第１の測定ユニットが接続されている、請求項１または２記載の装置。
4. 前記第１の測定ユニットは、測定増幅器の２つから前記テスト信号により生じた各出力信号の差を形成する、請求項３記載の装置。
5. 生理的測定信号はＥＣＧ信号であり、比較的高速なサンプリングレートを使用するように測定手段が構成されていて、該測定手段は生理的測定信号を測定し、テスト信号を除去するため誘導の形成後、ダウンサンプリングを行う、請求項１〜４のいずれか１項記載の装置。
6. 前記テスト信号は正弦波信号であり、該テスト信号を測定信号から除去するために、測定増幅器の出力側に狭帯域の帯域通過フィルタが設けられている、請求項１〜５のいずれか１項記載の装置。
7. 前記ノイズ抑圧増幅器（１２）の出力側における電位を測定するために第２の測定ユニットが設けられている、請求項１〜６のいずれか１項記載の装置。
8. 前記中性電極と前記測定増幅器の入力端子の１つとの間において、テスト信号を切り換えるためにテスト信号発生器の出力端子にスイッチング手段が接続されている、請求項１〜７のいずれか１項記載の装置。
9. 前記テスト信号発生器（１０）は、測定信号の振幅に比べて無視できる振幅をもつテスト信号を発生させる、請求項１〜８のいずれか１項記載の装置。
10. 前記テスト信号発生器の周波数はＥＣＧ信号の適切な周波数範囲の外側にあり、たとえば１Ｈｚよりも小さいかまたは２５０Ｈｚよりも大きい、請求項１〜９のいずれか１項記載の装置。
11. 生理的測定信号はＥＣＧ信号であり、前記テスト信号発生器は、ＥＣＧの記録のための機器を通る信号経路全体により作用を受けるテストパルスを発生させ、該テストパルスはすべてのＥＣＧリード線に加えられる、請求項１〜１０のいずれか１項記載の装置。

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