JP6445290B2

JP6445290B2 - Amplifier

Info

Publication number: JP6445290B2
Application number: JP2014192841A
Authority: JP
Inventors: 一樹玉村; 隆浩田村; 祐介野口
Original assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 2014-09-22
Filing date: 2014-09-22
Publication date: 2018-12-26
Anticipated expiration: 2034-09-22
Also published as: JP2016063858A

Description

本発明は、電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに、電極カテーテルから心内心電波形を得る電気生理学的検査システムに用いられ、刺激信号による刺激波形及び心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置に関する。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention is used in an electrophysiological examination system that provides a stimulation signal from an electrode catheter to the heart and obtains an intracardiac electrocardiogram from the electrode catheter. The present invention relates to an amplifying apparatus.

電極カテーテルを用いて心臓の異常部位を検査するようになされた電気生理学的検査（ＥＰＳ：Electrophysiology Study）システムがある（例えば特許文献１参照）。この種の電気生理学的検査システムにおいては、電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに、電極カテーテルから刺激信号に基づく刺激波形及び心内心電波形を得るようになっている。 There is an electrophysiology study (EPS) system in which an abnormal portion of the heart is examined using an electrode catheter (see, for example, Patent Document 1). In this type of electrophysiological examination system, a stimulation signal is given from the electrode catheter to the heart, and a stimulation waveform and an intracardiac electrocardiogram based on the stimulation signal are obtained from the electrode catheter.

ここで、刺激波形と心内心電波形とを同時に表示したい場合がある。例えば期外収縮を検査する場合のように、刺激のタイミングと、複数の心内心電波形のタイミングとを見比べたい場合である。 Here, there are cases where it is desired to simultaneously display the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram waveform. For example, it is a case where it is desired to compare the timing of stimulation with the timings of a plurality of intracardiac electrocardiogram waveforms, such as when examining extrasystole.

一般に、刺激波形及び心内心電波形は、増幅装置によって増幅されてから、ディスプレイ及び又は記録装置に出力される。 In general, the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram are amplified by an amplifying device and then output to a display and / or a recording device.

特開平６−１５４１８２号公報JP-A-6-154182

ところで、上述したような電気生理学的検査システムにおいては、電極カテーテルの各チャネル（つまり電極）毎にアンプを設けて、各チャネル独立に増幅処理を施すようになっている。このため、チャネル数（つまり電極数）に応じたアンプが必要になる。電気生理学的検査システムにおいて検査をより精密に行うためには、電極カテーテルのチャネル数を多くすることが望まれるが、このようにするとアンプ数が増大して装置規模が大きくなるといった別の問題が生じる。 By the way, in the electrophysiological examination system as described above, an amplifier is provided for each channel (that is, electrode) of the electrode catheter, and amplification processing is performed independently for each channel. For this reason, an amplifier corresponding to the number of channels (that is, the number of electrodes) is required. In order to conduct examinations more accurately in an electrophysiological examination system, it is desired to increase the number of channels of the electrode catheter. However, this causes another problem such as an increase in the number of amplifiers and an increase in the size of the apparatus. Arise.

一般に、電気生理学的検査システムにおいては、刺激波形を増幅するアンプと心内心電波形を増幅するアンプを共用することにより、アンプ数を抑制している。しかしながら、このようにアンプを共用した場合には、増幅率（解像度）と復帰時間とを両立させることが困難であった。 In general, in an electrophysiological examination system, the number of amplifiers is suppressed by sharing an amplifier that amplifies a stimulation waveform and an amplifier that amplifies an intracardiac electrocardiogram waveform. However, when the amplifier is shared in this way, it is difficult to achieve both the amplification factor (resolution) and the recovery time.

実際には、心内心電アンプには、３０μＶ以下である微小な心内心電電位と、２０Ｖ程度である大きな刺激波形電圧が入力される。このような状況下で、心内心電アンプには、１０μＶ程度の心内心電波形を識別可能に出力できる解像度（耐ノイズ性能）と、２０Ｖ程度の刺激波形電圧が入力されたときに刺激後の心内心電波形をすぐに見るために１００ｍｓｅｃ以下で復帰できる復帰性能と、が求められる。 Actually, a small intracardiac electrocardiographic potential of 30 μV or less and a large stimulation waveform voltage of about 20 V are input to the intracardiac electrocardiographic amplifier. Under such circumstances, when the intracardiac electrocardiographic amplifier is input with a resolution (noise resistance) that can output an intracardiac electrocardiogram waveform of about 10 μV in an identifiable manner and a stimulation waveform voltage of about 20 V, In order to immediately see the intracardiac electrocardiogram waveform, a return performance capable of returning within 100 msec or less is required.

