JPH09173309A - 心臓監視システムおよびその方法 - Google Patents
心臓監視システムおよびその方法Info
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- JPH09173309A JPH09173309A JP8326536A JP32653696A JPH09173309A JP H09173309 A JPH09173309 A JP H09173309A JP 8326536 A JP8326536 A JP 8326536A JP 32653696 A JP32653696 A JP 32653696A JP H09173309 A JPH09173309 A JP H09173309A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＥＣＧシステムと患者との間に存在する電位
差を制御し、信号捕捉レンジを縮小する。 【解決手段】 電極から得た電気信号をＡ／Ｄ変換器４
０により複数のディジタル電圧値に変換し、最大／最小
検出装置４６により該ディジタル電圧値の中から最大値
または最小値を識別する。信号操作装置４８により左脚
電極ＬＬの電圧と前記最大値または最小値との差に所定
のオフセット電圧を加えてオフセット調節信号を計算す
る（オフセット電圧は各電極電圧のレンジをＡ／Ｄ変換
器のレンジ内に収めるためのもの）。該オフセット調節
信号をＤ／Ａ変換し、オペアンプ５４により左脚電極の
増幅信号と比較し、基準電位を作る。このような電極出
力に基づく基準電位を右脚電極ＲＬに加えることによ
り、全ての電極の電圧値が信号捕捉レンジ内に入るよう
に患者の電位が連続的かつ動的に調節される。
差を制御し、信号捕捉レンジを縮小する。 【解決手段】 電極から得た電気信号をＡ／Ｄ変換器４
０により複数のディジタル電圧値に変換し、最大／最小
検出装置４６により該ディジタル電圧値の中から最大値
または最小値を識別する。信号操作装置４８により左脚
電極ＬＬの電圧と前記最大値または最小値との差に所定
のオフセット電圧を加えてオフセット調節信号を計算す
る（オフセット電圧は各電極電圧のレンジをＡ／Ｄ変換
器のレンジ内に収めるためのもの）。該オフセット調節
信号をＤ／Ａ変換し、オペアンプ５４により左脚電極の
増幅信号と比較し、基準電位を作る。このような電極出
力に基づく基準電位を右脚電極ＲＬに加えることによ
り、全ての電極の電圧値が信号捕捉レンジ内に入るよう
に患者の電位が連続的かつ動的に調節される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、心電計システムのよう
な、心臓監視システム、および患者の心臓の活動を測定
する方法に関する。
な、心臓監視システム、および患者の心臓の活動を測定
する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】心電計（ＥＣＧ）システムは患者の心臓
の活動を監視する。ＥＣＧシステムは小さい導電パッド
または「電極」を患者の特定の場所に当てる。各電極は
粘着パッチおよび患者の皮膚に設置する導電部材を備え
ている。これら電極は各鼓動中に心臓が発生した電気イ
ンパルスを検出する。各心臓鼓動は、Ｐ波、ＱＲＳ波、
およびＴ波と言われる３つの識別し得る波から成る波形
を発生する。
の活動を監視する。ＥＣＧシステムは小さい導電パッド
または「電極」を患者の特定の場所に当てる。各電極は
粘着パッチおよび患者の皮膚に設置する導電部材を備え
ている。これら電極は各鼓動中に心臓が発生した電気イ
ンパルスを検出する。各心臓鼓動は、Ｐ波、ＱＲＳ波、
およびＴ波と言われる３つの識別し得る波から成る波形
を発生する。
【０００３】心臓鼓動の波形を適切に捕らえるのに、従
来の１２誘導の静止ＥＣＧは10個の電極を使って行なわ
れる。電極は、患者の四肢の各々（左腕、右腕、左脚、
および右脚）に、および患者の胸および左側を横切る解
剖学上で規定される６つの場所に取り付けられる。
来の１２誘導の静止ＥＣＧは10個の電極を使って行なわ
れる。電極は、患者の四肢の各々（左腕、右腕、左脚、
および右脚）に、および患者の胸および左側を横切る解
剖学上で規定される６つの場所に取り付けられる。
【０００４】心臓からの電気インパルスに応答して、電
極は心臓の活動を表す電気信号を発生する。これら電気
信号は大きさは約１ｍＶという小さい大きさで、一般に
信号処理により約5μＶまで分解される。これらの電気
信号は、患者に取り付けた電極の物理的位置が異なるた
め、互いに異なっている。
極は心臓の活動を表す電気信号を発生する。これら電気
信号は大きさは約１ｍＶという小さい大きさで、一般に
信号処理により約5μＶまで分解される。これらの電気
信号は、患者に取り付けた電極の物理的位置が異なるた
め、互いに異なっている。
【０００５】図１は、患者12に接続される10個の電極Ｖ
１〜Ｖ６、ＲＡ、ＬＡ、ＬＬ、およびＲＬを備えた従来
のＥＣＧシステムを表す図である。電極は導線16を介し
てＥＣＧ装置14に接続されている。ＥＣＧ装置14は、電
極が発生した電気信号を検出し、未加工の電気信号を医
師の診断のために表示または印刷することができる意味
のある情報に変換するために、各種の信号処理および計
算操作を行う。
１〜Ｖ６、ＲＡ、ＬＡ、ＬＬ、およびＲＬを備えた従来
のＥＣＧシステムを表す図である。電極は導線16を介し
てＥＣＧ装置14に接続されている。ＥＣＧ装置14は、電
極が発生した電気信号を検出し、未加工の電気信号を医
師の診断のために表示または印刷することができる意味
のある情報に変換するために、各種の信号処理および計
算操作を行う。
【０００６】10個の電極により発生された信号から、Ｅ
ＣＧ装置14は２組のＥＣＧ誘導、すなわち肢誘導および
胸誘導を発生することができる。「肢誘導」は右腕電極
ＲＡ、左腕電極ＬＡ、および左脚電極ＬＬから次のよう
に形成される。 I＝ＬＡ−ＲＡ II＝ＬＬ−ＲＡ III＝ＬＬ−ＬＡ ａＶＲ＝ＲＡ−（ＬＡ＋ＬＬ）／２ ａＶＬ＝ＬＡ−（ＲＡ＋ＬＬ）／２ ａＶＦ＝ＬＬ−（ＬＡ＋ＲＡ）／２
ＣＧ装置14は２組のＥＣＧ誘導、すなわち肢誘導および
胸誘導を発生することができる。「肢誘導」は右腕電極
ＲＡ、左腕電極ＬＡ、および左脚電極ＬＬから次のよう
に形成される。 I＝ＬＡ−ＲＡ II＝ＬＬ−ＲＡ III＝ＬＬ−ＬＡ ａＶＲ＝ＲＡ−（ＬＡ＋ＬＬ）／２ ａＶＬ＝ＬＡ−（ＲＡ＋ＬＬ）／２ ａＶＦ＝ＬＬ−（ＬＡ＋ＲＡ）／２
【０００７】これら６つの誘導の他に、胸電極Ｖ１〜Ｖ
６の各々から右腕、左腕、および左脚電極の出力の平均
を差し引くことにより「胸誘導」が次のように形成され
る。 誘導Ｖ１＝Ｖ１−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ２＝Ｖ２−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ３＝Ｖ３−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ４＝Ｖ４−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ５＝Ｖ５−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ６＝Ｖ６−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３
６の各々から右腕、左腕、および左脚電極の出力の平均
を差し引くことにより「胸誘導」が次のように形成され
る。 誘導Ｖ１＝Ｖ１−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ２＝Ｖ２−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ３＝Ｖ３−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ４＝Ｖ４−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ５＝Ｖ５−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３ 誘導Ｖ６＝Ｖ６−（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）/３
【０００８】従来のＥＣＧ検査におけるこれら12個のＥ
ＣＧ誘導の各々は、４つの肢電極の内の３つのみから
の、すなわち右腕電極ＲＡ、左腕電極ＬＡ、および左脚
電極ＬＬのみからの入力に関係していることに注目され
たい。医学上の慣習によれば、右脚電極ＲＬは多チャン
ネルＥＣＧ記録を得るのには使用されない。この部分
は、ＲＬ電極が他の９個の電極に比較して心臓から最も
遠くに設置されているためである。
ＣＧ誘導の各々は、４つの肢電極の内の３つのみから
の、すなわち右腕電極ＲＡ、左腕電極ＬＡ、および左脚
電極ＬＬのみからの入力に関係していることに注目され
たい。医学上の慣習によれば、右脚電極ＲＬは多チャン
ネルＥＣＧ記録を得るのには使用されない。この部分
は、ＲＬ電極が他の９個の電極に比較して心臓から最も
遠くに設置されているためである。
【０００９】しかし、右足電極ＲＬは各信号リードと共
通基準面との間に現われる同相干渉を減らすのを補助す
るのに使用される。図１に示したように、ＥＣＧ装置
が、真の電気的グラウンドに対して異なる電位ＶＥ−Ｅ
