JPH06315470A - 差動信号用受信機 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 防護電極無しで動作し、しかも従来型増幅器
の欠点を解決する差動信号受信機、とりわけＥＣＧ信号
用受信機回路を提供する。 【構成】 少なくとも二つの電極接点２５、２６の信号
を加算手段３６、３７、３９に供給し、前記少なくとも
二つの電極点２５、２６を制御可能な電流源４１、４２
に接続し、前記制御可能な電流源４１、４２の発生する
電流量を前記加算手段３６、３７、３９によって制御す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、差動信号、特に生物学
的信号に用いられる、少なくとも２個の電極接触点を備
えている受信機に関する。更に詳細には、本発明は、心
電図（ＥＣＧ）増幅器に使用される受信器回路に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】基本的には、心電図は患者を監視するた
めの最も重要な生理学的パラメータである。しかし、Ｅ
ＣＧ信号を拾い上げると、既に長時間以前から確認され
ていることであるが、克服するのが容易ではない技術的
問題を生ずることがある。

【０００３】最も重大な問題は患者が、安全上の理由か
ら、モニタの対地電位に接続されていないことがあると
いうことから生ずる。ＥＣＧモニタは、一般に、変圧
器、光学カプラー等のような患者とのガルヴァニック分
離の手段となる。

【０００４】外部ＥＣＧは対地ではなく、むしろ電極間
の差動信号として測定される。すなわち、少なくとも２
個の電極を必要とし、ＥＣＧ波形をこれらリード間の電
圧差として測定する。これはまさに、患者の接地が浮い
ていて安定でないので、モニタが対地測定してもその結
果はすべて無意味になるということによる。このため複
数の波形を得るべく、３本以上のリードを設けることも
あることが理解されよう。

【０００５】外部ＥＣＧ信号の実際の差動電圧はほぼ１
００μＶ〜１０ｍＶまでの範囲にある。対照的に、浮動
対地は最大１００Ｖまでの（及び１００Ｖを越すことさ
えある）共通モード電圧（すなわち、ＥＣＧの両リード
に現れる電圧）を生ずることがある。すなわち、共通電
圧の振幅は差動電圧より約１０の３乗乃至１０の６乗大
きいことがある。

【０００６】このように差動増幅器をその動作範囲に維
持すること、すなわち、その共通モード排除比（ＣＭＲ
Ｒ）を高く維持することは容易ではない。それ故周知の
対策は差動増幅器を大地からガルヴァニ的に切り離すこ
とであり、こうすればＣＭＲＲが最大７０ｄＢは改善さ
れる。この第１の対策の制限要因はガルヴァニ的切り離
しの絶縁容量であり、これには電気回路の絶縁容量及び
患者のリードの対地容量が含まれる。しかし、最大７０
ｄＢのＣＭＲＲは受入れ可能な品質の差動信号を提供す
るには不充分である。

【０００７】それ故他の対策を別に取らなければならな
い。従来技術で広く使用されている一つの方法は所謂
「防護駆動」である。一般に、これは患者の対地電位を
ピックアップ回路の「浮動」部分の対地電位に近づける
ように修正することを意味する。更に詳細には、複数の
差動信号から得られる信号、例えば加算信号を導出し、
追加した増幅器をこれによって制御する。追加した増幅
器の出力は、更に他の電極を介して、患者に接続され
る。この概念は「右脚駆動」としても知られている。

【０００８】この防護駆動はＣＭＲＲを更に約２０ｄＢ
向上させるが、その有するループ利得によって制限され
てしまう。しかしながら、この防護駆動の最も重大な短
所は、別の電極を設けなければならないということであ
る。例えば、一つのリード（波形）を得るのに３個のＥ
ＣＧ電極を使用しなければならない。

【０００９】付加電極は臨床業務において、とりわけそ
の取扱いについて特に不利である。しかし、３番目の
（又は（ｎ＋１）番目の）電極を適用するのに必要な付
加時間、その費用及び付加電極ケーブルによる混乱だけ
が防護駆動の概念を限定する要因ではない。例えば、新
生児（新しく生まれた乳児）を考える。集中看護装置で
監視する間複数の電極及びセンサ（例えば、ＥＣＧ、呼
吸、血液ガス）が新生児に普通取付けられる。しかし、
新生児の身体の空間は限られているので、臨床医は必要
なすべての電極を取付けるのに困難を感ずることが屡々
である。

【００１０】したがって、追加的な「防護駆動」電極を
除去することが強く望まれ、防護駆動の無いＥＣＧ増幅
器、所謂２本リード増幅器が既に開発されている。この
種の従来技術の増幅器は（防護駆動の概念による差動増
幅器の入力抵抗が究極的には無制限であるのと反対に）
限定された入力抵抗を有する差動増幅器を採用してい
る。この差動増幅器の動作点は抵抗器によって調節され
る。

【００１１】ここで、従来技術によるＥＣＧ（心電図）
前置増幅器を図１に示す。この前置増幅器は「防護駆
動」の概念を利用している。同図において参照番号１は
患者を示す。第１のＥＣＧリードには２、第２のＥＣＧ
リードには３の符号が付いている。２個の電極によって
拾い上げられた信号は、それぞれ、抵抗器４及び５、コ
ンデンサ６及び７を経て、増幅器８及び９に供給される
（これら増幅器は１乃至５のゲインを備え得る）。抵抗
器４及び５は患者の仮想電圧源の源インピーダンスを表
す他に、ケーブル抵抗をも表している。同様に、コンデ
ンサ６及び７はケーブル容量を表している。

【００１２】増幅器８及び９はほとんどの演算増幅器の
ような、高入力抵抗を有する。それらの出力は、配線１
０及び１１を経由して、差動増幅器１２に供給され、差
動増幅器１２は、出力１３に、電極リード２及び３によ
り拾い上げられた二つの信号の間の差を表す信号を供給
する。

【００１３】安全性の理由から、患者は関連するモニタ
の対地電位から電気的に絶縁されている。（このような
ガルヴァニック絶縁を行う手段は当業者には周知であ
り、図１にはその詳細を図示していない。一般的には、
出力１３が変圧器や光学カプラー及び類似の手段に接続
される。）