本発明は、以上の点を考慮してなされたものであり、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間を短くできる増幅装置を提供する。 The present invention has been made in consideration of the above points, and returns without reducing the resolution (noise resistance performance) for the intracardiac electrocardiogram waveform and the stimulation waveform while suppressing an increase in circuit configuration. Provided is an amplifying device capable of shortening time.

本発明の電気生理学的検査システムに用いられる増幅装置の一つの態様は、
電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに前記電極カテーテルから心内心電波形を得る電気生理学的検査システムに用いられ、前記刺激信号による刺激波形及び前記心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置であって、
前記刺激波形及び前記心内心電波形を入力し、これらを増幅して出力する第１のアンプと、
前記第１のアンプの出力を入力し、低域周波数成分を遮断して出力するローカットフィルタと、
前記ローカットフィルタの出力を入力し、これを増幅して出力する第２のアンプと、
前記第１のアンプと前記ローカットフィルタとの接続中点に接続された第１の出力ラインと、
前記第２のアンプの出力端に接続された第２の出力ラインと、
を具備する。 One aspect of the amplification device used in the electrophysiological examination system of the present invention is:
Amplification is used in an electrophysiological examination system that provides a stimulation signal from an electrode catheter to the heart and obtains an intracardiac electrocardiogram from the electrode catheter, and amplifies the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram input by the stimulation signal and amplifies them. A device,
A first amplifier that inputs the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram, amplifies and outputs the first waveform,
A low-cut filter that inputs the output of the first amplifier and blocks and outputs a low-frequency component;
A second amplifier for inputting the output of the low-cut filter, amplifying it, and outputting it;
A first output line connected to a midpoint of connection between the first amplifier and the low cut filter;
A second output line connected to the output terminal of the second amplifier;
It comprises.

本発明によれば、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間を短くできる。 According to the present invention, it is possible to shorten the recovery time without reducing the resolution (noise resistance performance) for the intracardiac electrocardiogram waveform and the stimulation waveform while suppressing an increase in the circuit configuration.

実施の形態に係る電気生理学的検査システムの全体構成を示す概略図Schematic which shows the whole structure of the electrophysiological examination system which concerns on embodiment 電極カテーテルの説明に供する図Figure for explanation of electrode catheter 実施の形態における増幅装置の構成を示す接続図Connection diagram showing configuration of amplifying device in embodiment

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

＜電気生理学的検査システムの全体構成＞
図１は、本実施の形態による電気生理学的検査システム１００の全体構成を示す外観図である。電気生理学的検査システム１００はポリグラフ１１０と電気刺激装置７００とを有する。ポリグラフ１１０は本体部１０１と生体情報収録部１０２とを有する。また、本体部１０１は、入力装置１０と、ディスプレイ２０と、記録装置３０と、本体ユニット２００と、を有する。生体情報収録部１０２は、スーパーユニット３００と、インターフェースユニット３０１と、ＥＰＳ（Electrophysiological Study：電気生理学的検査）ユニット４００と、中継ボックス５００、５１０と、中継ボックス５００、５１０に接続される電極カテーテル８００（図２）と、を有する。 <Overall configuration of electrophysiological examination system>
FIG. 1 is an external view showing an overall configuration of an electrophysiological examination system 100 according to the present embodiment. The electrophysiological examination system 100 includes a polygraph 110 and an electrical stimulator 700. The polygraph 110 has a main body 101 and a biological information recording unit 102. In addition, the main body unit 101 includes the input device 10, the display 20, the recording device 30, and the main body unit 200. The biological information recording unit 102 includes a super unit 300, an interface unit 301, an EPS (Electrophysiological Study) unit 400, relay boxes 500 and 510, and an electrode catheter 800 connected to the relay boxes 500 and 510. (FIG. 2).

本体ユニット２００は、インターフェースユニット３０１にケーブルＬ１によって接続されており、インターフェースユニット３０１とＥＰＳユニット４００はケーブルＬ２によって接続されている。なお、図では、インターフェースユニット３０１を介して本体ユニット２００とＥＰＳユニット４００を接続した例を示しているが、本体ユニット２００とＥＰＳユニット４００をケーブルＬ２によって直接接続してもよい。 The main unit 200 is connected to the interface unit 301 by a cable L1, and the interface unit 301 and the EPS unit 400 are connected by a cable L2. In addition, although the figure has shown the example which connected the main body unit 200 and the EPS unit 400 via the interface unit 301, you may connect the main body unit 200 and the EPS unit 400 directly with the cable L2.

