JP5668604B2 - 心電検出装置 - Google Patents

Description

本発明は、電極を用いて心電を検出する心電検出装置に関する。

従来、この種の心電検出装置では、利用者の人体のうち心臓を挟む各部と電極との間で静電容量結合することで生じる微弱な電圧変化を表す信号（生体信号）を、電圧フォロア回路によって安定的に取り出し、その出力信号を検知できる程度にまで増幅する構成が採用されている（例えば、特許文献１参照）。

なお、電圧フォロア回路は、図６に示すように、オペアンプ１０１の出力が反転入力端子（−）に直結されてなる回路であり、オペアンプ１０１の非反転入力端子（＋）側の入力電圧が増幅されない（増幅率が１となる）代わりに、出力インピーダンスを下げる特性を有する。これにより、後段のインピーダンスの低い回路に生体信号を安定供給することが可能となる。

特開２０１０−１９４１３７号公報

しかし、オペアンプ１０１の非反転入力端子（＋）には、生体信号とともに高周波ノイズも入力されることが多いため、従来の心電検出装置では、このような高周波ノイズが大きい場合に、後段の回路にて生体信号が高周波ノイズに埋もれてしまい、検出精度が低下する可能性があった。

具体的には、後段の差動増幅回路によって、電極の数に対応する個々のオペアンプ１０１の出力側から入力される信号の差を増幅することで、同相の高周波ノイズを相殺して生体信号だけを取り出すことができても、位相が異なる高周波ノイズを相殺できないという問題があり、これにより、Ｓ／Ｎ比の低下をもたらす可能性があった。

このため、従来の心電検出装置では、Ｓ／Ｎ比を向上させるために、差動増幅回路によって増幅された高周波ノイズを取り除くためのローパスフィルタを、別途設ける必要があり、これにより、後段の回路における構成部品が増加してしまう問題があった。

本発明は、上記問題点を解決するために、簡易な構成によって合理的に各種の高周波ノイズを抑制することが可能な心電検出装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するためになされた発明である心電検出装置は、利用者の人体のうち心臓を挟む各部との間でそれぞれ静電容量結合する複数の電極と、各電極に対応して設けられ、静電容量結合によって電極に生じる電圧変化を表す信号が非反転入力端子に入力される電圧フォロア回路と、電圧フォロア回路からの出力信号に基づいて、利用者の心電を検出する心電検出手段とを備えて構成される。

本発明では、この構成において、電極と非反転入力端子の両者を接続する導線と電極とを電極導体部として、電圧フォロア回路の出力側から反転入力端子への帰還経路と、前記電極導体部との間で寄生容量を生成させる寄生導体部をさらに備えて構成した。

このように構成された心電検出装置では、電圧フォロア回路において、非反転入力端子側に接続された電極導体部と、反転入力端子側に接続された寄生導体部とが理論上、同電位となるため、電極導体部からグランド等の部位への漏れ電流をガードすることができる。

また、このように漏れ電流をガードするだけでなく、電極導体部と寄生導体部との間に生じる寄生容量によって、非反転入力端子と反転入力端子とに並列接続されたキャパシタが形成され、これにより、周波数が高くなるほど出力レベル（換言すれば、電圧フォロア回路への入力レベル）が下がるローパスフィルタ効果をもたらすことになる。
理想的には電極導体部と寄生導体部との電位がほぼ等しいので寄生容量は生じないと考えてもよいが、厳密には微少な電位差があればキャパシタが形成され、周波数が高くなるとその影響が無視できなくなり、ローパスフィルタ効果をもたらすことになる。

したがって、本発明によれば、後段の差動増幅回路やローパスフィルタによって、必ずしも高周波ノイズを取り除くことなく、電圧フォロア回路の前段に導体を付加するだけで、同相ノイズおよび位相の異なるノイズを取り除き、しかも漏れ電流をガードすることが可能となり、ひいては、簡易な構成によって合理的に各種の高周波ノイズを抑制することができる。