【００１４】すなわち、患者の対地電位はモニタの対地
電位（非浮動対地電位とも呼ばれる）とは異なる。した
がって、別の対策をしなければ、患者の対地電位と非浮
動対地電位との間の電圧差は数百ボルトになることがあ
る。これを患者から接地までの点線の電圧源１４及び抵
抗器１５で示している。ＥＣＧ前置増幅器はそれ故、最
大１００Ｖ又はそれより大きいこともある共通モード電
圧に隠されている数百μＶから数百ｍＶまでの差動信号
を検出しなければならない。

【００１５】前述のような小振幅の差動ＥＣＧ信号を検
出する程敏感な差動増幅器は大電圧の共通モードの切り
替えを処理することができない。したがって、別の対策
を取らなければならない。

【００１６】図１の回路は配線１８上の二つの差動ＥＣ
Ｇ信号の加算信号を発生する２個の抵抗器１６及び１７
を備えている。この信号は増幅器１９と抵抗器２０を経
て患者１に供給される。それ故別の電極２１を患者の皮
膚に設置しなければならない。

【００１７】増幅された加算信号は、患者の電位を浮動
対地と呼ばれる接地に近い電位にするが、これはＥＣＧ
前置増幅器の浮動部分の電位である。 図１において、
浮動対地は、モニタ対地（又は地電位）２０２と対照的
に、三角形で示してある（参照番号２０１を参照）。モ
ニタ対地２０２と浮動対地２０１との間に、インピーダ
ンス２０３で示したように、別のインピーダンスが存在
することに注目することは重要である。このインピーダ
ンスは主として容量性のもので、典型的には２ｐＦであ
る。しかし、患者ケーブルが接地物体近くに設置されて
いる場合には、最大２０ｐＦに達することがある。

【００１８】上の対策の効果は前置増幅器の動作特性が
改善されることである。しかしながらこの場合も、追加
の電極２１をそのすべての関連短所と共に使用しなけれ
ばならないことになる。

【００１９】図２は他の従来技術の方法を示す。図１と
同一である限り同じ参照番号を使用しているが、代わり
にアポストロフィを付加してある。

【００２０】２個の電極２’及び３’によって患者１か
ら拾い上げられた信号は、それぞれ抵抗器４’及び５’
及びコンデンサ６’及び７’を経由して、出力信号１
３’を生ずる差動増幅器１２’に供給される。患者の対
地電圧及び関連インピーダンスは、１４’及び１５’で
示してある。

【００２１】図２による回路では、増幅器８及び９が省
略されていることに気付くであろう。更に、１ＭΩの抵
抗器２２及び２３は図１の抵抗器１６及び１７とは異な
る機能を備えている。異なる参照番号を使用しているの
はこのためである。事実、抵抗器２２と２３との間の相
互接続（星状）点２４は防護電極にではなく、代わりに
接地されている。

【００２２】抵抗器２２及び２３の機能は差動増幅器１
２’の動作点を調節することである。この実施例は防護
電極を必要としないものの、共通モード信号に対するこ
の回路の入力抵抗は極めて高いことが明らかであり、こ
れは共通モード入力抵抗と差動入力抵抗との間の固定さ
れた比率のように、望ましくない効果を生む。更に、こ
の場合のガルヴァニ的切離しは前置増幅器を患者ケーブ
ルのケーブルヘッドに組込むことを必要とするという、
更に厳しい要求事項を受けることになる。

【００２３】

【発明が解決しようとする課題】前記の例で示した従来
技術にあっては、防護駆動法と比較しても、更に強い要
求をガルヴァニ的切離しに課している。この強い要求は
増幅器が患者ケーブルのケーブルヘッドに組込まれ（こ
れはケーブルを更にかさばらせ取扱いを厄介にする）、
かつ浮遊容量の非常に低い（２ｐＦ以下）変圧器がガル
ヴァニ的切離し用に用意される場合に限り満たすことが
できる。しかしながら両対策とも増幅器の費用に本質的
に関係することになる。また最後に重要なことは、その
差動特性もまた、入力抵抗の制限の影響を受けることで
ある。

【００２４】このような結果として、防護電極無しで動
作し、しかもなお既知増幅器の欠点を回避するＥＣＧ信
号用受信機回路の必要性が絶えず存在し続けている。本
発明は上述の必要性に応えて、防護電極を必要としない
確実で高性能の差動信号受信機を提供することを目的と
するものである。

【００２５】

【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
本発明に係る差動信号受信機は、少なくとも二つの電極
接触点の信号を加算手段に供給し、前記少なくとも二つ
の電極接触点を制御可能な電流源に接続し、前記制御可
能な電流源の発生する電流量を前記加算手段によって制
御することを特徴とするものである。

【００２６】

【作用】本発明に係る差動信号受信機は、少なくとも二
つの電極接触点の信号が加算手段に供給される。さら
に、前記少なくとも二つの電極接触点を制御可能な電流
源に接続する。前記加算手段は、少なくとも二つの電極
接触点の信号の加算結果に基づいて、前記制御可能な電
流源の発生する電流量を制御する。

【００２７】

【実施例】本発明は、以下の各項目に示すような実施態
様を含むものである。 １． 差動信号、特に生物学的信号に用いられ、少なく
とも二つの電極接点（２５、２６；４５、４６；７３ａ
〜７３ｄ；２５’、２６’；９９、１００；１６２、１
６３）を備えた差動信号用受信機であって、前記少なく
とも二つの電極接点（２５、２６；４５、４６；７３ａ
〜７３ｄ；２５’、２６’；９９、１００；１６２、１
６３）の信号が、加算手段（３６、３７、３９；５６〜
５８；９４〜９６；３６’、３７’、３９’；７９ａ〜
７９ｄ、８１；１１９、１２０；１７０）に供給され、
前記電極接点（２５、２６；４５、４６；７３ａ〜７３
ｄ；２５’、２６’；９９、１００；１６２、１６３）
の少なくとも２つが、夫々制御可能な電流源（４１、４
２；５９〜６６；８３ａ〜８３ｄ；９２、９３；４
１’、４２’；１２１〜１２８；１７３〜１８４）に接
続され、前記制御可能な電流源（４１、４２；５９〜６
６；８３ａ〜８３ｄ；９２、９３；４１’、４２’；１
２１〜１２８；１７３〜１８４）により発生される電流
の量が、前記加算手段（３６、３７、３９；５６〜５
８；９４〜９６；３６’、３７’、３９’；７９ａ〜７
９ｄ、８１；１１９、１２０；１７０）により制御され
る差動信号用受信機。