本体ユニット２００には、専用キーボード１１、キーボード１２、マウス１３等の入力装置１０と、複数のディスプレイ２０（２１、２２、２３）と、サーマルレコーダ等の記録装置３０と、が接続されている。本体ユニット２００は、ポリグラフ１１０の中央処理ユニットとしての機能を有する。本体ユニット２００は、スーパーユニット３００とインターフェースユニット３０１を介して入力した各生体情報に対してプログラムに従った演算処理や解析処理を施すことにより、各生体情報を所望の表示形態でディスプレイ２０に表示する。また、本体ユニット２００は、入力装置１０から入力された操作信号に基づいて、各生体情報の表示形態や、スーパーユニット３００、インターフェースユニット３０１及びＥＰＳユニット４００、並びにそれらに接続される各装置の動作を制御するようになっている。なお、スーパーユニット３００とインターフェースユニット３０１は、直接または図示しないケーブルによって接続されている。 The main unit 200 is connected to an input device 10 such as a dedicated keyboard 11, keyboard 12, mouse 13, a plurality of displays 20 (21, 22, 23), and a recording device 30 such as a thermal recorder. The main unit 200 has a function as a central processing unit of the polygraph 110. The main unit 200 displays each biological information on the display 20 in a desired display form by performing arithmetic processing and analysis processing according to the program on each biological information input via the super unit 300 and the interface unit 301. To do. In addition, the main unit 200 is configured to display each biological information based on the operation signal input from the input device 10 and the operation of the super unit 300, the interface unit 301, the EPS unit 400, and the devices connected thereto. Is to control. The super unit 300 and the interface unit 301 are connected directly or by a cable (not shown).

スーパーユニット３００は、ＥＣＧ（心電図）用入力端子、非観血血圧用入力端子、ＳｐＯ_２用入力端子及び体温用入力端子などからなる生体情報入力端子群３１０を有する。インターフェースユニット３０１は、ＥＣＧ用出力端子３１１及び観血血圧用出力端子３１２を有する。また、インターフェースユニット３０１は、専用キーボードを接続するための入力端子３１３、スピーカ３１４等を有する。 The super unit 300 includes a biological information input terminal group 310 including an ECG (electrocardiogram) input terminal, a non-invasive blood pressure input terminal, an SpO ₂ input terminal, and a body temperature input terminal. The interface unit 301 has an ECG output terminal 311 and an open blood pressure output terminal 312. The interface unit 301 includes an input terminal 313 for connecting a dedicated keyboard, a speaker 314, and the like.

スーパーユニット３００には、アンプが内蔵されており、生体情報入力端子群３１０から入力された所定の信号はアンプによって増幅された後にＡＤ変換され本体ユニット２００に出力される。 The super unit 300 incorporates an amplifier, and a predetermined signal input from the biological information input terminal group 310 is amplified by the amplifier and then AD-converted and output to the main unit 200.

ＥＰＳユニット４００は、電気刺激装置７００が接続される端子４１１、アブレーター（図示せず）が接続される端子４１２を有する。また、ＥＰＳユニット４００は、体表面心電図用入力端子４１３を有し、この端子４１３には被検者の体表に装着された電極が接続される。これにより、心臓内の所定部位に電気刺激を与えたときの体表面心電図を得ることができる。本実施の形態の場合には、体表面心電図用入力端子４１３には１２誘導心電図を得るための電極が接続される。 The EPS unit 400 has a terminal 411 to which the electrical stimulation device 700 is connected, and a terminal 412 to which an ablator (not shown) is connected. The EPS unit 400 has a body surface electrocardiogram input terminal 413, to which an electrode attached to the body surface of the subject is connected. Thereby, a body surface electrocardiogram can be obtained when electrical stimulation is applied to a predetermined site in the heart. In this embodiment, an electrode for obtaining a 12-lead electrocardiogram is connected to the body surface electrocardiogram input terminal 413.

さらに、ＥＰＳユニット４００は、中継ボックス５００、５１０が接続される端子４１４、４１５を有する。各中継ボックス５００、５１０には、電極カテーテルに設けられた各電極に対応する端子を接続するための多数の端子６００が設けられている。 Furthermore, the EPS unit 400 includes terminals 414 and 415 to which the relay boxes 500 and 510 are connected. Each relay box 500, 510 is provided with a number of terminals 600 for connecting terminals corresponding to the electrodes provided on the electrode catheter.