ＣＧにある、相対的またはフローティングのグラウンド
ＥＣＧ ＧＮＤを有する一方で、患者が真の電気的グラ
ウンドに対して電位ＶＰ−Ｅを有することは普通であ
る。また、ＥＣＧ装置14は通常、それ自身のグラウンド
ＥＣＧ ＧＮＤを真のグラウンドに近似させようとする
構造であるため、それにより患者12とＥＣＧ装置14との
間にある電位差が残る。これらの異なる電位が原因で、
導線16により伝送される電気信号に、各電極/導線から
グラウンドに対して等しく且つ同相で現われる、共通モ
ード・ノイズ電圧が発生する。
通基準面との間に現われる同相干渉を減らすのを補助す
るのに使用される。図１に示したように、ＥＣＧ装置
が、真の電気的グラウンドに対して異なる電位ＶＥ−Ｅ
ＣＧにある、相対的またはフローティングのグラウンド
ＥＣＧ ＧＮＤを有する一方で、患者が真の電気的グラ
ウンドに対して電位ＶＰ−Ｅを有することは普通であ
る。また、ＥＣＧ装置14は通常、それ自身のグラウンド
ＥＣＧ ＧＮＤを真のグラウンドに近似させようとする
構造であるため、それにより患者12とＥＣＧ装置14との
間にある電位差が残る。これらの異なる電位が原因で、
導線16により伝送される電気信号に、各電極/導線から
グラウンドに対して等しく且つ同相で現われる、共通モ
ード・ノイズ電圧が発生する。
【００１０】従来のＥＣＧシステムは上記の共通モード
信号を除去するように設計されている。各電極の導線に
は同じ共通モード信号があるから、上述の12誘導テスト
は各々、異なる電極からの電気信号を差し引き、理論的
に同相干渉を除去することにより得られる。しかし、共
通モード信号と電極により検出されている小さい信号と
の間にこのようなかなりの大きさの差があるので、差し
引きだけでは同相干渉を完全に除去できないことがあ
る。たとえば、電気的グラウンドに対する患者の電位は
5〜10Ｖであり、これは、電極により検出される1ｍＶや
分解能単位の5μＶより、１乃至数桁大きい。5〜10Ｖの
レンジで信号を単に差し引けば、1ｍＶ以下のレンジで
重要な情報が抜けることがある。
信号を除去するように設計されている。各電極の導線に
は同じ共通モード信号があるから、上述の12誘導テスト
は各々、異なる電極からの電気信号を差し引き、理論的
に同相干渉を除去することにより得られる。しかし、共
通モード信号と電極により検出されている小さい信号と
の間にこのようなかなりの大きさの差があるので、差し
引きだけでは同相干渉を完全に除去できないことがあ
る。たとえば、電気的グラウンドに対する患者の電位は
5〜10Ｖであり、これは、電極により検出される1ｍＶや
分解能単位の5μＶより、１乃至数桁大きい。5〜10Ｖの
レンジで信号を単に差し引けば、1ｍＶ以下のレンジで
重要な情報が抜けることがある。
【００１１】したがって、患者の電位およびＥＣＧシス
テムの相対グラウンドを互いに一致させるために、小さ
い補正電流を右脚電極ＲＬに加えるのが普通である。図
１に図式的に示したように、ＲＬ電極は、患者対グラウ
ンド電位ＶＰ−ＥおよびＥＣＧ装置対アース・グラウン
ド電位ＶＥ−ＥＣＧがほぼ等しくなることにより、ＥＣ
Ｇが誘導計算をまさに行う直前に同相干渉を実質上除去
するように駆動される。普通、ＲＬ電極は他の３つの肢
電極ＲＡ、ＬＬ、およびＬＡの平均に基づいている。演
算増幅器22はこれら３つの肢からの平均電圧とＥＣＧ
ＧＮＤとの差に基づいて補正電流を供給する。
テムの相対グラウンドを互いに一致させるために、小さ
い補正電流を右脚電極ＲＬに加えるのが普通である。図
１に図式的に示したように、ＲＬ電極は、患者対グラウ
ンド電位ＶＰ−ＥおよびＥＣＧ装置対アース・グラウン
ド電位ＶＥ−ＥＣＧがほぼ等しくなることにより、ＥＣ
Ｇが誘導計算をまさに行う直前に同相干渉を実質上除去
するように駆動される。普通、ＲＬ電極は他の３つの肢
電極ＲＡ、ＬＬ、およびＬＡの平均に基づいている。演
算増幅器22はこれら３つの肢からの平均電圧とＥＣＧ
ＧＮＤとの差に基づいて補正電流を供給する。
【００１２】ＥＣＧシステムの設計者も、導線間に存在
することのある、皮膚−電極干渉に特有の電気化学的メ
カニズムから生ずるＤＣオフセット電圧に順応する必要
性に気付いている。性能規格（たとえば、ＡＮＳＩ）は
300ｍＶのレンジにわたる信号検出の精度を要求してい
る。これら規格への従順性を試験するのに、設計者は１
つの導線をすべての他の導線に対して+300ｍＶに駆動
し、読みを取って電気信号を検出する試験を行なってい
る。次に先ほどと同じ導線をすべての他の導線に対して
-300ｍＶに駆動して他の読みを取る。この動作を各導線
について繰り返す。±300ｍＶのレンジ全体にわたり信
号を検出することができれば、システムは合格である。
することのある、皮膚−電極干渉に特有の電気化学的メ
カニズムから生ずるＤＣオフセット電圧に順応する必要
性に気付いている。性能規格（たとえば、ＡＮＳＩ）は
300ｍＶのレンジにわたる信号検出の精度を要求してい
る。これら規格への従順性を試験するのに、設計者は１
つの導線をすべての他の導線に対して+300ｍＶに駆動
し、読みを取って電気信号を検出する試験を行なってい
る。次に先ほどと同じ導線をすべての他の導線に対して
-300ｍＶに駆動して他の読みを取る。この動作を各導線
について繰り返す。±300ｍＶのレンジ全体にわたり信
号を検出することができれば、システムは合格である。
【００１３】図１に示すとおり、ＥＣＧ装置14は一般
に、電極から発生したアナログ信号を増幅する増幅サブ
システム18と、増幅したアナログ信号をほぼ5μＶの分
解能でディジタル値に変換するＡ/Ｄ変換器20を備えて
いる。600ｍＶ（すなわち、±300ｍＶ）信号捕捉レンジ
に適応させるために、120,000分の１に分解可能なイン
クリメント（すなわち、600ｍＶに対して5μＶ）を実現
する17ビットのＡ/Ｄ変換器を使用する。600ｍＶのレン
ジ内で信号を検出するのに、ハードウェア・ハイ・パス
・ポール（high-pass pole：フィルタが入力信号を通過
させ始めるその周波数ポイント）など、他の手法を代わ
りに使用することもできる。
に、電極から発生したアナログ信号を増幅する増幅サブ
システム18と、増幅したアナログ信号をほぼ5μＶの分
解能でディジタル値に変換するＡ/Ｄ変換器20を備えて
いる。600ｍＶ（すなわち、±300ｍＶ）信号捕捉レンジ
に適応させるために、120,000分の１に分解可能なイン
クリメント（すなわち、600ｍＶに対して5μＶ）を実現
する17ビットのＡ/Ｄ変換器を使用する。600ｍＶのレン
ジ内で信号を検出するのに、ハードウェア・ハイ・パス
・ポール（high-pass pole：フィルタが入力信号を通過
させ始めるその周波数ポイント）など、他の手法を代わ
りに使用することもできる。
【００１４】ダイナミックレンジを600ｍＶから更に狭
い信号捕捉レンジに減らすのが有益であろう。この信号
捕捉レンジの削減は、医学的要求事項になお従いながら
信号捕捉回路を簡単にし、そのコストを下げる。たとえ
ば、捕捉レンジを半分の300ｍＶまで減らすと、設計者
は、600ｍＶレンジ内で信号を検出するのに使用される
例示した17ビットＡ/Ｄ変換器のような通常使用されな
いような電子装置でなくても、通常の直ぐ入手可能な２
n装置（たとえば、16ビットＡ/Ｄ変換器）を採用して信
号を捕らえることができる。
い信号捕捉レンジに減らすのが有益であろう。この信号
捕捉レンジの削減は、医学的要求事項になお従いながら
信号捕捉回路を簡単にし、そのコストを下げる。たとえ
ば、捕捉レンジを半分の300ｍＶまで減らすと、設計者
は、600ｍＶレンジ内で信号を検出するのに使用される
例示した17ビットＡ/Ｄ変換器のような通常使用されな
いような電子装置でなくても、通常の直ぐ入手可能な２
n装置（たとえば、16ビットＡ/Ｄ変換器）を採用して信
号を捕らえることができる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】したがって本発明の目
的は、縮小した信号検出のダイナミックレンジ内で動作
しながら、ＡＮＳＩおよび他により規定されるようなオ
フセット・レンジおよび分解能の要求事項を満足するＥ
ＣＧシステムを提供することである。
的は、縮小した信号検出のダイナミックレンジ内で動作
しながら、ＡＮＳＩおよび他により規定されるようなオ
フセット・レンジおよび分解能の要求事項を満足するＥ
ＣＧシステムを提供することである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】本発明は、複数の電極信
号の決まった組み合わせではなく、１つまたは複数の電
極から出力された選択的な電圧レベル（最小電圧レベル
または最大電圧レベルのような）出力に基づいた値にＥ
ＣＧ ＧＮＤを連続的且つ動的に駆動する心臓監視シス
テムを提供する。ＥＣＧ ＧＮＤではなく、電極出力に
基づく電圧レベルを基準電位として使用することによ
り、信号捕捉ダイナミックレンジは通常の600ｍＶのレ
ンジからほぼ300ｍＶまで半分だけ減る。その結果、16
ビットＡ/Ｄ変換器のような、あまり複雑でない、より
廉価の捕捉回路を信号変換プロセスに使用することがで
きる。
号の決まった組み合わせではなく、１つまたは複数の電
極から出力された選択的な電圧レベル（最小電圧レベル
または最大電圧レベルのような）出力に基づいた値にＥ
ＣＧ ＧＮＤを連続的且つ動的に駆動する心臓監視シス
テムを提供する。ＥＣＧ ＧＮＤではなく、電極出力に