【００２８】２． 高入力インピーダンスの回路手段
（３２、３３；４９、５０；７７ａ〜７７ｄ；８６、８
７；３２’、３３’；１０９、１１０）が、前記電極接
点（２５、２６；４５、４６；７３ａ〜７３ｄ；２
５’、２６’；９９、１００；１６２、１６３）と前記
加算手段（３６、３７、３９；５６〜５８；９４〜９
６；３６’、３７’、３９’；７９ａ〜７９ｄ、８１；
１１９、１２０；１７０）との間に配設される前記１に
記載の差動信号用受信機。

【００２９】３． 増幅器手段（３２、３３；４９、５
０；７７ａ〜７７ｄ；８６、８７；３２’、３３’；１
０９、１１０）が、前記電極接点（２５、２６；４５、
４６；７３ａ〜７３ｄ；２５’、２６’；９９、１０
０；１６２、１６３）と前記加算手段（３６、３７、３
９；５６〜５８；９４〜９６；３６’、３７’、３
９’；７９ａ〜７９ｄ、８１；１１９、１２０；１７
０）との間に配設される前記１に記載の差動信号用受信
機。

【００３０】４． 前記制御可能な電流源（４１、４
２；５９〜６６；８３ａ〜８３ｄ；９２、９３；４
１’、４２’；１２１〜１２８；１７３〜１８４）の第
２の接点が、定電位に接続される前記１に記載の差動信
号用受信機。

【００３１】５． 前記制御可能な電流源（４１、４
２；５９〜６６；８３ａ〜８３ｄ；９２、９３；４
１’、４２’；１２１〜１２８；１７３〜１８４）の少
なくとも１つが、直列に接続されている逆極性の２つの
トランジスタ（５９、６０；６３、６４；１７３、１７
４；１７５、１７６；１２２、１２３；１２６、１２
７）を有する前記１に記載の差動信号用受信機。

【００３２】６． 前記加算手段（３６、３７、３９；
５６〜５８；９４〜９６；３６’、３７’、３９’；７
９ａ〜７９ｄ、８１；１１９、１２０；１７０）が、星
状点（３８；５５；８０；３８’；１１８）に接続され
ている少なくとも２つの抵抗器（３６、３７；５３、５
４；７９ａ〜７９ｄ；９４、９５；３６’、３７’；１
１６、１１７；１６８、１６９）を有する加算回路であ
る前記１に記載の差動信号用受信機。

【００３３】７． 前記星状点（３８；５５；８０；３
８’；１１８）が、増幅器（３９；５６；８１；９６；
３９’；１１９；１７０）に接続される前記６に記載の
差動信号用受信機。

【００３４】８． 前記加算手段（３６、３７、３９；
５６〜５８；９４〜９６；３６’、３７’、３９’；７
９ａ〜７９ｄ、８１；１１９、１２０；１７０）の入力
と前記制御可能な電流源（４１、４２；５９〜６６；８
３ａ〜８３ｄ；９２、９３；４１’、４２’；１２１〜
１２８；１７３〜１８４）の少なくとも一つとの間に配
設されている少なくとも１個の乗算器回路（９８；１３
６〜１５３）を有する前記１に記載の差動信号用受信
機。

【００３５】９． 少なくとも２つの心電図電極を接続
するための手段を有する前記１に記載の差動信号用受信
機。

【００３６】１０． 好ましくは患者の呼吸を測るた
め、交番電流を患者内に誘導するために、逆極性且つ前
記心電図の周波数より高い周波数の信号が、制御可能な
電流源（１７３〜１８４）に供給される前記９に記載の
差動信号用受信機。

【００３７】１１． 前記逆極性の信号が、前記加算手
段（１７０）により発生される信号に重畳される前記１
０に記載の差動信号用受信機。

【００３８】１２． 信号、特に生物学的信号を処理す
る方法であって、少なくとも２つの電極の信号を受信す
る工程と、和信号を得るために前記受信信号を加算する
工程と、制御可能な電流を前記電極に導入する工程と、
前記和信号に応じて導入電流の量を制御する工程と、を
有する方法。

【００３９】本発明に係る差動信号受信機は、少なくと
も二つの電極接点の信号を加算手段に供給し、さらに少
なくとも二つの電極接点を制御可能な電流源に接続し、
制御可能な電流源が発生する電流量を加算手段によって
制御する。

【００４０】ここに使用する電極接点とは、単に受信機
の電極との接点の意味である。加算手段は電流源に供給
される制御信号を発生する。これら電流源は電極接点と
接続されており、（正又は負の極性の）電流を電極リー
ドに、したがって患者に注入するが、電流量は加算手段
が発生する制御信号によって決まる。

【００４１】差動信号用のこのような回路の入力抵抗は
理論的に無限であることがわかっており、実際問題とし
て、数十ＭΩ（例えば、３０ＭΩ）である。すなわち、
回路にはＥＣＧのような差動信号を受ける（及び／又は
増幅する）のに最適の特性がある。

【００４２】他方、入力抵抗は極めて低く、共通モード
信号では０に近づくことさえある。共通モード信号が０
に等しいように回路を設計することさえ可能である。

【００４３】これこそが差動信号、特に生物学的差動信
号の受信機回路の所要機能である。共通モード信号に対
する入力抵抗がほぼ０であるので、これら信号に対して
短絡が確立し、それらが受信機の出力に現れないように
なる。他方、差動信号は無制限の入力抵抗にされされ、
したがって完全に伝送される。

【００４４】本発明には、防護駆動が不要であるが、そ
れにもかかわらず差動信号の測定に最適の電気的特性を
示すという顕著な長所がある。特に、ＥＣＧ波形を２個
の電極だけで得ることができる。勿論、更に多数の電極
（例えば、ｎ個の電極）を設ける場合、二つ以上の波形
を得ることも可能である。これは常に（ｎ＋１）個の電
極を必要とする防護駆動法とは対照的である。