また本発明では、寄生導体部は、電極導体部と同じ回路面上に形成され、この電極導体部の周囲に設けられたガード導線、及びそのガード導線と電極導体部との間に設けられた絶縁層からなるガード導線層として構成されてもよいし、電極のうち人体との接触面の反対側面に対向配置された第１のガード導体、及びその第１のガード導体と電極導体部との間に設けられた絶縁層からなる第１のガード導体層として構成されてもよい。また、第１のガード導体に接続された第２のガード導体、及びその第２のガード導体と電極導体部との間に設けられた絶縁層からなる第２のガード導体層として構成されてもよいし、電極導線を第２のガード導体と共に挟むように配置された第３のガード導体、及びその第３のガード導体と電極導体部との間に設けられた絶縁層からなる第３のガード導体層として構成されてもよい。即ち、これらを選択的に有する構成とした。

つまり、寄生導体部は、ガード導線および第１〜第３のガード導体に加えて、電極導体部と第１及び第２のガード導体との間、第３のガード導体と電極導体部との間に適宜、絶縁層を設けて構成することにより、寄生容量を容易に増加させつつ、上記の漏れ電流をより効果的に抑制することができる。

また本発明では、絶縁層の少なくとも一部をメッシュ状に形成する構成とした。寄生容量が大きすぎる場合には、絶縁層の少なくとも一部をメッシュ状に形成することで、電極導体部と寄生導体部との間に空気が含まれるので、絶縁層の比誘電率を小さくすることができ、ひいては、寄生容量が小さくなるように調節することができる。

ところで、本発明の心電検出装置では、寄生導体部によって理論上、電極導体部からグランド等の部位への漏れ電流をガードすることが可能となるが、実際には少量の漏れ電流を誘引する寄生容量が発生する場合がある。つまり、寄生容量は、電極導体部と寄生導体部との間の他に、電極導体部とグランド等の部位との間にも発生する可能性がある。

このような問題に対しては、電圧フォロア回路の入力電圧のうちこれらの寄生容量による電圧降下分を補償する帰還増幅部を、電圧フォロア回路の出力側から非反転入力端子への帰還経路上に設けるとよい。この構成により、帰還増幅手段により増幅された電圧分が寄生容量による電圧降下分を相殺するので、電圧フォロア回路の入力電圧と出力電圧とを等しくすることが可能となる。

本発明が適用された心電センサの全体構成を示す説明図である。 本発明が適用された心電センサの主要部における回路構成を示す説明図である。 電圧フォロア回路におけるローパスフィルタ効果の原理を示す説明図である。 寄生導体部の構成を示す説明図である。 キャパシタＣｓが３９０ｐＦのときの各周波数ｆに対する増幅度を示すシミュレーション結果である。 電圧フォロア回路を示す説明図である。

以下に、本発明の実施形態を図面と共に説明する。
［心電センサの概要］
図１は、本発明が適用された心電センサの概略構成を示す説明図である。なお、本実施形態の心電センサ１は、ベッドに寝ている人（利用者）の心筋の活動電位（心電）を継続的に計測することで、利用者の体調管理に供するために用いられる。

図１に示すように、心電センサ１は、ベッドのマットレス上に設けられた一対の電極１０，１１と、個々の電極１０，１１にそれぞれ接続された信号供給部２，３と、信号供給部２，３からの入力信号の差を増幅して出力する差動増幅回路５と、差動増幅回路５からの入力信号をサンプリングして、アナログ−デジタル変換を行うＡＤ変換器７と、ＡＤ変換器７にてアナログからデジタルに変換された信号に基づいて、利用者の心電を再現するための各種処理を実行する制御装置９とを備えている。

