JPS585057B2 - Ｅｋｇ電極間インピ−ダンス測定装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は電子心電計（以下ＥＫＧという）に関し、さら
に具体的には、ＥＫＧ電極のインピーダンスをモニタす
る装置に関する。

ＥＫＧが正しく且つ正確に動作するためにはこれが患者
（被検者）の病状をモニタしているかもしくは電子心電
図の信号を収集しているかにかかわらず、検出された心
拍信号が十分な品質のものでなければならない事が特に
重要である。

高品質のＥＫＧ信号を得る最も大切な要件はＥＫＧ電極
インピーダンスが十分低い事である。

ＥＫＧ電極インピーダンスが高くなる原因は通常電極と
患者の皮膚間の高い接触インピーダンスにある。

皮膚接触インピーダンスは電極の取付けが不適切であっ
たり電極が皮膚表面から部分的もしくは完全に離れてい
ると高くなる。

電極インピーダンスが異常に高くなる他の可能な原因は
一般に配線欠陥と呼ばれるものであり、これは電極から
ＥＫＧ装置の第１の増幅段に至る電気的経路に沿う高い
インピーダンスを指す。

電気的コネクタがこの種の高電極インピーダンスを生じ
る。

原因が何であれ、高電極インピーダンスは最初の増幅段
において心臓活動の真でないもしくは信頼性のない表示
である受信信号を生ずる。

非常に高いＥＫＧ電極インピーダンスの検出はＥＫＧ装
置によって重要であり、ＥＫＧ信号が単に収集されるだ
けで、直ちに表示、プロット、処理もしくは分析されな
い場合に特に重要である。

多くの従来技術のＥＫＧ装置においては電極インピーダ
ンスの変動に出来るだけ不感にする為に入力増幅段は極
めて高い入力インピーダンスを有する。

電極インピーダンス変動に対する感度を更に減少する為
の他の試みとして、例えば、米国特許第３５００８２３
号において、ＥＫＧ電極を純粋に容量性し、オーミック
接触抵抗の変動に関して感度が全くない様にしている。

然しなから、これはオーミックリード抵抗の変動の他の
原因に対する感度を除去するものではなく、全電極イン
ピーダンスが依然その実効キャパシタンスの変化と共に
変化するという事を全く考慮していない。

電極インピーダンスの面接モニタが、例えば米国特許第
３４９５５８４号及び米国特許第４０２７６６３号に開
示されている。

これらの特許においては電極インピーダンスは発振回路
の帰還ループ中に置かれる。

電極インピーダンスが予定の閾値以上に達すると、発振
器は状態を変化しく発振を開始するか停止する）、状態
の変化が検出されて、何等かの手段でオペレータに知ら
される。

米国特許第３４９５５８４号においては発振の周波数は
高く（５キロヘルツ）、米国特許第４０２７６３３号に
おいては低い（４０ヘルツ）。

一般にインピーダンスは周波数の関数として変化する。

これは発振器で感知したインピーダンスの大きさが一般
に発振周波数に依存する事を意味する。

成る１つの周波数で感知したこのインピーダンスの大き
さは約０．０５ヘルツ及び１００ヘルツ間の周波数成分
の特定の混合であるＥＫＧ信号の受ける実効（または平
均もしくは最大）インピーダンスと密接に関連する場合
もあれば、そうでない場合もある。

これ等従来のインピーダンス・モニタの他の欠点は患者
が発振器の帰還回路中に置かれなくてはならず、この事
はたとえ小さくても成る電圧が必然的に患者に印加され
る事を意味する。

実際には発振器の波形が患者に印加される。

この事は、患者は出来るだけ電気機器から絶縁されてい
なければならないという現今の要求と矛循する。

患者に電圧を印加することは可能な限り常に避けるべき
である。

この様なインピーダンス・モニタのさらに他の欠点は発
振器が真のＥＫＧ波形に成る信号を加える事である。

この付加信号は既知の周波数を有するので、合成波形か
らろ波することはできるが、同時に真のＥＫＧ信号から
同一周波数成分をもろ波してしまう。

もし発振器の周波数がＥＫＧ信号の周波数の成分の範囲
内に存在しなければ、これは真のＥＫＧ波形に歪を生じ
ないが、その場合には電極の使用周波数範囲外の周波数
で電極インピーダンスを測定している事になる。

本発明の目的は患者に信号を印加する事なくＥＫＧ電極
インピーダンスを測定することにある。

本発明の他の目的はＥＫＧ波形の収集中に通常ＥＫＧ電
極がうけるのと同一の混合周波数成分でＥＫＧ電極を測
定する事にある。

本発明の他の目的は収集されたＥＫＧ波形に歪を生ずる
事なくＥＫＧ電極インピーダンスを測定する事にある。

本発明の他の目的はＥＫＧ分析用テイジタル計算機を持
つＥＫＧ装置に最小限の素子しか付加せずに実施できる
ＥＫＧ電極の測定方法を与える事にある。

本発明のこれ等の及び他の目的はＥＫＧ電極インピーダ
ンス測定のための電圧源として患者自身の心臓信号を使
用する事によって達成される。

ＥＫＧ電極間に成るインピーダンスを接続した状態（負
荷時）で得られるＥＫＧ信号の振幅ＡＬがインピーダン
スを接続しない状態（無負荷時）で得られるＥＫＧ信号
の振幅ＡＵと比較される。