【００４５】同様に、本発明は従来の、防護電極を省略
しようとすることから制約を受けない。特に、この新し
い受信機は患者ケーブルのケーブルヘッドに組込む必要
がなく、浮遊容量が極めて低い変圧器の必要性も無い。
関連する他の長所はその電気特性が差動信号又は共通モ
ード信号のスペクトル成分によらないということであ
る。或る範囲で、本発明は、追加の防護電極を使用する
代わりに、患者を浮動対地に近い対地電位にするのに信
号リードを使用していると言うことができる。

【００４６】本発明の第１の実施例を図３に示す。患者
２７に取付けられている２個の電極２５及び２６は、そ
れぞれの抵抗器２８及び２９及びそれぞれのコンデンサ
３０及び３１（これらは患者及び患者ケーブルの抵抗及
びキャパシタンスを表す）を介して、ＥＣＧ信号を高入
力インピーダンスの増幅器３２及び３３に送る。それら
の出力３４及び３５は（図３には図示してないが）更
に、図１及び図２の差動増幅器１２及び１２’のよう
な、差動増幅器に接続されている。

【００４７】２個の抵抗器３６及び３７は接合点３８に
ＥＣＧ信号を送る。増幅器３２及び３３は主としてイン
ピーダンス変換器として働き、抵抗器３６及び３７は負
荷を電極に載せないようにしていることが明らかであ
る。換言すれば、増幅器３２及び３３の入力インピーダ
ンスは非常に高く、出力インピーダンスは低い。接合点
３８は、その非反転入力が（浮動）対地に接続されてい
る増幅器３９の反転入力に接続されている。この増幅器
３９はフィードバック信号又は制御信号を発生し、この
信号は、配線４０を経由して、電流源４１及び４２に送
られる。各電流源にはそれぞれのＥＣＧリードに接続さ
れている一方の端子及び接地されている他方の端子があ
る。配線４０の制御信号は電流源４１及び４２によって
患者リードに注入される電流量を制御する。

【００４８】この回路構成は、後に示すように、差動信
号に対して極めて高い入力インピーダンスを示し、共通
モード信号に対して非常に低い入力インピーダンスを示
す。したがって別の防護電極を設けることは不要であ
り、本発明の回路が図２による前置増幅器の制約を受け
ることもない。

【００４９】抵抗器３６及び３７は同じ抵抗値を有する
ことが望ましいが、これは本発明を実施するに必要な不
可欠要件ではない。事実、接合点３８に重み付け加算信
号を得るために、異なる抵抗値の使用を考えることがで
きる。同様に、電流源４１及び４２に供給される制御信
号は必ずしも同一である必要はないが、図３には同一で
ある場合を図示してある。後に電流源に供給される制御
信号について異なる増幅率が設けられる場合を考えるこ
とにする。

【００５０】今までの図でのように、患者の対地電圧及
びインピーダンスは点線の電圧源４３及び点線のインピ
ーダンス４４で示してある。

【００５１】本発明の基礎を示すため、図３の回路は多
かれ少なかれ図式形態で示してある。図４は実際の実施
例を描いている。２個の電極に４５及び４６と名付けて
ある。２個のＥＣＧリードの信号は、線４７及び４８を
経由して、増幅器４９及び５０の非反転入力に送られ
る。これら増幅器は、そのそれぞれの出力からそのそれ
ぞれの反転入力までのそれらのフィードバックループが
示すように、電圧フォロワとして動作する。線５１及び
５２にある出力信号は更に差動増幅回路（図４には図示
してない）に送られる。

【００５２】共に５０ｋΩの抵抗器である抵抗器５３及
び５４は２個のＥＣＧ信号を接合点５５に接続する。後
の計算が示すように、接合点の電位は２個のＥＣＧ信号
の和の半分である。したがって、抵抗器５３及び５４は
２個のＥＣＧ信号の和を表す信号を発生する。

【００５３】接合点５５は演算増幅器５６の非反転入力
に接続されている。この演算増幅器は５０ｋΩの抵抗器
５７及び１ｋΩの抵抗器５８で示しているように、電位
計増幅器として結線されている。増幅器５６の出力は、
次に説明するように、電流源に対する制御信号を構成す
る。

【００５４】第１の電流源、すなわち、電極４５を駆動
する電流源は基本的にはｐｎｐトランジスタ５９及びｎ
ｐｎトランジスタ６０から構成されており、これら２個
のトランジスタのコレクタは接続され、電極４５と接触
している。１００ｋΩ抵抗器６１及び６２はそのそれぞ
れのエミッタを正及び負の電源電圧に接続している。

【００５５】同様に、ｐｎｐトランジスタ６３、ｎｐｎ
トランジスタ６４及び２個の１００ｋΩ抵抗器６５及び
６６は電極４６を駆動する第２の電流源を構成してい
る。したがって、トランジスタ６３及び６４のコレクタ
はこの電極と接触している。

【００５６】２個の電流源の制御入力には６７及び６８
の番号が付けてある。 これら入力は増幅器５６により
発生される信号、すなわち１００ｋΩ抵抗器６９及び７
０の他に１８０ｋΩ抵抗器７１及び７２を含む電圧分割
器を経由する信号の制御下にある。

【００５７】３個以上（すなわち４個）の電極を有する
実施例を図５に示す。電極には７３ａ乃至７３ｄの番号
が付けてあり、患者７４に取付けられている。ＥＣＧ電
極により拾い上げられた信号は、それぞれの抵抗器７５
ａ乃至７５ｄ及びコンデンサ７６ａ乃至７６ｄを介して
増幅器、望ましくは電圧フォロワ７７ａ乃至７７ｄに送
られる。それらの出力７８ａ乃至７８ｄはリードセレク
タスイッチ及び差動増幅器（従来技術、図５には示して
ない）に送ることができる。

【００５８】抵抗器７９ａ乃至７９ｄは更に増幅器７７
ａ乃至７７ｄの出力を接合点８０に接続している。この
接合点の電位はすべてのＥＣＧ信号の加算を表してお
り、増幅器８１の反転入力に供給される。増幅器８１の
出力（配線８２）は、それぞれの電流をＥＣＧリードに
注入する電流源８３ａ乃至８３ｄを制御する。患者の対
地電圧及びインピーダンスは今度も電圧源８４及びイン
ピーダンス８５で示している。