このうち、電極１０，１１は、銅等の導電性の高い金属を含む導電布、又は薄く柔軟性のあるシート状の金属板等からなり、利用者の背中との間で静電容量結合することにより、キャパシタＣを形成する。そして、利用者の背中のうち心臓を挟む二点の各部においてキャパシタＣを形成し、その電位差によって人体の心臓を含む経路に微弱電流が流れるようになっている。つまり、このときの微弱電流が、電極１０，１１の電位差に対応した値となり、その電位差によって利用者の心電を検出することになる。

［信号供給部の構成］
続いて、信号供給部２，３の回路構成について説明する。なお、図２は、本発明が適用された心電センサの主要部における回路構成を示す説明図である。

但し、信号供給部２と信号供給部３の構成上の相違点は、それぞれ接続されている電極１０，１１が異なる点と、電圧フォロア回路２０にて取り出された電圧信号が、信号供給部２では差動増幅回路５の非反転入力端子（＋）に入力され、信号供給部３では差動増幅回路５の反転入力端子（−）に入力される点だけであり、その他の点は同様の構成であるため、以下では、信号供給部２についてのみ説明する。

この信号供給部２は、利用者の心筋の活動によって電極１０に生じる電圧変化を表す信号（電圧信号）を安定的に取り出すための電圧フォロア回路２０と、Ｓ／Ｎ比の低下を防止するための寄生導体部３０と、漏れ電流等による電圧降下を補償するための帰還増幅部４０とを備えている。

電圧フォロア回路２０は、図３（ａ）に示すように、オペアンプ２２の出力が反転入力端子（−）に直結されてなる回路であり、オペアンプ２２の非反転入力端子（＋）側の入力電圧が増幅されない（増幅率が１となる）代わりに、出力インピーダンスを下げる特性を有する。

オペアンプ２２は、その非反転入力端子（＋）側に電極１０が接続されている。さらに、その両者を接続する導線（以下「電極導線」）１２の経路上には、電極１０とグランドとを短絡させる高インピーダンスの抵抗Ｒがさらに接続されており、電極１０に対する入力インピーダンスを高くすることで電極１０からの入力信号（電圧信号）の影響を少なく検知できるようにしている。なお、以下では、電極１０および電極導線１２を電極導体部１５と総称する。

寄生導体部３０は、図４に示すように、電極導体部１５と同じ回路面（例えば同一基板）上に形成されたガード導線３２と、電極１０のうち人体との接触面の反対側面に対向するように（例えば基板の裏面に）配置された第１のガード導体４１と、第１のガード導体と同じ回路面にて接続された第２のガード導体４２と、電極導線１２を第２のガード導体４２と挟むように配置された第３のガード導体４３と、各回路面間に設けられた絶縁層３５，３６とを備える。なお、以下では、第１のガード導体４１および第２のガード導体４２をガード導体部３４と総称する。

絶縁層３５，３６は、例えばポリイミド等の絶縁材料によってメッシュ状（網目状）に形成されてなり、絶縁層３５が電極導体部１５およびガード導線３２とガード導体部３４との間に設けられ、絶縁層３６が第３のガード導体４３と電極導線１２との間に設けられている。換言すれば、第３のガード導体４３が絶縁層３６を介して電極導線１２上に接着されている。

ガード導線３２は、電極導体部１５の周囲に設けられ、電極導体部１５に非接触となるように所定距離だけ離れて配置されている。ガード導体部３４は、絶縁層３５の厚みｄだけ離間して電極導体部１５と平行に配置されている。第３のガード導体４３は、絶縁層３６の厚みｄだけ離間して電極導線１２と平行に配置されている。

そして、これらガード導線３２、ガード導体部３４、及び、第３のガード導体４３は、電極導体部１５からグランド等の部位への漏れ電流をガードするために、電圧フォロア回路２０の出力側からオペアンプ２２の反転入力端子（−）への帰還経路上に接続され、電極導体部１５の電位と理論上、ほぼ同電位となるようにされている（図２参照）。