基づく電圧レベルを基準電位として使用することによ
り、信号捕捉ダイナミックレンジは通常の600ｍＶのレ
ンジからほぼ300ｍＶまで半分だけ減る。その結果、16
ビットＡ/Ｄ変換器のような、あまり複雑でない、より
廉価の捕捉回路を信号変換プロセスに使用することがで
きる。
【００１７】本発明の一つの局面によれば、ＥＣＧシス
テムは患者に接続するための複数の電極を備えている。
通常の12誘導ＥＣＧ検査では、これらの電極は６個の電
極Ｖ１〜Ｖ６、右腕電極ＲＡ、左腕電極ＬＡ、左脚電極
ＬＬ、および右脚電極ＲＬから構成されている。電極
は、患者内部の心臓の活動を表す電気信号を発生する。
ＥＣＧシステムは、対応する電極に接続される複数の導
線、および導線に接続される信号捕捉システムを備えて
いる。信号捕捉システムは、信号捕捉レンジを有してお
り、信号捕捉レンジ内に入る電圧レベルを持つ電気信号
を検出する。
テムは患者に接続するための複数の電極を備えている。
通常の12誘導ＥＣＧ検査では、これらの電極は６個の電
極Ｖ１〜Ｖ６、右腕電極ＲＡ、左腕電極ＬＡ、左脚電極
ＬＬ、および右脚電極ＲＬから構成されている。電極
は、患者内部の心臓の活動を表す電気信号を発生する。
ＥＣＧシステムは、対応する電極に接続される複数の導
線、および導線に接続される信号捕捉システムを備えて
いる。信号捕捉システムは、信号捕捉レンジを有してお
り、信号捕捉レンジ内に入る電圧レベルを持つ電気信号
を検出する。
【００１８】ＥＣＧシステムは、信号捕捉システムに作
動的に接続されているオフセット調節システムをも備え
ている。オフセット調節システムは、関連する電極から
発生した少なくとも１つの電気信号の選択された電圧レ
ベル（最大電圧レベルまたは最小電圧レベルのような）
を識別し、その電圧レベルを操作してオフセット調節信
号を作る。このオフセット調節信号は、電極から発生し
たすべての電気信号の電圧レベルを信号捕捉システムの
信号捕捉レンジ内に持ってくるのに使用される。ＥＣＧ
システムは更に、オフセット調節システムと電極の１つ
（右脚電極ＲＬのような）との間に結合されて、ある電
位をその電極に供給する、電位調節フィードバック回路
を備えている。その電位は、オフセット調節信号の方に
移動して、患者の電位を等しい量だけ偏らせる。このオ
フセットは、電極電圧のレンジを信号捕捉システムのレ
ンジ内に動かし、約300ｍＶの最大信号捕捉レンジを生
ずるという効果を持っている。
動的に接続されているオフセット調節システムをも備え
ている。オフセット調節システムは、関連する電極から
発生した少なくとも１つの電気信号の選択された電圧レ
ベル（最大電圧レベルまたは最小電圧レベルのような）
を識別し、その電圧レベルを操作してオフセット調節信
号を作る。このオフセット調節信号は、電極から発生し
たすべての電気信号の電圧レベルを信号捕捉システムの
信号捕捉レンジ内に持ってくるのに使用される。ＥＣＧ
システムは更に、オフセット調節システムと電極の１つ
（右脚電極ＲＬのような）との間に結合されて、ある電
位をその電極に供給する、電位調節フィードバック回路
を備えている。その電位は、オフセット調節信号の方に
移動して、患者の電位を等しい量だけ偏らせる。このオ
フセットは、電極電圧のレンジを信号捕捉システムのレ
ンジ内に動かし、約300ｍＶの最大信号捕捉レンジを生
ずるという効果を持っている。
【００１９】本発明の他の局面に従って、患者の心臓の
活動を監視する方法が記述されている。この方法によれ
ば、患者内部の心臓の活動を表す多数の電気信号が発生
する。これら電気信号には、関連する電圧レベルがあ
る。次に、信号捕捉レンジに入る電気信号を捕捉する。
これらの信号から、少なくとも１つの電気信号の、選択
された電圧レベルを識別し、操作してオフセット調節信
号を作る。次に、オフセット調節信号に近似する基準電
位を得る。基準電位を患者に加え、それにより患者の電
位のレンジを信号捕捉システムのレンジ内に追い込む。
活動を監視する方法が記述されている。この方法によれ
ば、患者内部の心臓の活動を表す多数の電気信号が発生
する。これら電気信号には、関連する電圧レベルがあ
る。次に、信号捕捉レンジに入る電気信号を捕捉する。
これらの信号から、少なくとも１つの電気信号の、選択
された電圧レベルを識別し、操作してオフセット調節信
号を作る。次に、オフセット調節信号に近似する基準電
位を得る。基準電位を患者に加え、それにより患者の電
位のレンジを信号捕捉システムのレンジ内に追い込む。
【００２０】
【実施例】以下の説明のために、すべての電圧をＥＣＧ
ＧＮＤを基準として説明する。ＥＣＧ ＧＮＤの共通モ
ード電圧（アース・グラウンドに対する）を、「従来の
技術」の章で説明したように、患者の共通モード電圧
（アース・グラウンドに対する）を追跡するように駆動
する。ＥＣＧ ＧＮＤの観点からすれば、正味の効果は
患者の共通モード電圧を制御できるということである。
ＧＮＤを基準として説明する。ＥＣＧ ＧＮＤの共通モ
ード電圧（アース・グラウンドに対する）を、「従来の
技術」の章で説明したように、患者の共通モード電圧
（アース・グラウンドに対する）を追跡するように駆動
する。ＥＣＧ ＧＮＤの観点からすれば、正味の効果は
患者の共通モード電圧を制御できるということである。
【００２１】図２は本発明の一局面に従ってＥＣＧシス
テム30として実施された心臓監視システムを示す。ＥＣ
Ｇシステム30は12誘導ＥＣＧ検査を患者32に関して行な
う10個の電極を備えている。電極は、患者32の体におい
て解剖学上選択される周知の場所に取り付けられてい
る。これら電極は12誘導ＥＣＧ検査に普通であるよう
に、６個の心室電極Ｖ１〜Ｖ６、右腕電極ＲＡ、左腕電
極ＬＡ、左脚電極ＬＬ、および右脚電極ＲＬから構成さ
れている。電極は、患者32の内部の心臓の活動を測定
し、このような心臓の活動を表す電気信号を発生する。
テム30として実施された心臓監視システムを示す。ＥＣ
Ｇシステム30は12誘導ＥＣＧ検査を患者32に関して行な
う10個の電極を備えている。電極は、患者32の体におい
て解剖学上選択される周知の場所に取り付けられてい
る。これら電極は12誘導ＥＣＧ検査に普通であるよう
に、６個の心室電極Ｖ１〜Ｖ６、右腕電極ＲＡ、左腕電
極ＬＡ、左脚電極ＬＬ、および右脚電極ＲＬから構成さ
れている。電極は、患者32の内部の心臓の活動を測定
し、このような心臓の活動を表す電気信号を発生する。
【００２２】電極は導線を介してＥＣＧ装置34に接続さ
れている。ＥＣＧ装置34は電極が発生した信号を検出し
て処理する。ＥＣＧ装置34は医師または他のヘルスケア
供給者に有益な数値結果を計算する。一つの適切なＥＣ
Ｇ装置34はヒューレット・パッカード社が製作し、信号
捕捉システム、オフセット調節システム、およびフィー
ドバック回路を備えるように修正した市場入手可能なＰ
ageＷriter ＸＬiカルジオグラフである。これについて
は図２を参照して下に更に詳細に説明する。このカルジ
オグラフは、一般に「測定値行列」と言われている、80
0を超す数値結果を計算する。測定値行列は測定表に格
納されている。電極により捕らえられる波形およびこれ
ら数値計算は、モニタ表示装置またはＥＣＧ印刷出力に
よりヘルスケア供給者に提供される。ＥＣＧ波形を検出
し処理する手法は既知であり、したがってここでは詳細
に説明しない。
れている。ＥＣＧ装置34は電極が発生した信号を検出し
て処理する。ＥＣＧ装置34は医師または他のヘルスケア
供給者に有益な数値結果を計算する。一つの適切なＥＣ
Ｇ装置34はヒューレット・パッカード社が製作し、信号
捕捉システム、オフセット調節システム、およびフィー
ドバック回路を備えるように修正した市場入手可能なＰ
ageＷriter ＸＬiカルジオグラフである。これについて
は図２を参照して下に更に詳細に説明する。このカルジ
オグラフは、一般に「測定値行列」と言われている、80
0を超す数値結果を計算する。測定値行列は測定表に格
納されている。電極により捕らえられる波形およびこれ
ら数値計算は、モニタ表示装置またはＥＣＧ印刷出力に
よりヘルスケア供給者に提供される。ＥＣＧ波形を検出
し処理する手法は既知であり、したがってここでは詳細
に説明しない。
【００２３】説明を続けるために、ＥＣＧ装置34を増幅
サブシステム38およびＡ/Ｄ変換器40を備えた信号捕捉
システムを備えるものとして図示してある。ＥＣＧ装置
34は、オフセット調節システム42を備えているとしても
図示してある。ＥＣＧ装置34の他の従来からある構成要
素は図示せず、本発明の説明を簡単にしている。例示し
た実施例では、増幅サブシステム38は、電極により生成
された電気信号を増幅する個々の増幅器44をＥＣＧ装置
34内に備えている。しかし他の実施例では、増幅サブシ
ステム38をＥＣＧ装置34から離して、患者の近くに設置
するハウジングの中に備えることもできる。または、個
々の電極自身に設置することもできる。
サブシステム38およびＡ/Ｄ変換器40を備えた信号捕捉
システムを備えるものとして図示してある。ＥＣＧ装置
34は、オフセット調節システム42を備えているとしても
図示してある。ＥＣＧ装置34の他の従来からある構成要
素は図示せず、本発明の説明を簡単にしている。例示し
た実施例では、増幅サブシステム38は、電極により生成
された電気信号を増幅する個々の増幅器44をＥＣＧ装置
34内に備えている。しかし他の実施例では、増幅サブシ
ステム38をＥＣＧ装置34から離して、患者の近くに設置
するハウジングの中に備えることもできる。または、個