【００５９】本発明は３個以上の電極を有する他の実施
例、例えば、４個の電極を有するが電流源は２個だけの
実施例をも包含していることが理解される。このような
２個の電流源は、電極がｎ個の場合でも、充分な仮想対
地を提供する。

【００６０】図６は本発明の機能性を説明するのに今回
使用することにする本発明の簡単なモデルを示してい
る。増幅器８６及び８７は極めて高い入力インピーダン
ス及びゲイン１を有すると仮定する。この場合、電圧Ｕ
Ａ’及びＵＢ’を式１及び式２のように表すことができ
る。

【００６１】 ＵＡ’＝ＵＡ−ＩＡ＊ＲＡ ・・・（１） ＵＢ’＝ＵＢ−ＩＢ＊ＲＢ ・・・（２） ここでＵＡ及びＵＢは電圧源８８及び８９を横断する電
圧であり、ＲＡ及びＲＢは抵抗器９０及び９１の抵抗で
ある。ＩＡ及びＩＢは、それぞれ電流源９２及び９３に
より注入された（又は吸い込まれる）電流である。

【００６２】増幅器８６及び８７の出力は、抵抗器９４
及び９５を経由して、増幅器９６の非反転入力に送られ
る。この増幅器により発生される電圧はＵＣと名付けら
れている（Ｃは制御を表す）。

【００６３】増幅器９６の出力９７から電流源９２及び
９３へのフィードバックは図式目的のため図６には描い
てない。今度は、電流源９２及び９３の電流を制御する
ために、異なる増幅率を適用して電圧ＵＣを制御する最
も一般的な場合を仮定しよう。すなわち、式３及び式４
を仮定する。 ＩＡ＝α＊ＵＣ ・・・（３） ＩＢ＝β＊ＵＣ ・・・（４）

【００６４】ただしα及びβは増幅率である。与えられ
るのは他に、電圧ＵＣを制御するための式５の方程式で
ある。 ＵＣ＝（ＵＡ’＋ＵＢ’）／２ ・・・（５）

【００６５】これら方程式を互いに代入すれば、制御電
圧として式６を得、したがって電流として式７、式８を
得る。 ＵＣ＝（ＵＡ＋ＵＢ）／（２＋α＊ＲＡ＋β＊ＲＢ） ・・・（６） ＩＡ＝α（ＵＡ＋ＵＢ）／（２＋α＊ＲＡ＋β＊ＲＢ） ・・・（７） ＩＢ＝β（ＵＡ＋ＵＢ）／（２＋α＊ＲＡ＋β＊ＲＢ） ・・・（８）

【００６６】それ故入力インピーダンスは次の式９、式
１０のように規定される。 ＲｉｎＡ＝ＵＡ／ＩＡ＝（２＋α＊ＲＡ＋β＊ＲＢ）／α（１＋ＵＢ／ＵＡ） ・・・（９） ＲｉｎＢ＝ＵＢ／ＩＢ＝（２＋α＊ＲＡ＋β＊ＲＢ）／β（１＋ＵＡ／ＵＢ） ・・・（１０）

【００６７】次に差動信号として式１１の場合を考え
る。 ＵＡ＝−ＵＢ ・・・（１１） 式９及び式１０の括弧内の項は０になり、差動信号に対
する入力インピーダンスが無限大になることが容易にわ
かる。

【００６８】対照的に、式１２と仮定すれば、すなわ
ち、共通モード信号の場合を仮定すれば、 ＵＡ＝ＵＢ ・・・（１２）

【００６９】入力インピーダンスに対して式１３と式１
４が得られる。 ＲｉｎＡ、ＣＭ＝（２＋αＲＡ＋βＲＢ）／２α ・・・（１３） ＲｉｎＢ、ＣＭ＝（２＋αＲＡ＋βＲＢ）／２β ・・・（１４）

【００７０】インピーダンスＲＡ及びＲＢは主として過
電圧保護のため設けられた個別抵抗器を表している。こ
れら抵抗器を取除き、それらを短絡接続で置き換えれ
ば、すなわちＲＡ＝０及びＲＢ＝０とすれば、更に増幅
率α及びβが無限大に近づく、すなわち、α→∞及びβ
→∞と仮定すれば、共通モード信号に対する入力インピ
ーダンスは０に近づく、すなわち、式１５となる。 ＲｉｎＡ、ＣＭ＝ＲｉｎＢ、ＣＭ→０ ・・・（１５） これは望ましい機能性である。

【００７１】更に実際的な例として、α＝β＝１／Ω及
びＲＡ＝ＲＢと仮定すれば、式１３及び式１４は式１６
のように簡単になる。 ＲｉｎＡ、ＣＭ＝ＲｉｎＢ、ＣＭ＝１／Ω＋ＲＡ ・・・（１６） これも共通モード信号に必要な低入力インピーダンスで
ある。

【００７２】今度は非対称の場合、すなわち源抵抗ＲＡ
及びＲＢが等しくない場合を考える。この場合、式１７
に対して式１８であることを要求する。 ＵＡ＝ＵＢ ・・・（１７） ＵＡ’＝ＵＢ’ ・・・（１８）

【００７３】これらの条件を式１乃至式４に入れれば、
次の条件を得る。 α＊ＲＡ＝β＊ＲＢ ・・・（１９）

【００７４】簡単にするため、β＝１／Ωとし、式２０
を得る。 ＲＢ＝α＊ＲＡ・Ω ・・・（２０）

【００７５】この条件を満たすように設計された回路を
図７に示す。この回路は図３の回路とほとんど同じであ
り、したがって、同じ参照番号を使用しているが、アポ
ストロフィが付いている。唯一の相違は電流源４１’及
び４２’が同じ制御信号により制御されないということ
である。代わりに、乗算器９８が電流源４２’の制御線
に入っている。対称的に、このような乗算器は電流源４
１’の制御信号に対しては設けられていない。乗算器９
８は式１９から得られ且つ源インピーダンスの相違を補
償するのに必要な因数を正確に発生する。

【００７６】図８は図７による回路の実際の実施例を示
す。患者ケーブルには２個の電極９９及び１００があ
り、２個の１ｋΩ抵抗器１０１及び１０２が細動除去及
び／又は電気外科に対する保護を行う。コンデンサ１０
３及び１０４はシールド１０５に対するケーブルの容量
を表し、約５６０ｐＦである。