つまり、電圧フォロア回路２０では、オペアンプ２２の非反転入力端子（＋）への入力電圧と、オペアンプ２２の出力電圧とが等しくなると考えられるからである。
但し、信号供給部２では、寄生導体部３０が電極導体部１５と平行に配置されていることから、電極導体部１５と寄生導体部３０との間に寄生容量が生じる。このため、図３（ｂ）に示すように、オペアンプ２２の反転入力端子（−）と非反転入力端子（＋）とに並列接続されたキャパシタＣｓが形成される。

そして、キャパシタＣｓのインピーダンスＺは、１／（ｊωＣｓ）であり、周波数をｆとすると、ω＝２πｆであることから、周波数ｆが高くなるほどインピーダンスＺが下がるので、周波数ｆが高くなるほど、オペアンプ２２の非反転入力端子（＋）への入力電圧が下がり、オペアンプ２２の出力電圧が下がることになる。これにより、電圧フォロア回路２０への入力信号のうち、高周波数の入力信号を取り除くことが可能なローパスフィルタ効果がもたらされる。

例えば、電極導体部１５とガード導体部３４との間に絶縁層３５が設けられてなるコンデンサを考え、図３（ｂ）に示す等価回路による増幅度（電圧利得）について、各種のキャパシタＣｓの条件を変更してシミュレーションを行った。図５は、キャパシタＣｓが３９０ｐＦのときの各周波数ｆに対する増幅度を示すシミュレーション結果である。

図５に示すように、増幅度における最大利得から３ｄＢ（１／√２）低くなるときの周波数をカットオフ周波数とすると、キャパシタＣｓが３９０ｐＦのときのカットオフ周波数は、約９８０Ｈｚとなる。

このようにキャパシタＣｓの値を変更しながら同様のシミュレーションを行いつつ、人体の心電における周波数範囲が０．０５〜１００Ｈｚ程度（例えば、心電Ｒ波では１０〜３０Ｈｚ程度）であることを考慮すると、心電を検出するためには、キャパシタＣｓを５８０ｎＦ以下程度にする必要があることが確認された。なお、寄生容量が大きくなるにつれて、カットオフ周波数が低下することを補足しておく。

このように決定したキャパシタＣｓを得るために、円状の電極１０の直径を２０ｍｍ、矩形状の電極導線１２の幅を１ｍｍとした場合、円状のガード導線３２を内径２２ｍｍ、外径２６ｍｍで電極１０を囲み、円状の第１のガード導体４１の直径を２６ｍｍ、矩形状の第２及び第３のガード導体４２，４３の幅を５ｍｍとし、さらに、電極導線１２の長さを１２０ｍｍとした場合、絶縁層３５，３６の厚みｄをそれぞれ４４．８μｍに設定した。例えば、絶縁層３５，３６は、厚み２３．４μｍのポリイミド２枚が厚み２１．４μｍの接着剤で接合されて構成されてもよい。

なお、これらの設定には、真空の誘電率をε０、絶縁層３５，３６の比誘電率をεｒ、電極１０の面積をＳｅｌ、電極導線１２の面積をＳｌｉ、絶縁層３５，３６の厚み（導体間隔）をｄとして、キャパシタＣｓ（寄生容量）が次式（１）の関係性を有することを前提とする。

Ｃｓ＝（ε０×εｒ×Ｓｅｌ）／ｄ ＋ ２×（ε０×εｒ×Ｓｌｉ）／ｄ …（１）
但し、ここでは、絶縁層３５，３６をメッシュ状に形成することによって、絶縁層３５，３６の比誘電率εｒを小さくし、キャパシタＣｓ（寄生容量）を調節している。ここで、電極導体部１５とガード導線３２との間隔は大きく、また、電極導体部１５の形状がシート状のため、電極導体部１５とガード導線３２とにおいて互いに対向する面の面積が小さく、これらの間隔および面積についてはほとんど無視できるものとしている。