々の電極自身に設置することもできる。
【００２４】増幅サブシステム38は、９個の電極に関連
する導線36により電気的に結合されている、一組の入力
を備えている。増幅サブシステム38は、増幅信号をＡ/
Ｄ変換器40に出力する、一組の対応する出力をも備えて
いる。この構成によれば、電極Ｖ１〜Ｖ６、ＲＡ、Ｌ
Ａ、およびＬＬにより作られた電気アナログ信号は、導
線36を介して増幅サブシステム38に運ばれ、そこで増幅
される。増幅信号は次に、Ａ/Ｄ変換器40に伝送され
る。該Ａ/Ｄ変換器40は、アナログ信号を処理して、計
算による様々な処理に使用することができるディジタル
値に変換するＡ/Ｄ変換器40に伝えられる。
する導線36により電気的に結合されている、一組の入力
を備えている。増幅サブシステム38は、増幅信号をＡ/
Ｄ変換器40に出力する、一組の対応する出力をも備えて
いる。この構成によれば、電極Ｖ１〜Ｖ６、ＲＡ、Ｌ
Ａ、およびＬＬにより作られた電気アナログ信号は、導
線36を介して増幅サブシステム38に運ばれ、そこで増幅
される。増幅信号は次に、Ａ/Ｄ変換器40に伝送され
る。該Ａ/Ｄ変換器40は、アナログ信号を処理して、計
算による様々な処理に使用することができるディジタル
値に変換するＡ/Ｄ変換器40に伝えられる。
【００２５】電極により生成され、次いで増幅される電
気信号は、関連する電圧レベルを有する。本発明による
信号捕捉システムは、従来のシステムより少ない、好適
にはわずかに約300ｍＶの信号捕捉レンジを備えてい
る。信号捕捉システムは、300ｍＶの信号捕捉レンジ内
に入る電圧レベルを有する電気信号を検出して変換する
ことができる。下に更に詳しく説明するように、信号捕
捉システムＡ/Ｄ変換器40は好適には従来からある16ビ
ットＡ/Ｄ変換器である。
気信号は、関連する電圧レベルを有する。本発明による
信号捕捉システムは、従来のシステムより少ない、好適
にはわずかに約300ｍＶの信号捕捉レンジを備えてい
る。信号捕捉システムは、300ｍＶの信号捕捉レンジ内
に入る電圧レベルを有する電気信号を検出して変換する
ことができる。下に更に詳しく説明するように、信号捕
捉システムＡ/Ｄ変換器40は好適には従来からある16ビ
ットＡ/Ｄ変換器である。
【００２６】オフセット調節システム42は、多ビット・
バスを介してＡ/Ｄ変換器40に作動的に結合されてい
る。オフセット調節システムは、少なくとも１つの電気
信号の選択された電圧レベルを識別し、その電圧レベル
を操作してオフセット調節信号を作る。このオフセット
調節信号は、電極により作られたすべての電気信号の電
圧レベルを、信号捕捉システムの信号捕捉レンジ内に持
ってくるのに使用される。
バスを介してＡ/Ｄ変換器40に作動的に結合されてい
る。オフセット調節システムは、少なくとも１つの電気
信号の選択された電圧レベルを識別し、その電圧レベル
を操作してオフセット調節信号を作る。このオフセット
調節信号は、電極により作られたすべての電気信号の電
圧レベルを、信号捕捉システムの信号捕捉レンジ内に持
ってくるのに使用される。
【００２７】例示実施例では、オフセット調節システム
42は最大/最小電圧レベル検出装置46を備えている。該
最大/最小電圧レベル検出装置46は、電極Ｖ１〜Ｖ６、
ＲＡ、ＬＡ、およびＬＬからの９個の電気信号出力の最
大または最小電圧レベルを識別する。更に詳細に述べれ
ば、最大/最小検出装置46は、Ａ/Ｄ変換器40からの出力
である最大または最小のディジタル値を検出する。該最
大値または最小値は、すべての他の信号が比較される上
限基準電圧または下限基準電圧を発生するために検出さ
れる。これは後述する説明から更に明らかになるよう
に、信号捕捉におけるダイナミックレンジを約300ｍＶ
に狭めるのに役立つ。好適には、検出装置46は最大電圧
レベルまたは最小電圧レベルを検出するように構成され
ている。しかし、いずれかの極値を検出するように最適
化することができることを実証するための最大/最小検
出器として、前記最大/最小検出装置を図示してある。
更に、最大極値と最小極値との間の中間値のような、或
る他の電圧レベルを検出するように装置を構成できるこ
とに注目されたい。
42は最大/最小電圧レベル検出装置46を備えている。該
最大/最小電圧レベル検出装置46は、電極Ｖ１〜Ｖ６、
ＲＡ、ＬＡ、およびＬＬからの９個の電気信号出力の最
大または最小電圧レベルを識別する。更に詳細に述べれ
ば、最大/最小検出装置46は、Ａ/Ｄ変換器40からの出力
である最大または最小のディジタル値を検出する。該最
大値または最小値は、すべての他の信号が比較される上
限基準電圧または下限基準電圧を発生するために検出さ
れる。これは後述する説明から更に明らかになるよう
に、信号捕捉におけるダイナミックレンジを約300ｍＶ
に狭めるのに役立つ。好適には、検出装置46は最大電圧
レベルまたは最小電圧レベルを検出するように構成され
ている。しかし、いずれかの極値を検出するように最適
化することができることを実証するための最大/最小検
出器として、前記最大/最小検出装置を図示してある。
更に、最大極値と最小極値との間の中間値のような、或
る他の電圧レベルを検出するように装置を構成できるこ
とに注目されたい。
【００２８】オフセット調節システム42は更に、最大/
最小検出装置46により検出される最大電圧レベルまたは
最小電圧レベルの関数としてオフセット調節信号を計算
する、信号操作装置48を備えている。好適には信号操作
装置48は、 （１）最大/最小検出装置46からの最大電圧レベルまた
は最小電圧レベル （２）電極からの電気信号のうち他のもう１つの電気信
号の電圧レベル の組合せを受け取る。信号操作装置48は、これら２つの
値の関数としてオフセット調節信号を作る。１つの実施
例として、信号操作装置48は、最大電圧レベルまたは最
小電圧レベルと、左脚ＬＬ電極から発生した電圧レベル
のような、少なくとも１つの他の電圧レベルとの差に、
導線電圧を信号捕捉レンジ内に集めるための所要オフセ
ット電圧を加えて、オフセット調節信号を計算する。
最小検出装置46により検出される最大電圧レベルまたは
最小電圧レベルの関数としてオフセット調節信号を計算
する、信号操作装置48を備えている。好適には信号操作
装置48は、 （１）最大/最小検出装置46からの最大電圧レベルまた
は最小電圧レベル （２）電極からの電気信号のうち他のもう１つの電気信
号の電圧レベル の組合せを受け取る。信号操作装置48は、これら２つの
値の関数としてオフセット調節信号を作る。１つの実施
例として、信号操作装置48は、最大電圧レベルまたは最
小電圧レベルと、左脚ＬＬ電極から発生した電圧レベル
のような、少なくとも１つの他の電圧レベルとの差に、
導線電圧を信号捕捉レンジ内に集めるための所要オフセ
ット電圧を加えて、オフセット調節信号を計算する。
【００２９】例示実施例では、オフセット調節システム
42は、マイクロプロセッサまたは特殊設計のＡＳＩＣの
ようなプロセッサとして実施されている。最大/最小検
出装置46および信号操作装置48は上述の機能を行なうよ
うにプロセッサ内にプログラムされたファームウェア・
ベースの構成要素である。しかし、オフセット調節シス
テム42、最大/最小検出装置46、および信号操作装置48
を代わりに個別のハードウェア構成要素で実施すること
ができる。
42は、マイクロプロセッサまたは特殊設計のＡＳＩＣの
ようなプロセッサとして実施されている。最大/最小検
出装置46および信号操作装置48は上述の機能を行なうよ
うにプロセッサ内にプログラムされたファームウェア・
ベースの構成要素である。しかし、オフセット調節シス
テム42、最大/最小検出装置46、および信号操作装置48
を代わりに個別のハードウェア構成要素で実施すること
ができる。
【００３０】ＥＣＧシステム30は、患者32の電位を所要
基準電位の方へ効果的に調節する電位調節フィードバッ
ク回路50も備えている。電位調節フィードバック回路50
は、オフセット調節システム42と電極の１つとの間に電
気的に結合されて、補正電流を患者に供給する。図２で
は、フィードバック回路50は右脚電極ＲＬに結合されて
いるが、他の結合構成を採用することもできる。補正電
流はオフセット調節信号と１つまたは複数の電極電圧
（電極ＬＬの電圧レベルのような）との差から得られ、
患者の電位のレンジを増幅器およびＡ/Ｄ変換器の所定
の捕捉レンジ内に集める。電位調節フィードバック回路
50は好適にはＥＣＧ装置34に設置される。
基準電位の方へ効果的に調節する電位調節フィードバッ
ク回路50も備えている。電位調節フィードバック回路50
は、オフセット調節システム42と電極の１つとの間に電
気的に結合されて、補正電流を患者に供給する。図２で
は、フィードバック回路50は右脚電極ＲＬに結合されて
いるが、他の結合構成を採用することもできる。補正電
流はオフセット調節信号と１つまたは複数の電極電圧
（電極ＬＬの電圧レベルのような）との差から得られ、
患者の電位のレンジを増幅器およびＡ/Ｄ変換器の所定
の捕捉レンジ内に集める。電位調節フィードバック回路
50は好適にはＥＣＧ装置34に設置される。
【００３１】好適実施例では、電位調節フィードバック
回路50は、オフセット調節システム42からのオフセット
調節信号を逆に電気アナログ信号に変換する、Ｄ/Ａ変
換器52を備えている。フィードバック回路50は更に、Ｄ
/Ａ変換器と右脚電極ＲＬとの間に結合された反転積分
演算増幅器（オペアンプ）54を備えている。
回路50は、オフセット調節システム42からのオフセット