【００７７】参照番号１０５及び１０６はＥＣＧ前置増
幅器へのコネクタジャックを表す。リード１０７及び１
０８に乗っている２個のＥＣＧ信号は電圧フォロワ１０
９及び１１０に送られる。これら接地容量はコンデンサ
１１１及び１１２（各々４７０ｐＦ）で示してある。

【００７８】抵抗器１１３、１１４及び１１５は電圧フ
ォロワ１０９及び１１０の必要なフィードバックを行
う。和信号は抵抗器１１６と１１７との間の接合点で発
生され、その信号は接合点（参照番号１１８）からフィ
ードバック抵抗器１２０により反転演算増幅器１１９に
送られる。

【００７９】下記構成要素はＥＣＧリード１０７を駆動
する電流源を確立する。４００ｋΩ抵抗器１２１、ｐｎ
ｐトランジスタ１２２、ｎｐｎトランジスタ１２３及び
４０４ｋΩ抵抗器１２４。同様に、ＥＣＧリード１０８
を駆動する電流源は４００ｋΩ抵抗器１２５、ｐｎｐト
ランジスタ１２６、ｎｐｎトランジスタ１２７及び２０
０ｋΩ抵抗器１２８から構成されている。ｐｎｐトラン
ジスタ１２２及び１２６のベースは４０ｋΩ抵抗器１２
９、ダイオード１３０及び１００ｎＦコンデンサ１３１
に接続されている。同様に、ｎｐｎトランジスタ１２３
及び１２７のベースは４０ｋΩ抵抗器１３２、ダイオー
ド１３３及び１００ｎＦコンデンサ１３４に接続されて
いる。

【００８０】演算増幅器１１９により発生される制御信
号（配線１３５）はＥＣＧリード１０８を駆動する電流
源に直接供給される。対照的に、それはＥＣＧリード１
０７に関連する電流源を直接駆動せず、代わりに、乗算
器がこの径路に挿入されている。乗算器は次の構成要素
から構成されている。１０ｋΩ抵抗器１３６、演算増幅
器１３７、１０ＫΩ抵抗器１３８、１００ｎＦコンデン
サ１３９、２００ｋΩ抵抗器１４０、１０ｋΩ抵抗器１
４１、ダイオード１４２、ｐｎｐトランジスタ１４３、
１００ｎＦコンデンサ１４４、ｎｐｎトランジスタ１４
５、４００ｋΩ抵抗器１４６、１０ｋΩ抵抗器１４７、
１００ｎＦコンデンサ１４８、ｎｐｎトランジスタ１４
９、４００ｋΩ抵抗器１５０、ｎｐｎトランジスタ１５
１及び４００ｋΩ抵抗器１５２。乗算係数を調節する制
御信号は入力端子１５３に送られる。この信号は、例え
ば、源インピーダンスＲＡ又はＲＢの前の測定値によ
り、手動制御で発生することができ又は自動的に発生す
ることができる。

【００８１】図８に示す乗算器は模範的性質のものを示
したに過ぎないことが理解される。この乗算器は破線ブ
ロック２２０で表した構成要素を備えており、当業者に
既知の他の乗算器で効果的に置き換えることができる。
演算増幅器１５４及び１５５の他に、抵抗器１５６乃至
１６０も出力端子１６１で利用できるＥＣＧ信号間の差
を発生する。

【００８２】図９は２個の電極１６２及び１６３だけを
用いて呼吸を測定するのに特に設計された回路を示して
いる。２個の電極１６２及び１６３が患者に取付けられ
る。これら電極により拾い上げられた信号は、コンデン
サ１６４及び１６５を介して、線１６６及び１６７に送
られる。これらの線は、抵抗器１６８及び１６９を介し
て、演算増幅器１７０に接続されており、演算増幅器１
７０は電流源に対して制御信号を（配線１７１により）
供給する。コンデンサ１７２はフィードバックの目的に
役立つ。

【００８３】第１の電流源はｐｎｐトランジスタ１７３
及びｎｐｎトランジスタ１７４から構成されている。同
様に、ｐｎｐトランジスタ１７５及びｎｐｎトランジス
タ１７６は第２の電流源（配線１６７に割当てられてい
る）を構成している。トランジスタのエミッタは正と負
との電源電圧の間に接続されて抵抗器１７７乃至１８４
から構成されている電圧分割器に接続されている。配線
１７１の制御信号は二つの電流源の間の接合点１８５に
送られる。次いで抵抗器１８６及び１８７を介して電流
源に結合される。

【００８４】電流源は入力１８８及び１８９の信号によ
り制御される。これら入力は心電図の構成要素より高い
周波数、例えば、５０ｋＨｚ又は７０ｋＨｚの交番電圧
信号を発生するＡＣ源に接続されている。これら信号は
逆極性（逆相）のものであり、コンデンサ１９０及び１
９１を介して、電流源に送られ、演算増幅器１７０によ
り発生される制御信号に重ねられる。電流源はこのよう
にして制御信号ばかりでなく、外部ＡＣ信号をも表す電
流を発生する。配線１６６及び１６７の信号は更に呼吸
を表す信号を発生する差動増幅器２１０に送られる。図
９の回路はしたがって２個の電極だけで、呼吸を測定
し、必要な電流を得ている。

【００８５】２個の電極１６２及び１６３は更にこれま
での図に示したようなＥＣＧ前置増幅器、例えば、図３
の回路の抵抗器２８及び２９、に接続することができ
る。したがって、２個の電極はＥＣＧばかりでなく呼吸
をも測定するのに充分であり、呼吸測定用電流を誘起す
るのに充分である。この組合せは呼吸の励起に使用され
る周波数がＥＣＧ信号の周波数成分と基本的に異なって
いる限り動作する。

【００８６】図１０はＥＣＧの監視とは無関係の、本発
明による受信機回路の他の用途を示している。或る適切
な種類（例えば、端末、測定機器、電話）の二つの電子
装置が、共に浮動している、すなわち、対地電位に接続
されていない（抵抗器２３４及び２３５の他に、電圧源
２３６及び２３７をも参照）２本のリード２３２及び２
３３を介して接続されている。両電子装置２３０及び２
３１は本発明による受信機回路、例えば、図３の回路を
備えている。このような接続は電圧変動を補償するが、
これは、電圧揺れの小さい差動信号について特に、重要
な設計規準である。