また、例えばオペアンプ２２はシート状の基板ではなく、通常硬い回路基板上に配置され、そのため、電極導線１２からオペアンプ２２までの経路上に、基板レイアウトの制約からガード導線３２、ガード導体部３４、及び、第３のガード導体４３のうち少なくともいずれか一つが設置できない場合がある。このとき、電極導線１２とグランド電位との間に寄生容量（漏れ電流）が発生し、これらの寄生容量により、オペアンプ２２の非反転入力端子（＋）への入力電圧が下がることになる。

このため、信号供給部２が負帰還増幅器として作用し、その特性として利得（増幅度）が下がることにつながるので、その低下分を補償するために正帰還回路として作用するように帰還増幅部４０が設けられている。

帰還増幅部４０は、上記の寄生容量により低下する利得に相当する増幅度を有する増幅器４５の他、増幅器４５から電圧フォロア回路２０の入力側に直流成分の電流が流れ込まないようにコンデンサ４７を備え、増幅器４５の入力側が電圧フォロア回路２０の出力側に接続され、増幅器４５の出力側がコンデンサ４７を介して電圧フォロア回路２０の入力側に接続されて構成されている。

［まとめ・効果］
以上説明したように、信号供給部２，３では、電圧フォロア回路２０において、オペアンプ２２の非反転入力端子（＋）に接続された電極導体部１５と、反転入力端子（−）に接続された寄生導体部３０とがほぼ同電位となり、電極導体部１５からグランドへの漏れ電流を抑制することが可能となる。

また、信号供給部２，３は、電極導体部１５と寄生導体部３０との間に生じる寄生容量によって、オペアンプ２２の反転入力端子（−）と非反転入力端子（＋）とに並列接続されたキャパシタＣｓが形成されるように構成されているため、キャパシタＣｓのインピーダンスＺによって、カットオフ周波数以上の高周波信号が電圧フォロア回路２０から出力されずに済む。

さらに、心電センサ１では、信号供給部２，３からの出力信号であって、カットオフ周波数以下の同相ノイズが、差動増幅回路５によって相殺されるため、Ｓ／Ｎ比をより向上することが可能となる。

また、心電センサ１では、電圧フォロア回路２０において、電極導線１２とグランド電位間に生じる寄生容量による電圧降下分が、帰還増幅部４０による正帰還の増幅によって相殺されるように構成されているため、電圧フォロア回路２０の増幅率を１に保ちつつ、出力インピーダンスを下げることができる。

したがって、心電センサ１によれば、信号供給部２，３および差動増幅回路５によって、同相ノイズおよび位相の異なるノイズの入力を共に抑制することが可能となり、専用のローパスフィルタを設けることなく、簡易な構成によって合理的に高周波ノイズを抑制し、利用者の心電を精度よく検出することができる。

［発明との対応］
なお、本実施形態において、差動増幅回路５、ＡＤ変換器７、及び、制御装置９が心電検出手段、第１のガード導体４１およびそれに対応する絶縁層３５の一部が第１のガード導体層、第２のガード導体４２およびそれに対応する絶縁層３５の一部が第２のガード導体層、第３のガード導体４３および絶縁層３６が第３のガード導体層に相当する。

［他の実施形態］
以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、様々な態様にて実施することが可能である。

例えば、上記実施形態の心電センサ１は、ベッドにシート状の電極１０，１１を設けて構成されているが、ベッドに限らず、自動車の座席やマッサージ装置等の椅子に設けられてもよい。
また、上記実施形態の寄生導体部３０は、ガード導線３２を有して構成されているが、電極導体部１５とガード導線３２との間で生成される寄生容量が両者１５，３２の形状によっては非常に小さい値となるため、ガード導線３２を別構成としてもよい。なお、心電センサ１は、必ずしもガード導線３２を備えなければならないわけではない。

また、上記実施形態の電極１０，１１は、シート状に形成されているが、これに限らず、例えばより厚みを有する形状であってもよい。なお、第１のガード導体４１の形状は、電極１０，１１の形状に対応する形状であればよい。