図２に示すように、心臓９００内に挿入される電極カテーテル８００の各電極８１０に対応する端子が中継ボックス５００（５１０）の端子６００に接続される。電極カテーテル８００の各電極８１０の中には、心内心電図測定用の電極及び電気刺激用の電極が兼用されて含まれる。電極カテーテル８００の各電極８１０のうちどの電極から何ボルトの電気刺激を出力するかと、その開始及び終了タイミングは、電気刺激装置７００によって設定される。 As shown in FIG. 2, the terminal corresponding to each electrode 810 of the electrode catheter 800 inserted into the heart 900 is connected to the terminal 600 of the relay box 500 (510). Each electrode 810 of the electrode catheter 800 includes both an intracardiac electrocardiogram measurement electrode and an electrical stimulation electrode. The electrical stimulation device 700 sets the number of volts of electrical stimulation output from which electrode among the electrodes 810 of the electrode catheter 800 and the start and end timings thereof.

本実施の形態の場合には、１つの中継ボックス５００（５１０、５２０、５３０）に双極で４０チャネル（つまり８０個の端子６００）が設けられている。ＥＰＳユニット４００は２つの中継ボックス５００、５１０を接続できるようになっており、従ってＥＰＳユニット４００は８０（＝２×４０）チャネル分の電気刺激信号の出力と心内心電波形及び電気刺激信号に基づく電気刺激波形の入力とが可能とされている。 In the case of this embodiment, one relay box 500 (510, 520, 530) is provided with 40 channels (that is, 80 terminals 600) in a bipolar manner. The EPS unit 400 can connect two relay boxes 500 and 510. Therefore, the EPS unit 400 can output 80 (= 2 × 40) channels of electrical stimulation signals, intracardiac electrocardiogram waveforms, and electrical stimulation signals. It is possible to input an electrical stimulation waveform based thereon.

さらに、ＥＰＳユニット４００には、拡張用のＥＰＳユニット４１０が接続可能とされている。拡張用ＥＰＳユニット４１０も２つの中継ボックス５２０、５３０を接続できるようになっており、従ってＥＰＳユニット４００は拡張用ＥＰＳユニット４１０を接続すれば、１６０（＝４×４０）チャネル分の電気刺激信号の出力と心内心電波形及び電気刺激信号に基づく電気刺激波形の入力をすることができる。 Further, an EPS unit 410 for expansion can be connected to the EPS unit 400. The expansion EPS unit 410 can also connect the two relay boxes 520 and 530. Therefore, if the expansion EPS unit 410 is connected to the EPS unit 400, the electrical stimulation signal for 160 (= 4 × 40) channels. And an electrical stimulation waveform based on the intracardiac electrocardiogram waveform and the electrical stimulation signal.

ＥＰＳユニット４００には、増幅装置（図３）が内蔵されており、中継ボックス５００、５１０、５２０、５３０から入力された心内心電波形は増幅装置によって増幅された後、ＡＤ変換され、インターフェースユニット３０１を介して本体ユニット２００に送出される。また、端子４１１から入力された電気刺激装置７００からの刺激信号は中継ボックス５００（５１０、５２０、５３０）を介して電極カテーテル８００に出力され心臓へと与えられる。さらに、電極カテーテル８００が心臓から取得した刺激波形は増幅装置によって増幅された後、ＡＤ変換され、インターフェースユニット３０１を介して本体ユニット２００に送出される。つまり、ＥＰＳユニット４００は、心内心電波形及び刺激波形を増幅する増幅装置を有する。そして、増幅装置によって増幅された心内心電波形及び刺激波形が本体ユニット２００を介してディスプレイ２０に表示される。 The EPS unit 400 incorporates an amplifying device (FIG. 3), and the intracardiac electrocardiogram waveform input from the relay boxes 500, 510, 520, and 530 is amplified by the amplifying device and then AD converted to obtain an interface unit. It is sent to the main unit 200 via 301. In addition, the stimulation signal from the electrical stimulation device 700 input from the terminal 411 is output to the electrode catheter 800 via the relay box 500 (510, 520, 530) and applied to the heart. Further, the stimulation waveform acquired from the heart by the electrode catheter 800 is amplified by the amplifying apparatus, then AD converted, and sent to the main unit 200 via the interface unit 301. That is, the EPS unit 400 includes an amplifying device that amplifies the intracardiac electrocardiogram waveform and the stimulation waveform. Then, the intracardiac electrocardiogram waveform and the stimulation waveform amplified by the amplification device are displayed on the display 20 via the main unit 200.

また、ＥＰＳユニット４００は、ＥＣＧ用出力端子４１６、スピーカ４１７等を有する。 The EPS unit 400 includes an ECG output terminal 416, a speaker 417, and the like.