【００８７】好適実施例では、図４による回路内の抵抗
器は次の値を備えている。 Ｒ６１＝Ｒ６５＝Ｒ６９＝Ｒ６２＝Ｒ６６＝Ｒ７０＝１
００ｋΩ Ｒ７１＝Ｒ７２＝１８０ｋΩ Ｒ５７＝Ｒ５３＝Ｒ５４＝５０ｋΩ Ｒ５８＝１ｋΩ

【００８８】同様に、図８の回路の主要構成要素は好適
に次の値を備えている。 Ｃ１０３＝Ｃ１０４＝５６０ｐＦ Ｃ１１１＝Ｃ１１２＝４７０ｐＦ Ｃ１３１＝Ｃ１３４＝Ｃ１３９＝Ｃ１４８＝Ｃ１４４＝
１００ｎＦ Ｒ１２１＝Ｒ１２５＝Ｒ１４６＝Ｒ１５２＝Ｒ１５０＝
４００ｋΩ Ｒ１２４＝４０４ｋΩ Ｒ１２９＝Ｒ１３２＝４０ｋΩ Ｒ１３６＝Ｒ１３８＝Ｒ１４７＝１０ｋΩ Ｒ１２８＝Ｒ１４０＝２００ｋΩ

【００８９】また図９の実施例の構成要素は好適に次の
値を備えている。 Ｃ１６４＝Ｃ１６５＝１０ｎＦ Ｃ１７２＝Ｃ１９０＝Ｃ１９１＝１００ｎＦ Ｒ１７８＝Ｒ１７９＝Ｒ１８２＝Ｒ１８３＝Ｒ１８６＝
Ｒ１８７＝１０ｋΩ Ｒ１７７＝Ｒ１８０＝Ｒ１８１＝Ｒ１８４＝１５ｋΩ

【００９０】本発明は、心電図記録の分野での用途に対
して主として設計されているが、他の生物学的差動信号
をも同様に、また非生物学的起源の差動信号さえも、記
録するのに役立つことが理解される。一般に、本発明は
浮動主体から差動信号を得たい又は二つ以上の装置を接
地皆無（浮動）接続等を介して接続したい各実施例に使
用することができる。

【００９１】本発明をこれまで差動信号用受信機として
特徴づけてきたが、差動増幅器として特徴づけることが
できることも理解される。

【００９２】制御可能な電流源は当業者に既知のどんな
設計対策をも備えることができる。特に、前記電流源の
一つの接触端子をそれぞれの電極接点に接続することが
できるが、それらの第２の接触端子を（浮動）対地のよ
うな一定電位に有利に接続することができる。好適実施
例では、電流源は直列に接続された逆特性の２個のトラ
ンジスタを備えている。ここで使用する逆特性とは、例
えばｐｎｐ及びｎｐｎトランジスタ（バイポーラトラン
ジスタ）の組合せ又はｎチャンネルＦＥＴ及びｐチャン
ネルＦＥＴ（電界効果トランジスタ）の組合せを意味す
る。

【００９３】加算手段はアナログ又はディジタルの加算
器でよい。しかし、好適実施例では、単に２個の抵抗器
の直列接続である。３個以上の電極を設ける場合には、
すべての抵抗器を接合点に接続することができ、この場
合接合点が所要の和を発生する。抵抗器はすべて同じ抵
抗を備えていることが望ましいが、重み付け和を得るた
めには、抵抗の異なる抵抗器を同様に設けることができ
る。

【００９４】次に得られた和信号を使用して電流源を制
御する。好適には、和信号を増幅器に供給するが、この
場合、増幅器の出力は電流源の制御入力に加えられる
（ここに使用する増幅器という用語はゲイン＞１の回路
だけでなく、ゲインが１以下の回路をも包含している。
特に、その主要特性が高入力インピーダンス及び低出力
インピーダンスにある、ゲインが１の電圧フォロワを使
用することを考えることができる）。

【００９５】他の選択肢は、差動信号を制御可能電流源
に供給する前に、差動信号を和信号に加えることであ
る。すなわち、第１の電流源に供給される制御信号は、
制御信号が異なる量のゲインで増幅されているまさにそ
のために、第２の電流源に供給される制御信号とは異な
っている。この可能性はＥＣＧ信号を発生する電圧源
（すなわち、患者の仮想源）の源インピーダンスが等し
くない場合特に役立つ。ＩＥＣ技術規格は非対称源イン
ピーダンスでの試験さえ要求している。

【００９６】細動除去器又は電気外科の高妨害電圧に対
して回路を予防するケーブル抵抗器、例えば１ｋΩの抵
抗器が電極ケーブルに組込まれているとき及びこれらケ
ーブル抵抗器が正確に等しくないとき、関連する問題が
存在する。しかし、和信号に異なるゲインを適用すれ
ば、源インピーダンスが非対称の場合又はケーブル抵抗
器が非対称の場合でさえ、０の共通モードゲインを得る
ことはやはり可能であることがわかる。一般に、第１の
電流源に供給される制御信号は、αをゲイン、Ｕｓｕｍ
を和信号として、α＊Ｕｓｕｍであり、第２の電流源に
供給される制御信号はβ＊Ｕｓｕｍであると言うことが
できる。０の共通モードゲインはα≠βであれば得るこ
とができる。

【００９７】勿論、この目的で、異なるゲインを有する
異なる増幅器を設けることが可能である。しかし、好ま
しい解決法は加算手段（又は増幅器）の出力と一方の制
御可能電流源との間に乗算器を設置することである。こ
れは、他方の電流源がこのような乗算器を必要としない
ので（本発明は複数の乗算器を有する実施例にも関係し
ているが）、非常に有効で且つ廉価な対策である。乗算
器を、手動で又は自動的に、制御して非対称インピーダ
ンスの場合にさえ、最小共通モードゲインを得ることが
できる。

【００９８】本発明による制御可能な電流源は更に他の
目的にも役立つことができる。臨床業務において、患者
のＥＣＧを監視するばかりでなく、屡々患者の呼吸をも
監視することが知られている。呼吸の測定（インピーダ
ンス肺Ｘ線写真撮影）には第１の組の電極を介して患者
内に交番電流を誘起することが必要である。