また、上記実施形態の心電センサ１は、二つの電極１０，１１を備える構成であるが、これに限定されるものではなく、人体のうち心臓を挟む各部との間でそれぞれ静電容量結合する３つ以上の電極を備えてもよい。なお、この場合、電圧フォロア回路２０および寄生導体部３０の数も、電極の数に対応して増やせばよい。

また、上記実施形態の寄生導体部３０は、ガード導線３２とガード導体部３４と第３のガード導体４３とを有して構成されているが、これに限らず、例えばガード導体部３４と第３のガード導体４３とのいずれか一方だけを有する構成であってもよい。但し、ガード導線３２と電極導体部１５との間に絶縁層を設けることにより、ガード導線３２だけを有する構成であってもよい。なお、この絶縁層およびガード導線３２がガード導線層に相当する。

また、上記実施形態の信号供給部２，３は、帰還増幅部４０を有して構成されているが、寄生容量による電圧フォロア回路の入力電圧の減少分が無視できるほど小さければ、帰還増幅部４０を省略してもよい。

なお、上記実施形態の絶縁層３５，３６は、メッシュ状に形成し、電極導体部１５と寄生導体部３０との間の比誘電率εｒを下げることにより、寄生容量の大きさを調整し、心電センサ１の薄型化を図っているが、これに限定されるものではなく、例えば、メッシュ状ではなく隙間が埋まった形状でもよいし、絶縁層３５，３６の厚みｄを変化させることにより対応してもよい。

１…心電センサ、２，３…信号供給部、５…差動増幅回路、７…ＡＤ変換器、９…制御装置、１０，１１…電極、１２…電極導線、１５…電極導体部、２０…電圧フォロア回路、２２…オペアンプ、３０…寄生導体部、３２…ガード導線、３４…ガード導体部、３５…絶縁層、３６…絶縁層、４０…帰還増幅部、４１…第１のガード導体、４２…第２のガード導体、４３…第３のガード導体、４５…増幅器、４７…コンデンサ。

Claims (2)

1. 利用者の人体のうち心臓を挟む各部との間でそれぞれ静電容量結合する複数の電極と、
   前記各電極に対応して設けられ、前記静電容量結合によって前記電極に生じる電圧変化を表す信号が非反転入力端子に入力される電圧フォロア回路と、
   前記電圧フォロア回路からの出力信号に基づいて、前記利用者の心電を検出する心電検出手段と、
   前記電極と前記非反転入力端子の両者を接続する導線と前記電極とを電極導体部として、前記電圧フォロア回路の出力側から反転入力端子への帰還経路と、前記電極導体部との間で寄生容量を生成させる寄生導体部と、
   を備え、
   前記寄生導体部は、
   前記電極導体部と同じ回路面上に形成され、該電極導体部の周囲に設けられたガード導線、及び該ガード導線と前記電極導体部との間に設けられた絶縁層からなるガード導線層と、
   前記電極のうち人体との接触面の反対側面に対向配置された第１のガード導体、及び該第１のガード導体と前記電極導体部との間に設けられた絶縁層からなる第１のガード導体層と、
   前記第１のガード導体に接続された第２のガード導体、及び該第２のガード導体と前記電極導体部との間に設けられた絶縁層からなる第２のガード導体層と、
   前記電極導線を前記第２のガード導体と共に挟むように配置された第３のガード導体、及び該第３のガード導体と前記電極導体部との間に設けられた絶縁層からなる第３のガード導体層と、
   のうち少なくとも一つを有して構成され、
   前記絶縁層の少なくとも一部は、メッシュ状に形成されていることを特徴とする心電検出装置。
2. 前記電圧フォロア回路の出力側から非反転入力端子への帰還経路上に設けられ、該電圧フォロア回路の入力電圧のうち寄生容量による電圧降下分を補償する帰還増幅部を備えることを特徴とする請求項１に記載の心電検出装置。