＜増幅装置＞
図３は、ＥＰＳユニット４００に内蔵された増幅装置の構成を示す接続図である。増幅装置１０００は、電気生理学的検査システム１００が測定可能なチャネル数分だけ設けられている。つまり、図３に示した構成は、１チャネル分の刺激波形及び心内心電波形を増幅するための構成である。本実施の形態の場合、測定可能なチャネル数は双極（バイポーラ）で１６０チャネルなので、ＥＰＳユニット４００には図３の増幅装置１０００が３２０個設けられている。 <Amplifier>
FIG. 3 is a connection diagram showing the configuration of the amplifying device built in the EPS unit 400. There are as many amplifiers 1000 as the number of channels that the electrophysiological examination system 100 can measure. That is, the configuration shown in FIG. 3 is a configuration for amplifying the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram for one channel. In the case of the present embodiment, the number of channels that can be measured is bipolar (bipolar) and 160 channels, so 320 units of the amplifying apparatus 1000 of FIG.

第１のアンプ１００１の入力端には、中継ボックス５００（５１０、５２０、５３０）を介して電極カテーテル８００が接続される。これにより、第１のアンプには、電極カテーテル８００より心内心電波形及び刺激波形が入力される。 The electrode catheter 800 is connected to the input end of the first amplifier 1001 via the relay box 500 (510, 520, 530). Thereby, the intracardiac electrocardiogram waveform and the stimulation waveform are input from the electrode catheter 800 to the first amplifier.

第１のアンプ１００１の出力端には１次ローカットフィルタ（ＬＣＦ）１００２が接続されている。さらに、１次ローカットフィルタ１００２の出力端には第２のアンプ１００３が接続されている。 A primary low cut filter (LCF) 1002 is connected to the output terminal of the first amplifier 1001. Further, a second amplifier 1003 is connected to the output terminal of the primary low cut filter 1002.

第２のアンプ１００３の出力は、アナログディジタル変換回路（ＡＤＣ）１００４によってディジタル信号に変換される。アナログディジタル変換回路１００４から出力されるディジタル信号は、２次ローカットフィルタ（ＬＣＦ）１００５によって３０Ｈｚ未満の周波数成分が遮断される。 The output of the second amplifier 1003 is converted into a digital signal by an analog-digital conversion circuit (ADC) 1004. The digital signal output from the analog-digital conversion circuit 1004 is cut off frequency components of less than 30 Hz by a secondary low-cut filter (LCF) 1005.

また、第１のアンプ１００１の出力端にはアナログディジタル変換回路（ＡＤＣ）１００６が接続されている。第１のアンプ１００１の出力は、アナログディジタル変換回路（ＡＤＣ）１００６によってディジタル信号に変換される。アナログディジタル変換回路１００６から出力されるディジタル信号は、１次ローカットフィルタ（ＬＣＦ）１００７によって０．０５Ｈｚ未満の周波数成分が遮断される。 Further, an analog-digital conversion circuit (ADC) 1006 is connected to the output terminal of the first amplifier 1001. The output of the first amplifier 1001 is converted into a digital signal by an analog / digital conversion circuit (ADC) 1006. The digital signal output from the analog-digital conversion circuit 1006 is cut off frequency components of less than 0.05 Hz by a primary low cut filter (LCF) 1007.

電気生理学的検査システム１００においては、１次ローカットフィルタ１００７から出力される信号のうち０．０５〜１０Ｈｚ以上の周波数帯域の信号を用い、２次ローカットフィルタ１００５から出力される信号のうち３０〜１００Ｈｚ以上の周波数帯域の信号を用いるようになっている。本実施の形態では、１次ローカットフィルタ１００７から出力される信号のうち０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ以上の周波数の信号を用いるとともに、２次ローカットフィルタ１００５から出力される信号のうち３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ以上の周波数の信号を用いるようになっている。つまり、増幅装置１０００の増幅ターゲット周波数は、０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ以上である。 In the electrophysiological examination system 100, a signal in a frequency band of 0.05 to 10 Hz or more is used among signals output from the primary low cut filter 1007, and 30 to 100 Hz among signals output from the secondary low cut filter 1005. The signal of the above frequency band is used. In the present embodiment, signals having frequencies of 0.05 Hz, 0.5 Hz, 1.0 Hz, 5.0 Hz, 10.0 Hz or more are used among the signals output from the primary low cut filter 1007, and the secondary low cut filter is used. Of the signals output from 1005, signals with frequencies of 30 Hz, 50 Hz, 100 Hz or more are used. That is, the amplification target frequency of the amplification device 1000 is 0.05 Hz, 0.5 Hz, 1.0 Hz, 5.0 Hz, 10.0 Hz, 30 Hz, 50 Hz, 100 Hz or more.