調節信号を逆に電気アナログ信号に変換する、Ｄ/Ａ変
換器52を備えている。フィードバック回路50は更に、Ｄ
/Ａ変換器と右脚電極ＲＬとの間に結合された反転積分
演算増幅器（オペアンプ）54を備えている。
【００３２】図２に示したように、オペアンプ54は、左
脚電極ＬＬに対応する増幅出力に結合された第１の、つ
まり負の入力と、Ｄ/Ａ変換器52に結合された第２の、
つまり正の入力と、右脚電極ＲＬに結合された出力を備
えている。他の実施例として、１つまたは複数の増幅出
力をまとめてオペアンプ54の負端子に入力することもで
きる。たとえば、手足に取り付ける３個の電極ＲＡ、Ｌ
Ａ、およびＬＬの間に抵抗経路を設けて、オペアンプ54
の負入力が電極ＲＡ、ＬＡ、およびＬＬからの電圧の平
均に等しい電圧を受けるようにすることができる。しか
し、簡単にするために、例示実施例はオペアンプ54の負
端子に結合されたただ１つの増幅出力だけを図示してあ
る。
脚電極ＬＬに対応する増幅出力に結合された第１の、つ
まり負の入力と、Ｄ/Ａ変換器52に結合された第２の、
つまり正の入力と、右脚電極ＲＬに結合された出力を備
えている。他の実施例として、１つまたは複数の増幅出
力をまとめてオペアンプ54の負端子に入力することもで
きる。たとえば、手足に取り付ける３個の電極ＲＡ、Ｌ
Ａ、およびＬＬの間に抵抗経路を設けて、オペアンプ54
の負入力が電極ＲＡ、ＬＡ、およびＬＬからの電圧の平
均に等しい電圧を受けるようにすることができる。しか
し、簡単にするために、例示実施例はオペアンプ54の負
端子に結合されたただ１つの増幅出力だけを図示してあ
る。
【００３３】フィードバック・オペアンプ54は、電極Ｌ
Ｌからの増幅信号とＤ/Ａ変換器52との差に基づいて電
気アナログ信号を得る。フィードバック・ループは、左
脚電極ＬＬにかかる電圧を、Ｄ/Ａ変換器52からオペア
ンプの正端子に入力される電圧に近似させる。前記もう
ひとつの方法である負帰還の実施は、オペアンプ54への
正および負の入力電圧をほぼ等しくさせる。これは、電
極ＬＬからの電圧がＤ/Ａ変換器52により出力される電
圧信号より高くなった時に、オペアンプ54が負の差電圧
を右足電極に出力することから生じる。オペアンプ54に
より出力される差信号は患者32の電位を同量だけ偏ら
せ、それにより左脚電極ＬＬの電圧を、逆にＤ/Ａ変換
器52からの出力電圧値の方に下げる。信号操作装置48か
らの適格なオフセット調節信号の発生により、すべての
導線の電位が制御され、信号測定システムの更に狭い捕
捉レンジ内に収められる。なお、このオフセット調節信
号は、オペアンプ54の正端子に加えられるアナログ電圧
に変換される。
Ｌからの増幅信号とＤ/Ａ変換器52との差に基づいて電
気アナログ信号を得る。フィードバック・ループは、左
脚電極ＬＬにかかる電圧を、Ｄ/Ａ変換器52からオペア
ンプの正端子に入力される電圧に近似させる。前記もう
ひとつの方法である負帰還の実施は、オペアンプ54への
正および負の入力電圧をほぼ等しくさせる。これは、電
極ＬＬからの電圧がＤ/Ａ変換器52により出力される電
圧信号より高くなった時に、オペアンプ54が負の差電圧
を右足電極に出力することから生じる。オペアンプ54に
より出力される差信号は患者32の電位を同量だけ偏ら
せ、それにより左脚電極ＬＬの電圧を、逆にＤ/Ａ変換
器52からの出力電圧値の方に下げる。信号操作装置48か
らの適格なオフセット調節信号の発生により、すべての
導線の電位が制御され、信号測定システムの更に狭い捕
捉レンジ内に収められる。なお、このオフセット調節信
号は、オペアンプ54の正端子に加えられるアナログ電圧
に変換される。
【００３４】ＥＣＧシステム30をイニシャライズし、適
切なオフセット調節信号を発生する一つの例示手法を次
に説明する。信号捕捉レンジは0Ｖ〜327.68ｍＶである
とする（ここで、上限の327.68ｍＶは5μＶのインクリ
メントの２16倍に等しい）。最初、オフセット調節信号
は、オペアンプ54の正の入力端子において任意の電圧に
変わる値に設定される。たとえば、この任意の電圧を信
号捕捉レンジのほぼ中間点である164ｍＶであるとす
る。回路50が負帰還構成であるため、左脚電極ＬＬの電
圧は正端子に加えられる電圧とほぼ等しく、164ｍＶで
ある。
切なオフセット調節信号を発生する一つの例示手法を次
に説明する。信号捕捉レンジは0Ｖ〜327.68ｍＶである
とする（ここで、上限の327.68ｍＶは5μＶのインクリ
メントの２16倍に等しい）。最初、オフセット調節信号
は、オペアンプ54の正の入力端子において任意の電圧に
変わる値に設定される。たとえば、この任意の電圧を信
号捕捉レンジのほぼ中間点である164ｍＶであるとす
る。回路50が負帰還構成であるため、左脚電極ＬＬの電
圧は正端子に加えられる電圧とほぼ等しく、164ｍＶで
ある。
【００３５】オフセット調節システム42は９個の電極か
らの値を監視する。電極をＡＮＳＩのような既知の規格
のもとで接続する従来の手法によれば、各電極の電位は
互いに300ｍＶのレンジ内にあることになる。１つまた
は複数の電極電圧が最初に、16ビットＡ/Ｄ変換器40に
より与えられる327.68ｍＶの測定レンジの外にあれば、
最小限界０Ｖまたは最大限界327.68ｍＶに釘づけされた
電圧で指示されるように、信号操作装置48はオフセット
調節信号を繰り返し修正して、ＲＬ電極の電位を変え、
それにより他の電極の電位を変える。次に値を再び調べ
て、それらが信号捕捉レンジに入っているか確認する。
検査して繰り返し変更するプロセスは、すべての信号が
0ｍＶ〜327.68ｍＶのレンジ内に入るまで繰り返され
る。
らの値を監視する。電極をＡＮＳＩのような既知の規格
のもとで接続する従来の手法によれば、各電極の電位は
互いに300ｍＶのレンジ内にあることになる。１つまた
は複数の電極電圧が最初に、16ビットＡ/Ｄ変換器40に
より与えられる327.68ｍＶの測定レンジの外にあれば、
最小限界０Ｖまたは最大限界327.68ｍＶに釘づけされた
電圧で指示されるように、信号操作装置48はオフセット
調節信号を繰り返し修正して、ＲＬ電極の電位を変え、
それにより他の電極の電位を変える。次に値を再び調べ
て、それらが信号捕捉レンジに入っているか確認する。
検査して繰り返し変更するプロセスは、すべての信号が
0ｍＶ〜327.68ｍＶのレンジ内に入るまで繰り返され
る。
【００３６】このイニシャライズに続いて信号操作装置
48は、下記関係を維持するアナログ電圧Ｖ+に変換する
値を計算する。 Ｖ+＝Ｖー−Ｖmin＋Ｖoffset ここでＶーはオペアンプ54の負入力端子の電圧であり、
Ｖminは９個の電極から発生する最小電圧であり、Ｖ
offsetは電極電圧のレンジを0ｍＶ〜327.68ｍＶのレン
ジ内に置くための、選択されたオフセット電圧である。
たとえば、Ｖoffsetを一定の14ｍＶ（Ｖmax−Ｖminがほ
ぼ300ｍＶであると仮定している）に設定することがで
き、または一層精密に次のように計算することができ
る。 Ｖoffset＝［327.68ｍＶ−（Ｖmax−Ｖmin）］/２
48は、下記関係を維持するアナログ電圧Ｖ+に変換する
値を計算する。 Ｖ+＝Ｖー−Ｖmin＋Ｖoffset ここでＶーはオペアンプ54の負入力端子の電圧であり、
Ｖminは９個の電極から発生する最小電圧であり、Ｖ
offsetは電極電圧のレンジを0ｍＶ〜327.68ｍＶのレン
ジ内に置くための、選択されたオフセット電圧である。
たとえば、Ｖoffsetを一定の14ｍＶ（Ｖmax−Ｖminがほ
ぼ300ｍＶであると仮定している）に設定することがで
き、または一層精密に次のように計算することができ
る。 Ｖoffset＝［327.68ｍＶ−（Ｖmax−Ｖmin）］/２
【００３７】フィードバック・ループは、正および負の
端子を同じ電圧（すなわち、Ｖ＋＝Ｖ−）になるように
連続して駆動しているから、上の方程式はＶmax−Ｖmin
＝300ｍＶの場合についてＶmin＝Ｖoffset＝14ｍＶを生
ずる。これは、Ｖmaxが314ｍＶに等しいことを意味す
る。導線はそれにより幾らか変わるが、やはりなお信号
捕捉レンジ内に捕らえられる。たとえば、最小電圧を有
する導線は14ｍＶだけ更に減圧され、最大電圧を有する
導線は13.68ｍＶだけ更に増圧される。最大電圧が更に
高く漂動し始め、または最小電圧が更に低く漂動し始め
れば、信号操作装置48は上に定義した関係を維持する値
を発生する。この連続補正は、電極からの電圧を327.68
ｍＶのレンジ内に維持する。
端子を同じ電圧（すなわち、Ｖ＋＝Ｖ−）になるように
連続して駆動しているから、上の方程式はＶmax−Ｖmin
＝300ｍＶの場合についてＶmin＝Ｖoffset＝14ｍＶを生
ずる。これは、Ｖmaxが314ｍＶに等しいことを意味す
る。導線はそれにより幾らか変わるが、やはりなお信号
捕捉レンジ内に捕らえられる。たとえば、最小電圧を有
する導線は14ｍＶだけ更に減圧され、最大電圧を有する
導線は13.68ｍＶだけ更に増圧される。最大電圧が更に
高く漂動し始め、または最小電圧が更に低く漂動し始め
れば、信号操作装置48は上に定義した関係を維持する値
を発生する。この連続補正は、電極からの電圧を327.68
ｍＶのレンジ内に維持する。
【００３８】更に例を提供するため、どれかの導線の最
大電圧が電極Ｖ６にかかっており、この電圧は、オペア
ンプ54への入力である左足電極ＬＬにかかる電圧に対し
て+300ｍＶであるとする。他のすべての電極にかかる電