電極間インピーダンスの値は無負荷時振幅ＡＵと負荷時
振幅ＡＬの比から１を引いたものに負荷インピーダンス
の値ＺＴを掛けたものに等しくなる。

好ましい実施例においては、負荷インピーダンスの値は
最大許容電極間インピーダンスに等しく選択される。

従って、もし負荷インピーダンスの一時的挿入より患者
からのＥＫＧ信号の振幅が、負荷インピーダンスがない
場合に得られるＥＫＧ信幅の半分以下の値に減少するな
らば、電極間インピーダンスが高すぎることになる。

第１図は本発明の手動操作型の実施例を示す図である。

ＥＫＧ感知電極１０及び基準電極１１が夫々患者１２の
腕及び脚に取付けられている。

実際には同時に数個所のＥＫＧ波形を記録するために２
以上の電極が通常取付けられる。

本発明は２つの電極とそれから得られる単一のＥＫＧ波
形に関して説明するけれども、本発明は任意の数の電極
及び任意の数の波形で使用する様に拡張可能な事は明ら
かである。

電極１０，１１における電圧信号は導体１４，１６によ
って差動増幅器１８に伝えられる。

次いで差動増幅器１８は、電極１０及び１１における電
位差の時間的変化を表わすＥＫＧ波形を記録紙記録計に
与える。

テスト・インピーダンスＺＴが導体１４及び１６間に常
開押ボタン・スイッチ２２と直列に接続され、押ボタン
２２を押す事によって導体１４及び１６間にテスト・イ
ンピーダンスＺＴを負荷インピーダンスとして一時的に
挿入できる様になっている。

テスト・インピーダンスＺＴは可変であり、よって負荷
テスト中に電極にかけられる負荷の量を変えることがで
きる。

成る動作モードでは、負荷効果がＥＫＧ信号の振幅に現
われる迄テスト・インピーダンスが変化される。

電極間インピーダンスの値は次式に従い負荷効果を生じ
たテスト・インピーダンスの値から誘導される。

ＺＥは電極間インピーダンス、ＡＵはＥＫＧ信号の無負
荷時振幅、ＡＬはＥＫＧ信号の負荷時振幅である。

差動増幅器１８の入力インピーダンスはできるかぎり高
くすべきである。

上述の式が正確であるためには差動増幅器の入力インピ
ーダンスは増幅器１８による負荷効果が無視できる様に
ＺＴよりははるかに高くなければならない。

もし増幅器１８が無視できない負荷効果を有するならば
、オームの法則を用いて増幅器１８の入力インピーダン
スの値を計算に入れた複雑な式を誘導するとよい。

本発明の本質は、ＥＫＧ電極に２つの異なる電荷をかけ
ＥＫＧ信号の振幅の減少から電極間インピーダンス値を
決定することである。

増幅器入力インピーダンスがＺＴよりもはるかに高い時
にはＺＴ以外に負荷は存在しないものと仮定する。

これにより生じる誤差（増幅器入力インピーダンスは無
限ではないので）は、はぼ同時に軟−負荷条件の下で得
られる同一患者のＥＫＧ波形の振幅の通常の変動の結果
として生じる誤差よりも一般に大きくない。

これらの誤差のためにＺＥの誘導値は決して正確でない
が上式の近似度は多くの目的に対して十分正確である。

好ましい動作モードにおいては、テスト・インピーダン
スＺＴの値は電極１０及び１１間の最大許容電極間イン
ピーダンスと略同じ値を有する様に選択される。

インピーダンスの値ＺＴは最大許容電極間インピーダン
スと等しいのが好ましいが、この値より１桁大きい又は
小さい値でもよい。

テスト・インピーダンスＺＴの値は既知であり電極間イ
ンピーダンスＺＥの最大値が予め決定されているので、
上式により比ＡＵ／ＡＬが決定される。

次いでＥＫＧ振幅比がモニタされる。

ＥＫＧ振幅比がこの決定された比以上になると、電極間
インピーダンスは予定の最大許容値より高いことになる
。

電極１０及び１１の電極インピーダンスが許容範囲内に
あるかどうかを決定するために、オペレータは記録計２
０を始動し、押しボタンを押さない状態で記録計２０上
に少なくとも１つの心拍を記録し、次いで少なくとも１
個の追加の心拍中に押しボタンを押す（もしくはこれと
逆の手順を行なう）。

これらの２つの条件の下に記録されたＥＫＧ波形の振幅
を比較する。

もし押しブタンが押されている間に選択されたＥＫＧ波
形が押しボタンが押されていない時に得られたＥＫＧ波
形の振幅の半分であるならは差動増幅器１８の負荷効果
を無視して、電極間インピーダンスはＺＴに等しいとさ
れる。