ここで、第１のアンプ１００１、１次ローカットフィルタ１００２、第２のアンプ１００３は、ＡＣアンプ１０１０を構成している。一方、第１のアンプ１００１は、ＤＣアンプ１０２０を構成している。第１のアンプ１００１は、ＡＣアンプ１０１０とＤＣアンプ１０２０で共用されており、入力インピーダンスを高くするバッファとしての機能も有する。 Here, the first amplifier 1001, the primary low cut filter 1002, and the second amplifier 1003 constitute an AC amplifier 1010. On the other hand, the first amplifier 1001 constitutes a DC amplifier 1020. The first amplifier 1001 is shared by the AC amplifier 1010 and the DC amplifier 1020, and also has a function as a buffer for increasing the input impedance.

本実施の形態の場合、第１のアンプ１００１の増幅率は低倍率とされ、第２のアンプ１００３の増幅率は高倍率とされている。よって、ＡＣアンプ１０１０からは高倍率に増幅された信号が出力され、ＤＣアンプ１０２０からは低倍率に増幅された信号が出力される。ＤＣアンプは増幅率が低いので刺激波形のように大きな電圧が入力された場合でも飽和が抑制される。また、ＡＣアンプ１０１０は、２つのアンプ１００１、１００３によって増幅率を稼ぐ構成となっているが、ハード１次、ソフト２次のローカットフィルタ１００２、１００５によって飽和が抑制される。 In the case of this embodiment, the amplification factor of the first amplifier 1001 is a low magnification, and the amplification factor of the second amplifier 1003 is a high magnification. Therefore, the AC amplifier 1010 outputs a signal amplified at a high magnification, and the DC amplifier 1020 outputs a signal amplified at a low magnification. Since the DC amplifier has a low amplification factor, saturation is suppressed even when a large voltage is input like a stimulus waveform. Further, the AC amplifier 1010 has a configuration in which gain is increased by the two amplifiers 1001 and 1003, but saturation is suppressed by the hard primary and soft secondary low-cut filters 1002 and 1005.

以上説明したように本実施の形態によれば、刺激波形及び心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置１０００において、刺激波形及び心内心電波形を入力し、これらを増幅して出力する第１のアンプ１００１と、第１のアンプ１００１の出力を入力し、低域周波数成分を遮断して出力するローカットフィルタ１００２と、ローカットフィルタ１００２の出力を入力しこれを増幅して出力する第２のアンプ１００３と、を設け、第１のアンプ１００１の出力と、第２のアンプ１００３の出力とを増幅後の波形として用いるようにしたことにより、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間の短い増幅装置１０００を実現できる。 As described above, according to this embodiment, in the amplifying apparatus 1000 that inputs a stimulus waveform and an intracardiac electrocardiogram waveform and amplifies them, the stimulus waveform and the intracardiac electrocardiogram waveform are input, amplified, and output. The first amplifier 1001, the output of the first amplifier 1001, the low-cut filter 1002 that cuts off the low-frequency component, and the output of the low-cut filter 1002 are input, and this is amplified and output. 2 amplifier 1003 is provided, and the output of the first amplifier 1001 and the output of the second amplifier 1003 are used as the waveform after amplification. The amplification device 1000 having a short recovery time can be realized without degrading the resolution (noise resistance performance) with respect to the radio wave shape and the stimulus waveform.

従来は、心内心電アンプの構成は、ＡＣアンプのみ、或いは、ＤＣアンプのみとなっている。本発明では、必要な周波数帯域を得るためのフィルタの設定により、ＡＣアンプ１０１０とＤＣアンプ１０２０とを使い分けている。 Conventionally, the configuration of the intracardiac electrocardiograph amplifier is only an AC amplifier or only a DC amplifier. In the present invention, the AC amplifier 1010 and the DC amplifier 1020 are selectively used by setting a filter for obtaining a necessary frequency band.

ここで、解像度（耐ノイズ性能）を良くするためにはアナログアンプの増幅率を上げなければならい。そのためには、ＤＣアンプよりもＡＣアンプの方が優れている。しかし、そうすると、低い周波数帯域まで増幅対象とした場合、復帰時間が長くなる。例えばアナログ回路でフィルタの切り換えなどを行なったり、低い周波数帯域が入力されても復帰時間が短いフィルタ構成などを実現しようとすると回路規模が非常に大きくなる。 Here, in order to improve the resolution (noise resistance performance), the amplification factor of the analog amplifier must be increased. For this purpose, the AC amplifier is superior to the DC amplifier. However, in that case, when the amplification target is a low frequency band, the recovery time becomes long. For example, if the filter is switched by an analog circuit or if it is intended to realize a filter configuration with a short recovery time even when a low frequency band is input, the circuit scale becomes very large.