圧は、これら２つの電圧の間のレンジである。Ｄ/Ａ変
換器52は、オフセット調節システム42により制御され、
14ｍＶをオペアンプ54の正端子に与えることができる。
回路50が負帰還構成であるため、オペアンプ54の負端子
で電極ＬＬにかかる電圧は、14ｍＶの方へドライブされ
る。これにより、すべての電極に対して同じ14ｍＶのオ
フセットが実質的に生じ、電極電圧が今度は14ｍＶ（電
極ＬＬ）と314ｍＶ（最大電極Ｖ６）との間のレンジに
なる。その結果、すべての信号が0ｍＶ〜327.68ｍＶの
信号捕捉レンジ内に入る。今度は、電極Ｖ６が左脚電極
ＬＬにかかる電圧に対して-300ｍＶの最小電圧を持つと
仮定する。この状況では、オペアンプ54に+314ｍＶを与
えて電極ＬＬの電圧を+314ｍＶに効果的に上げるよう
に、Ｄ/Ａ変換器52を制御することができる。これによ
り、すべての電極に等しい314ｍＶのオフセットが実質
的に生じ、それらが今度は14ｍＶ（最小電極Ｖ６）と31
4ｍＶ（電極ＬＬ）との間のレンジに入る。再び、これ
らの電圧は0ｍＶ〜327.68ｍＶのＡ/Ｄ変換器40の信号捕
捉レンジ内に入る。
大電圧が電極Ｖ６にかかっており、この電圧は、オペア
ンプ54への入力である左足電極ＬＬにかかる電圧に対し
て+300ｍＶであるとする。他のすべての電極にかかる電
圧は、これら２つの電圧の間のレンジである。Ｄ/Ａ変
換器52は、オフセット調節システム42により制御され、
14ｍＶをオペアンプ54の正端子に与えることができる。
回路50が負帰還構成であるため、オペアンプ54の負端子
で電極ＬＬにかかる電圧は、14ｍＶの方へドライブされ
る。これにより、すべての電極に対して同じ14ｍＶのオ
フセットが実質的に生じ、電極電圧が今度は14ｍＶ（電
極ＬＬ）と314ｍＶ（最大電極Ｖ６）との間のレンジに
なる。その結果、すべての信号が0ｍＶ〜327.68ｍＶの
信号捕捉レンジ内に入る。今度は、電極Ｖ６が左脚電極
ＬＬにかかる電圧に対して-300ｍＶの最小電圧を持つと
仮定する。この状況では、オペアンプ54に+314ｍＶを与
えて電極ＬＬの電圧を+314ｍＶに効果的に上げるよう
に、Ｄ/Ａ変換器52を制御することができる。これによ
り、すべての電極に等しい314ｍＶのオフセットが実質
的に生じ、それらが今度は14ｍＶ（最小電極Ｖ６）と31
4ｍＶ（電極ＬＬ）との間のレンジに入る。再び、これ
らの電圧は0ｍＶ〜327.68ｍＶのＡ/Ｄ変換器40の信号捕
捉レンジ内に入る。
【００３９】したがって、信号捕捉システムの最大レン
ジはわずかに327.68ｍＶであり、従来技術の図１のオペ
アンプ22の正端子における固定の基準電圧に要求される
ような、600ｍＶより大きいレンジではない。その結
果、300ｍＶのレンジを5μＶのインクリメントに分解す
るために、標準の16ビットＡ/Ｄ変換器（２16＝65,536
ステップ）を使用することができる。
ジはわずかに327.68ｍＶであり、従来技術の図１のオペ
アンプ22の正端子における固定の基準電圧に要求される
ような、600ｍＶより大きいレンジではない。その結
果、300ｍＶのレンジを5μＶのインクリメントに分解す
るために、標準の16ビットＡ/Ｄ変換器（２16＝65,536
ステップ）を使用することができる。
【００４０】或る状況では、１つの電極の電圧が捕捉レ
ンジから大きく外れる可能性がある。１つの例は、電極
が患者から外れて、その電極に関してかなりの電圧変化
が生ずる導線外れ状態である。このような場合には、シ
ステムはどの電極が極端な電圧差の原因であるかを突き
止める診断モードに入って、オペレータに警報を出すこ
とができる。こういった診断は従来からのものである。
ンジから大きく外れる可能性がある。１つの例は、電極
が患者から外れて、その電極に関してかなりの電圧変化
が生ずる導線外れ状態である。このような場合には、シ
ステムはどの電極が極端な電圧差の原因であるかを突き
止める診断モードに入って、オペレータに警報を出すこ
とができる。こういった診断は従来からのものである。
【００４１】図３は、本発明の他の局面に従った、患者
の心臓の活動を監視する方法を示している。ステップ10
0で、電極は患者の心臓の活動を表す電気信号を発生す
る。電気信号は増幅サブシステム38により増幅され（ス
テップ102）、16ビットＡ/Ｄ変換器40に出力される。ス
テップ104で、アナログ信号が電圧レベルを表すディジ
タル値に変換される。次に、オフセット調節システム42
の最大/最小検出装置46が多数の電極信号の中から最大
値または最小値を識別する（ステップ106）。ステップ1
08において信号操作装置48は、左脚電極ＬＬの電圧と最
大値または最小値との差にオフセット電圧Ｖoffsetを加
えた値に等しいオフセット調節信号を計算する。ステッ
プ110において、オフセット調節信号をＤ/Ａ変換器52に
より逆にアナログ信号に変換する。このアナログ信号を
次にオペアンプ54により左脚電極ＬＬからの増幅信号と
比較する（ステップ112）。オペアンプ54はこの比較か
ら基準電位を作る（ステップ114）。この基準電位は、
ＬＬ電極の電圧をオペアンプ54からのオフセット調節信
号出力の方に追い立てるのに有効である。該基準電位は
右脚電極ＲＬに加えられ、電極Ｖ１〜Ｖ６、ＲＡ、Ｌ
Ａ、およびＬＬの電圧が信号捕捉レンジ内に入るよう
に、患者32の電位を調節する（ステップ116）。
の心臓の活動を監視する方法を示している。ステップ10
0で、電極は患者の心臓の活動を表す電気信号を発生す
る。電気信号は増幅サブシステム38により増幅され（ス
テップ102）、16ビットＡ/Ｄ変換器40に出力される。ス
テップ104で、アナログ信号が電圧レベルを表すディジ
タル値に変換される。次に、オフセット調節システム42
の最大/最小検出装置46が多数の電極信号の中から最大
値または最小値を識別する（ステップ106）。ステップ1
08において信号操作装置48は、左脚電極ＬＬの電圧と最
大値または最小値との差にオフセット電圧Ｖoffsetを加
えた値に等しいオフセット調節信号を計算する。ステッ
プ110において、オフセット調節信号をＤ/Ａ変換器52に
より逆にアナログ信号に変換する。このアナログ信号を
次にオペアンプ54により左脚電極ＬＬからの増幅信号と
比較する（ステップ112）。オペアンプ54はこの比較か
ら基準電位を作る（ステップ114）。この基準電位は、
ＬＬ電極の電圧をオペアンプ54からのオフセット調節信
号出力の方に追い立てるのに有効である。該基準電位は
右脚電極ＲＬに加えられ、電極Ｖ１〜Ｖ６、ＲＡ、Ｌ
Ａ、およびＬＬの電圧が信号捕捉レンジ内に入るよう
に、患者32の電位を調節する（ステップ116）。
【００４２】本発明のＥＣＧシステムはＡ/Ｄ変換のレ
ンジを約300ｍＶに、つまり通例の600ｍＶのレンジの半
分に減らすという点で有利である。この小さくなったレ
ンジは、必要なＡ/Ｄ回路を廉価に且つ簡単にしなが
ら、ＡＮＳＩおよび他の規格により規定される電極オフ
セットの要求事項に従っている。たとえば、高価な17ビ
ットＡ/Ｄ変換器ではなく、標準の16ビットＡ/Ｄ変換器
を使用することができる。
ンジを約300ｍＶに、つまり通例の600ｍＶのレンジの半
分に減らすという点で有利である。この小さくなったレ
ンジは、必要なＡ/Ｄ回路を廉価に且つ簡単にしなが
ら、ＡＮＳＩおよび他の規格により規定される電極オフ
セットの要求事項に従っている。たとえば、高価な17ビ
ットＡ/Ｄ変換器ではなく、標準の16ビットＡ/Ｄ変換器
を使用することができる。
【００４３】本発明をＥＣＧシステムに関するものであ
るといった文脈で説明してきた。しかし、本発明の局面
をＥＣＧ監視機器、テレメトリ、ホルター・モニタ（Ｈ
olter）および他のＥＣＧセンシングを含む、他の様々
な応用機器に使用することができる。また、本発明の局
面を脳波計システムのようなＥＣＧ機器以外の機器に採
用することもできる。
るといった文脈で説明してきた。しかし、本発明の局面
をＥＣＧ監視機器、テレメトリ、ホルター・モニタ（Ｈ
olter）および他のＥＣＧセンシングを含む、他の様々
な応用機器に使用することができる。また、本発明の局
面を脳波計システムのようなＥＣＧ機器以外の機器に採
用することもできる。
【００４４】本発明を多かれ少なかれ構造および方法の
形態に関して特有の言語で説明してきた。しかし、ここ
に開示した手段は本発明を実施する好適形態から構成さ
れているので、本発明は説明した特定の形態に限定され
ないことを理解すべきである。したがって本発明は、均
等論の原理に従って適切に解釈される特許請求の範囲の
正しい範囲内にある、その形態または修正案のすべてに
ついて権利を主張するものである。
形態に関して特有の言語で説明してきた。しかし、ここ
に開示した手段は本発明を実施する好適形態から構成さ
れているので、本発明は説明した特定の形態に限定され
ないことを理解すべきである。したがって本発明は、均
等論の原理に従って適切に解釈される特許請求の範囲の
正しい範囲内にある、その形態または修正案のすべてに
ついて権利を主張するものである。
【００４５】〔実施態様〕なお、本発明の実施態様の例
を以下に示す。
を以下に示す。
【００４６】〔実施態様１〕 患者の心臓の活動を監視
する方法であって、患者の心臓の活動を示す多数の電気
信号を発生するステップと、信号捕捉レンジ内に入る電
圧レベルを有する電気信号を捕捉するステップと、少な
くとも１つの捕捉した電気信号の電圧レベルを識別する
ステップと、識別した電圧レベルを使用してオフセット