【００９９】第２の組の電極は患者の胸郭を横断する電
圧降下を測定する。誘起電流は既知であるから、したが
って胸郭のインピーダンスを計算することができ、これ
は呼吸活動の関数である。しかし、呼吸測定電極の必要
な高い共通モード排除比を得るために、費用、低入力イ
ンピーダンス及び調節の必要性のような短所をすべて負
いながら、変圧器を使用している。

【０１００】ＥＣＧ及び呼吸を記録するには、ＥＣＧに
対して２個、呼吸に対して４個の、６個の電極が必要に
なる。電極の数を減らすために、過去には呼吸、すなわ
ち、患者の胸郭に沿う交番電圧降下を測定するのにもＥ
ＣＧ電極が使用されている。これは呼吸に使用される交
番電圧は、ＥＣＧと比較して、異なる周波数成分（数十
ｋＨｚ、例えば７０ｋＨｚ）を含んでいるというまさに
そのために可能である。呼吸測定に変圧器を使用すれば
（上記を参照）、それをＥＣＧから切離さなければなら
ず、こうすれば、今度はその特性に影響する。

【０１０１】本発明は関連するすべての長所と共に、変
圧器を除去する容易な仕方を提供する。すなわち、呼吸
測定に必要な交番電流を誘起するのに制御可能な電流源
を使用することができる。換言すれば、電流源は差動信
号（逆相の信号）で別に変調されるか又はそのために別
の電流源を設けるかする。これは浮動対地変化の補償に
関してそれらの機能性を乱さない。したがって、本発明
の好適実施例では、患者内に交番電流を誘起するため
に、特に患者の呼吸を測定するために、逆極性の及び心
電図の周波数より高い周波数の信号を制御可能な電流源
に供給している。

【０１０２】本発明は信号、特に生物学的信号、を処理
する方法にも関係している。その方法は、少なくとも２
個の電極の信号を受信する工程と、和信号を得るため、
受信信号を加算する工程と、制御可能な電流を電極に注
入する工程と、和信号に応じて注入電流を制御する工程
とから成る。

【０１０３】本発明は上述の特徴の、単独であろうと又
は或る他の又は任意の組合せであろうと、すべての有用
且つ新規の組合せに関係していることが理解され、明確
に注目される。

【０１０４】

【発明の効果】前記のように、本発明に係る差動信号用
受信機は、少なくとも二つの電極接点の信号を加算手段
に供給し、さらに少なくとも二つの電極接点を制御可能
な電流源に接続し、制御可能な電流源が発生させて患者
リードに注入される電流量を加算手段によって制御する
ので、差動信号に対して極めて高い入力インピーダンス
とし、共通モード信号に対して非常に低い入力インピー
ダンスとすることができる。この結果、患者を浮動対地
に近い対地電位にすることができ、追加の防護電極が不
要となる。さらに本発明の回路は従来の前置増幅器の制
約を受けないという効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】防護駆動の概念で動作する従来技術のＥＣＧ前
置増幅器の回路図である。

【図２】２個のリード及び限定入力抵抗を用いる他の従
来技術の回路図である。

【図３】本発明の第１の実施例の簡略回路図である。

【図４】第１実施例の回路図である。

【図５】２個以上のＥＣＧリードを有する実施例の回路
図である。

【図６】本発明の簡単なモデルで、電圧及び電流の必要
な基準を含めた動作説明図である。

【図７】本発明の第２実施例の簡略回路図である。

【図８】第２実施例の回路図である。

【図９】別のＡＣ電流を患者内に誘起するのに特に適し
た第３の実施例の回路図である。

【図１０】本発明の他の用途を示す説明図である。

【符号の説明】

２５、２５’、２６、２６’ 電極接点 ３２、３２’、３３、３３’ 増幅器 ３６、３７、３９、３６’、３７’、３９’ 加算器 ４１、４２、４１’、４２’ 電流源 ４５、４６ 電極接点 ４９、５０ 増幅器 ５６〜５８ 加算器 ７３ａ、７３ｂ、７３ｃ、７３ｄ 電極接点 ７７ａ、７７ｂ、７７ｃ、７７ｄ 増幅器 ８３ａ、８３ｂ、８３ｃ、８３ｄ 電流源 ８６、８７ 増幅器 ９２、９３ 電流源 ９４〜９６ 加算器 ９９、１００ 電極接点 ９８ 乗算器 １０９、１１０ 増幅器 １１９、１２０ 加算器 １３６〜１５３ 乗算器 １６２〜１６３ 電極接点 １７０ 加算器 ５９、６０、６３、６４、１２２、１２３、１２６、１
２７、１７３、１７４、１７５、１７６ トランジスタ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 差動信号、特に生物学的信号に用いら
   れ、少なくとも二つの電極接点（２５、２６；４５、４
   ６；７３ａ〜７３ｄ；２５’、２６’；９９、１００；
   １６２、１６３）を備えた差動信号用受信機であって、 前記少なくとも二つの電極接点（２５、２６；４５、４
   ６；７３ａ〜７３ｄ；２５’、２６’；９９、１００；
   １６２、１６３）の信号が、加算手段（３６、３７、３
   ９；５６〜５８；９４〜９６；３６’、３７’、３
   ９’；７９ａ〜７９ｄ、８１；１１９、１２０；１７
   ０）に供給され、 前記電極接点（２５、２６；４５、４６；７３ａ〜７３
   ｄ；２５’、２６’；９９、１００；１６２、１６３）
   の少なくとも２つが、夫々制御可能な電流源（４１、４
   ２；５９〜６６；８３ａ〜８３ｄ；９２、９３；４
   １’、４２’；１２１〜１２８；１７３〜１８４）に接
   続され、 前記制御可能な電流源（４１、４２；５９〜６６；８３
   ａ〜８３ｄ；９２、９３；４１’、４２’；１２１〜１
   ２８；１７３〜１８４）により発生される電流の量が、
   前記加算手段（３６、３７、３９；５６〜５８；９４〜
   ９６；３６’、３７’、３９’；７９ａ〜７９ｄ、８
   １；１１９、１２０；１７０）により制御されることを
   特徴とする差動信号用受信機。