また、従来は、ＡＣアンプのローカットフィルタとして０．０５Ｈｚといった非常に低い周波数を設定しているので、ＡＣアンプの復帰時間が長くなってしまう。これに対して、本実施の形態では、ローカットフィルタ１００２のカットオフ周波数を０．０５Ｈｚよりも高い周波数に設定しているので、ＡＣアンプの復帰時間を短くできる。実際上、ローカットフィルタ１００２のカットオフ周波数は１〜３０Ｈｚの範囲に設定される。 Conventionally, a very low frequency such as 0.05 Hz is set as the low-cut filter of the AC amplifier, so that the recovery time of the AC amplifier becomes long. On the other hand, in this embodiment, the cut-off frequency of the low cut filter 1002 is set to a frequency higher than 0.05 Hz, so that the recovery time of the AC amplifier can be shortened. In practice, the cut-off frequency of the low cut filter 1002 is set in the range of 1 to 30 Hz.

増幅装置１０００は、バイポーラ波形とユニポーラ波形とでＡＣアンプ１０１０とＤＣアンプ１００６とを使い分けていると言うことができる。バイポーラ波形（バイポーラ電位）とは、例えば電極カテーテル８００の隣り合う電極間の電位のように、心臓内の局所的な電位のことであり、双極誘導とも呼ばれる。このバイポーラ波形の周波数帯域は３０Ｈｚ〜５００Ｈｚ程度である。一方、ユニポーラ波形とは、離れた電極間の電位のことであり、単極誘導とも呼ばれる。このユニポーラ波形の周波数は０．０５Ｈｚ〜５００Ｈｚ程度である。 It can be said that the amplifying apparatus 1000 uses the AC amplifier 1010 and the DC amplifier 1006 separately for the bipolar waveform and the unipolar waveform. A bipolar waveform (bipolar potential) is a local potential in the heart, such as a potential between adjacent electrodes of the electrode catheter 800, and is also referred to as bipolar induction. The frequency band of this bipolar waveform is about 30 Hz to 500 Hz. On the other hand, a unipolar waveform is a potential between distant electrodes and is also called unipolar induction. The frequency of this unipolar waveform is about 0.05 Hz to 500 Hz.

本発明は、以下の点に着目してなされている。 The present invention has been made paying attention to the following points.

・ユニポーラ波形は、復帰時間が若干長くても運用上問題ない。例えば復帰時間は、１００ｍｓｅｃ以上でもよい。一方、バイポーラ波形は、高い解像度（耐ノイズ性能）に加えて短い復帰時間が要求される。 -Unipolar waveforms can be used even if the recovery time is slightly longer. For example, the return time may be 100 msec or more. On the other hand, a bipolar waveform requires a short recovery time in addition to high resolution (noise resistance performance).

・心内心電図増幅装置として使用した場合、ＤＣアンプは、ＡＣアンプよりも増幅率（解像度）が低く耐ノイズ性能が若干悪い。ＡＣアンプを用いたとしても、低い周波数帯域まで帯域を広げると刺激波形による復帰時間が長くなってしまう。 When used as an intracardiac electrocardiogram amplifying device, the DC amplifier has a lower amplification factor (resolution) than the AC amplifier, and its noise resistance performance is slightly worse. Even if an AC amplifier is used, if the band is expanded to a low frequency band, the recovery time due to the stimulus waveform becomes long.

・ＡＣアンプは、コンデンサと抵抗からなるローカットフィルタが必要となり、従来のように０．０５Ｈｚ以下のローカットフィルタを実現しようとすると、ＣＲ値を大きくしなければならず、その結果、部品や実装面積の増加を招く。 -The AC amplifier requires a low-cut filter consisting of a capacitor and a resistor. If a low-cut filter of 0.05 Hz or less is to be realized as in the past, the CR value must be increased. Increase.

本発明はこれらの点を考慮して、高い解像度（耐ノイズ性能）と短い復帰時間が要求されるバイポーラ波形（低域遮断周波数：３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ）はＡＣアンプ１０１０により増幅したものを用い、ユニポーラ波形（低域遮断周波数：０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ）はＤＣアンプ１０２０により増幅したものを用いるようにした。これにより、バイポーラ波形ではローカットフィルタ１００２及び第２のアンプ１００２で低い周波数を処理しなくて済むので、ＡＣアンプ１０１０の復帰時間を短くでき、構成を簡単化できる。 In consideration of these points, the present invention uses a bipolar waveform (low frequency cut-off frequency: 30 Hz, 50 Hz, 100 Hz) that requires high resolution (noise resistance performance) and a short recovery time amplified by an AC amplifier 1010. The unipolar waveform (low cutoff frequency: 0.05 Hz, 0.5 Hz, 1.0 Hz, 5.0 Hz, 10.0 Hz) amplified by the DC amplifier 1020 is used. Thereby, in the bipolar waveform, it is not necessary to process a low frequency by the low cut filter 1002 and the second amplifier 1002, so that the recovery time of the AC amplifier 1010 can be shortened and the configuration can be simplified.