調節信号を作るステップと、前記オフセット調節信号を
使用して患者に加える電位を得、発生した電気信号の電
圧レベルを信号捕捉レンジ内に維持するステップとを備
えている方法。
する方法であって、患者の心臓の活動を示す多数の電気
信号を発生するステップと、信号捕捉レンジ内に入る電
圧レベルを有する電気信号を捕捉するステップと、少な
くとも１つの捕捉した電気信号の電圧レベルを識別する
ステップと、識別した電圧レベルを使用してオフセット
調節信号を作るステップと、前記オフセット調節信号を
使用して患者に加える電位を得、発生した電気信号の電
圧レベルを信号捕捉レンジ内に維持するステップとを備
えている方法。
【００４７】〔実施態様２〕 識別した電圧レベルと少
なくとも１つの他の電気信号の電圧レベルとの差を計算
し、オフセット調節信号を作るのに使用するステップを
さらに含むことを特徴とする、実施態様１に記載の方
法。
なくとも１つの他の電気信号の電圧レベルとの差を計算
し、オフセット調節信号を作るのに使用するステップを
さらに含むことを特徴とする、実施態様１に記載の方
法。
【００４８】〔実施態様３〕 前記識別するステップ
は、多数の電気信号の中から最小または最大の電圧レベ
ルを測定するステップを含むことを特徴とする、実施態
様１に記載の方法。
は、多数の電気信号の中から最小または最大の電圧レベ
ルを測定するステップを含むことを特徴とする、実施態
様１に記載の方法。
【００４９】〔実施態様４〕 前記識別するステップ
は、多数の電気信号の中から最小または最大の電圧レベ
ルを測定するステップを含み、前記オフセット調節信号
を作るステップは、オフセット調節信号を決定するため
に、最小または最大の電圧レベルと少なくとも１つの他
の電気信号の電圧レベルとの差を計算するステップを含
むことを特徴とする、実施態様１に記載の方法。
は、多数の電気信号の中から最小または最大の電圧レベ
ルを測定するステップを含み、前記オフセット調節信号
を作るステップは、オフセット調節信号を決定するため
に、最小または最大の電圧レベルと少なくとも１つの他
の電気信号の電圧レベルとの差を計算するステップを含
むことを特徴とする、実施態様１に記載の方法。
【００５０】〔実施態様５〕 前記電位を得るステップ
は、オフセット調節信号と少なくとも１つの他の電気信
号との差を作るステップを含むことを特徴とする、実施
態様１に記載の方法。
は、オフセット調節信号と少なくとも１つの他の電気信
号との差を作るステップを含むことを特徴とする、実施
態様１に記載の方法。
【００５１】〔実施態様６〕 患者に対して心臓の検査
を行なうための心臓監視システムであって、患者（32）
に接続できるように構成され、患者内部の心臓の活動を
表す、関連電圧レベルを有する電気信号を発生する複数
の電極（Ｖ１〜Ｖ６、ＲＡ、ＬＡ、ＬＬ、ＲＬ）と、対
応する電極に接続されている複数の導線（36）と、前記
導線（36）に接続され、信号捕捉レンジを有し、前記信
号捕捉レンジ内に入る電圧レベルを有する電気信号を検
出する信号捕捉システム（38、40）と、前記信号捕捉シ
ステム（38、40）に作動的に連結され、関連する電極に
より発生された少なくとも１つの電気信号の所定の電圧
レベルを識別し、前記識別した電圧レベルを使用してオ
フセット調節信号を作る、オフセット調節システム（4
2）と、前記オフセット調節システム（42）と特定の１
つの電極との間に結合され、前記特定の電極にある電位
を供給し、信号捕捉システムの信号捕捉レンジ内に電気
信号の電圧レベルを維持するための前記オフセット調節
信号を使用して前記電位を得る、調節フィードバック回
路（50）とを設けて成る心臓監視システム。
を行なうための心臓監視システムであって、患者（32）
に接続できるように構成され、患者内部の心臓の活動を
表す、関連電圧レベルを有する電気信号を発生する複数
の電極（Ｖ１〜Ｖ６、ＲＡ、ＬＡ、ＬＬ、ＲＬ）と、対
応する電極に接続されている複数の導線（36）と、前記
導線（36）に接続され、信号捕捉レンジを有し、前記信
号捕捉レンジ内に入る電圧レベルを有する電気信号を検
出する信号捕捉システム（38、40）と、前記信号捕捉シ
ステム（38、40）に作動的に連結され、関連する電極に
より発生された少なくとも１つの電気信号の所定の電圧
レベルを識別し、前記識別した電圧レベルを使用してオ
フセット調節信号を作る、オフセット調節システム（4
2）と、前記オフセット調節システム（42）と特定の１
つの電極との間に結合され、前記特定の電極にある電位
を供給し、信号捕捉システムの信号捕捉レンジ内に電気
信号の電圧レベルを維持するための前記オフセット調節
信号を使用して前記電位を得る、調節フィードバック回
路（50）とを設けて成る心臓監視システム。
【００５２】〔実施態様７〕 前記オフセット調節シス
テムは、電極により発生された電気信号の電圧レベルの
中から最小または最大の電圧レベルを検出する電圧レベ
ル検出器（46）と、オフセット調節信号を最小または最
大の電圧レベルの関数として計算する信号操作装置（4
8）とを備えていることを特徴とする、実施態様６に記
載の心臓監視システム。
テムは、電極により発生された電気信号の電圧レベルの
中から最小または最大の電圧レベルを検出する電圧レベ
ル検出器（46）と、オフセット調節信号を最小または最
大の電圧レベルの関数として計算する信号操作装置（4
8）とを備えていることを特徴とする、実施態様６に記
載の心臓監視システム。
【００５３】〔実施態様８〕 前記電位調節フィードバ
ック回路（50）は、オフセット調節信号および少なくと
も１つの他の電気信号の電圧レベルに基づき電位を得る
ことを特徴とする、実施態様６に記載の心臓監視システ
ム。
ック回路（50）は、オフセット調節信号および少なくと
も１つの他の電気信号の電圧レベルに基づき電位を得る
ことを特徴とする、実施態様６に記載の心臓監視システ
ム。
【００５４】〔実施態様９〕 前記電位調節フィードバ
ック回路（50）は、前記オフセット調節信号を電気アナ
ログ信号に変換するＤ/Ａ変換器（52）と、Ｄ/Ａ変換器
からの電気アナログ信号および電極により発生された少
なくとも１つの電気アナログ信号に基づき電位を得るよ
うに接続されている、演算増幅器（54）とを備えている
ことを特徴とする、実施態様６に記載の心臓監視システ
ム。
ック回路（50）は、前記オフセット調節信号を電気アナ
ログ信号に変換するＤ/Ａ変換器（52）と、Ｄ/Ａ変換器
からの電気アナログ信号および電極により発生された少
なくとも１つの電気アナログ信号に基づき電位を得るよ
うに接続されている、演算増幅器（54）とを備えている
ことを特徴とする、実施態様６に記載の心臓監視システ
ム。
【００５５】
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、ＥＣＧシステムにおける各電極と患者との間に存
在するＤＣオフセット電圧を制御することができるの
で、従来のＥＣＧシステムに比べて信号捕捉レンジを縮
小しても全ての電極からの電気信号を漏れなく、また所
望の分解能で捕捉することができる。従って、信号捕捉
に使用されるＡ／Ｄ変換器に比較的廉価なものを採用す
ることができ、低コストで装置を製造することができ
る。
れば、ＥＣＧシステムにおける各電極と患者との間に存
在するＤＣオフセット電圧を制御することができるの
で、従来のＥＣＧシステムに比べて信号捕捉レンジを縮
小しても全ての電極からの電気信号を漏れなく、また所
望の分解能で捕捉することができる。従って、信号捕捉
に使用されるＡ／Ｄ変換器に比較的廉価なものを採用す
ることができ、低コストで装置を製造することができ
る。
【図１】従来技術のＥＣＧシステムを例証する図であ
る。
る。
【図２】本発明の実施によるＥＣＧシステムを例証する
図である。
図である。
【図３】患者の心臓の活動を監視する方法の流れ図であ
る。
る。
32…患者 36…導線 38…信号捕捉システム 40…信号捕捉システム 42…オフセット調節システム 46…電圧レベル検出器 48…信号操作装置 50…電位調節フィードバック装置 52…Ｄ/Ａ変換器 54…演算増幅器 Ｖ１〜Ｖ６…電極 ＲＡ…電極 ＬＡ…電極 ＬＬ…電極 ＲＬ…電極
Claims (2)
- 【請求項１】 患者の心臓の活動を監視する方法であっ
て、 患者の心臓の活動を示す多数の電気信号を発生するステ
ップと、 信号捕捉レンジ内に入る電圧レベルを有する電気信号を
捕捉するステップと、 少なくとも１つの捕捉した電気信号の電圧レベルを識別
するステップと、 識別した電圧レベルを使用してオフセット調節信号を作
るステップと、 前記オフセット調節信号を使用して患者に加える電位を
得、発生した電気信号の電圧レベルを信号捕捉レンジ内
に維持するステップとを備えている方法。 - 【請求項２】 患者に対して心臓の検査を行なうための
心臓監視システムであって、 患者に接続できるように構成され、患者内部の心臓の活
動を表す、関連電圧レベルを有する電気信号を発生する
複数の電極と、 対応する電極に接続されている複数の導線と、 前記導線に接続され、信号捕捉レンジを有し、前記信号
捕捉レンジ内に入る電圧レベルを有する電気信号を検出
する信号捕捉システムと、 前記信号捕捉システムに作動的に連結され、関連する電
極により発生された少なくとも１つの電気信号の所定の
電圧レベルを識別し、前記識別した電圧レベルを使用し
てオフセット調節信号を作る、オフセット調節システム
と、 前記オフセット調節システムと特定の１つの電極との間