因みに、体表面心電図の多くの場合には、低域遮断周波数０．０５Ｈｚと０．５Ｈｚなど2種類程度を増幅するだけでよいが、心内心電図の場合には、低域遮断周波数０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚと多くの周波数帯域を増幅しなければならない。本実施の形態では、この多数の周波数に対して、短い復帰時間が要求される周波数と、その要求が少ない周波数とで、第１のアンプ１００１を共用しつつ、増幅系統を分けたことにより、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間の短い増幅装置１０００を実現できる。 By the way, in many cases of body surface electrocardiograms, it is only necessary to amplify about two kinds such as low cutoff frequency 0.05 Hz and 0.5 Hz, but in the case of intracardiac electrocardiogram, low cutoff frequency 0.05 Hz. , 0.5 Hz, 1.0 Hz, 5.0 Hz, 10.0 Hz, 30 Hz, 50 Hz, 100 Hz and many other frequency bands must be amplified. In the present embodiment, with respect to the large number of frequencies, by dividing the amplification system while sharing the first amplifier 1001 between the frequency for which a short recovery time is required and the frequency for which the requirement is low, It is possible to realize the amplifying apparatus 1000 having a short recovery time without reducing the resolution (noise resistance performance) for the intracardiac electrocardiogram waveform and the stimulation waveform while suppressing an increase in circuit configuration.

上述の実施の形態は、本発明を実施するにあたっての具体化の一例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。すなわち、本発明はその要旨、またはその主要な特徴から逸脱することの無い範囲で、様々な形で実施することができる。 The above-described embodiments are merely examples of implementation in carrying out the present invention, and the technical scope of the present invention should not be construed as being limited thereto. That is, the present invention can be implemented in various forms without departing from the gist or main features thereof.

本発明は、心内心電波形及び刺激波形を増幅する増幅装置に適用し得る。 The present invention can be applied to an amplifying apparatus that amplifies an intracardiac electrocardiogram waveform and a stimulation waveform.

１００電気生理学的検査システム
１０１本体部
１０２生体情報収録部
１１０ポリグラフ
２００本体ユニット
３００スーパーユニット
３０１インターフェースユニット
４００ＥＰＳ（Electrophysiological Study：電気生理学的検査）ユニット
５００、５１０、５２０、５３０中継ボックス
７００電気刺激装置
８００電極カテーテル
１０００増幅装置
１００１第１のアンプ
１００２、１００７１次ローカットフィルタ
１００３第２のアンプ
１００５２次ローカットフィルタ
１０１０ＡＣアンプ
１０２０ＤＣアンプ DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 Electrophysiological examination system 101 Main body part 102 Biological information recording part 110 Polygraph 200 Main body unit 300 Super unit 301 Interface unit 400 EPS (Electrophysiological Study) unit 500, 510, 520, 530 Relay box 700 Electrical stimulator 800 Electrode catheter 1000 Amplifying device 1001 First amplifier 1002, 1007 Primary low cut filter 1003 Second amplifier 1005 Secondary low cut filter 1010 AC amplifier 1020 DC amplifier

Claims

Amplification is used in an electrophysiological examination system that provides a stimulation signal from an electrode catheter to the heart and obtains an intracardiac electrocardiogram from the electrode catheter, and amplifies the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram input by the stimulation signal and amplifies them. A device,
A first amplifier that inputs the stimulation waveform and the intracardiac electrocardiogram, amplifies and outputs the first waveform,
A low-cut filter that inputs the output of the first amplifier and blocks and outputs a low-frequency component;
A second amplifier for inputting the output of the low-cut filter, amplifying it, and outputting it;
A first output line connected to a midpoint of connection between the first amplifier and the low cut filter;
A second output line connected to the output terminal of the second amplifier;
An amplification device comprising:

The first amplifier constitutes a DC amplifier,
The first amplifier, the low cut filter, and the second amplifier constitute an AC amplifier.
The amplification device according to claim 1.

The output of the first output line is used for a unipolar waveform;
The output of the second output line is used for a bipolar waveform;
The amplification device according to claim 2.

The amplification device is provided for each measurement channel of the electrophysiological examination system.
The amplifying device according to any one of claims 1 to 3.