に結合され、前記特定の電極にある電位を供給し、信号
捕捉システムの信号捕捉レンジ内に電気信号の電圧レベ
ルを維持するための前記オフセット調節信号を使用して
前記電位を得る、調節フィードバック回路とを設けて成
る心臓監視システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/567,975 US5615687A (en) | 1995-12-06 | 1995-12-06 | Heart monitoring system and method with reduced signal acquisition range |
| US567,975 | 1995-12-06 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09173309A true JPH09173309A (ja) | 1997-07-08 |
| JP4063349B2 JP4063349B2 (ja) | 2008-03-19 |
Family
ID=24269399
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32653696A Expired - Fee Related JP4063349B2 (ja) | 1995-12-06 | 1996-12-06 | 心臓監視システムおよびその方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5615687A (ja) |
| EP (1) | EP0778002B1 (ja) |
| JP (1) | JP4063349B2 (ja) |
| DE (1) | DE69630569T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2015526214A (ja) * | 2012-08-28 | 2015-09-10 | アンプト・メディカルＩｍｐｅｔｏｍｅｄｉｃａｌ | 改良された電気生理学的分析システム |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6208888B1 (en) | 1999-02-03 | 2001-03-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Voltage sensing system with input impedance balancing for electrocardiogram (ECG) sensing applications |
| US6496721B1 (en) * | 2000-04-28 | 2002-12-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic input impedance balancing for electrocardiogram (ECG) sensing applications |
| AU2007203300B8 (en) * | 2001-04-05 | 2011-08-18 | Neuroconn Gmbh | Arrangement and Method for Recording Signals of Biological Origin |
| DE10214459A1 (de) * | 2001-04-05 | 2003-04-30 | Univ Ilmenau Tech | Anordnung und Verfahren zur Erfassung von Signalen biologischen Ursprungs |
| US20030045804A1 (en) * | 2001-08-31 | 2003-03-06 | G.E. Medical Systems Information Technologies | Method and apparatus for generating electrocardiogram precordial leads using a precordial central terminal |
| BRPI0414345A (pt) * | 2003-09-12 | 2006-11-07 | Bodymedia Inc | método e aparelho para medição de parámetros relacionados com o coração |
| US7558621B2 (en) * | 2004-01-16 | 2009-07-07 | Hewlett-Packard Development Company, L.P. | Synthesizing a reference value in an electrocardial waveform |
| NL1034223C2 (nl) * | 2007-08-02 | 2009-02-03 | Twente Medical Systems International Bv | Inrichting voor het verwerken van signalen. |
| EP2508125B1 (en) * | 2009-11-30 | 2015-10-28 | Fujitsu Limited | Noise processing device and noise processing program |
| US10456059B2 (en) * | 2015-04-06 | 2019-10-29 | Forest Devices, Inc. | Neuorological condition detection unit and method of using the same |
| US11612344B2 (en) * | 2018-11-02 | 2023-03-28 | Biocircuit Technologies, Inc. | Electrode-based systems and devices for interfacing with biological tissue and related methods |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4530365A (en) * | 1983-07-26 | 1985-07-23 | Nihon Kohden Corporation | Physiological signal amplifier circuitry |
| US4890630A (en) * | 1989-01-23 | 1990-01-02 | Cherne Medical, Inc. | Bio-electric noise cancellation system |
| JPH053861A (ja) * | 1991-06-28 | 1993-01-14 | Nec Corp | 心電図解析装置 |
| JPH05220121A (ja) * | 1992-01-27 | 1993-08-31 | Nec Corp | 携帯用心電図解析装置のオートドリフトキャンセル回路 |
| US5337230A (en) * | 1992-04-30 | 1994-08-09 | Hewlett-Packard Company | Signal processing circuits with digital programmability |
| US5206602A (en) * | 1992-04-30 | 1993-04-27 | Hewlett-Packard Company | Biomedical amplifier circuit |
-
1995
- 1995-12-06 US US08/567,975 patent/US5615687A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-11-05 DE DE69630569T patent/DE69630569T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1996-11-05 EP EP96307995A patent/EP0778002B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-12-06 JP JP32653696A patent/JP4063349B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2015526214A (ja) * | 2012-08-28 | 2015-09-10 | アンプト・メディカルＩｍｐｅｔｏｍｅｄｉｃａｌ | 改良された電気生理学的分析システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0778002B1 (en) | 2003-11-05 |
| EP0778002A1 (en) | 1997-06-11 |
| JP4063349B2 (ja) | 2008-03-19 |
| DE69630569T2 (de) | 2004-09-23 |
| US5615687A (en) | 1997-04-01 |
| DE69630569D1 (de) | 2003-12-11 |
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