第２図は便宜上重畳された３つのＥＫＧ波形のＱＲ８複
合波形である。

波形２４は押しボタン２２が押されていない時に得られ
た波形である。

線２６は大きな振幅の正の波形（Ｒ波と呼ばれる）の半
値を表わす。

波形２８及び３０は押しボタン２２を押した際に波形２
４の記録の直前もしくは直後に同一患者から得られる２
つの可能なＥＫＧ波である。

波形２８のＲ波は線２６より上にありこの事はＥＫＧ電
極インピーダンスがこの波形が記録された時のＺＴより
も低い事を意味する。

他方波形３０のＲ波は線３０より下にあり、この事はＥ
ＫＧ電極インピーダンスがこの波形が記録された時のＺ
Ｔよりも高い事を意味する。

第３図は本発明の自動化された実施例を示す。

患者の等何回路が示されている。

ＺＥは全電極間インピーダンスであり、ＺＥ／２なる値
の２つの抵抗器として示されている。

電圧源１５はＥＫＧ信号源を表わす。

押しボタン２２の代りにスイッチ３２が存在し、これは
アクチュエータ３４によって制御される。

患者１２からのＥＫＧ信号及びアクチュエータ３４を制
御する信号は電気的アイソレータ３８，４０及び４２よ
り成る患者アイソレータ回路３６を通過する。

これらのアイソレータは光学的なアイソレータである事
が好ましい。

もし電気的スイッチ３２がすでにアクチュエータ３４の
電気１駆動装置から適切にアイソレートされているなら
ばアクチュエータ３４をアイソレータ４２を介さずに直
接制御する事が可能である。

第３図において、計算機４４はスイッチ３２を自動的に
開閉させる。

スイッチ３２は相次ぐ心拍中に交互にもしくは任意の計
画に従って開閉されてもよい。

計算機４４はスイッチ３２の開閉シーケンス中もしくは
シーケンスにスイッチ３２の開及び閉位置で得られるＥ
ＫＧ波形の振動を比較する。

一実施例では、負荷時ＥＫＧ波形（スイッチ３２が閉）
が無負荷時ＥＫＧ波形（スイッチ３２が開放）の予定の
百分率以下の振幅を有する時、計算機４４はその旨を表
示器４６によって表示する。

第４図は計算機４４の機能をさらに詳細に示す。

帯域通過フィルタ４８は増幅器１８の出力から受取った
信号からＥＫＧ信号の周波数成分の範囲外にある周波数
成分を除去する。

このフィルタの機能は真のＥＫＧ波形の部分ではないが
、その後の信号レベルの比較に影響を与える信号成分を
除去する事にある。

帯域通過フィルタ４８はＤＣドリフトを除去し高周波人
工スパイクを除去する。

帯域通過フィルタ４８の出力はピーク・フォロワー５０
に与えられる。

ピーク・フォロワーの機能は入力信号をモニタして最高
の入力振幅値を保持（記憶）する事にある。

ピーク・フォロワー５０は線５２を介してシーケンス制
御回路５４によってリセットされる。

スイッチ３２の位置が変化する時、ピーク・フォロワー
５０は通常シーケンス制御回路５４によってリセットさ
れ、従ってスイッチ３２の新しい位置でＥＫＧ信号の最
大振幅の検出を開始する。

ピーク・フォロワー５０は最大のＲ波を検出する。

人工的ピークが存在する場合には、上述の検出を信頼性
をもって行なう回路は複雑となる。

しかしながらこの様な検出を行なう回路はすでに知られ
ており、ディジタル計算機によるＥＫＧ分析では専らＲ
波の探出のみを行なえばよい。

さらにＲ波の平均振幅をディジタル計算機で計算し、こ
れを最大振幅値の代りに用いることもできる。

第４図を再び参照するに、サンプル保持回路６０はスイ
ッチ３２が閉じる直前に、シーケンス制御装置５４から
の線５８上のリセット信号によりリセットされる。

その後スイッチ３２が閉じ、ピーク・フォロワー５０は
スイッチ３２の閉位置での負荷時ＥＫＧ信号のピーク値
を検出して保持する。

サンプル保持回路はこのサイクルではピーク値をサンプ
ル保持せず、次のサイクル即ちスイッチ３２の開位置で
の無負荷時ＥＫＧ信号のピーク値を線６２を介してサン
プル保持する。

一方、スイッチ３２が閉じた後に、ピーク・フォロワー
５０は負荷時ＥＫＧ信号の最大値振幅値を収集してこれ
を増幅器６６を介して比較器６４に与える。

増幅器６６の利得は負荷テスト中のＥＫＧ振幅の最大許
容減少を正確に補償する様に調節される。

例えば、もし振幅の最大許容減少が１／２電極インピー
ダンスＺＥがテスト・インピーダンスＺＴに等しい事に
相当するならば、増幅器６６の利得は２に調節される。

負荷時ＥＫＧ信号が無負荷時ＥＫＧ信号の１／２よりも
大きい振幅を有するならば、線６８を介して比較器６４
へ与えられる増幅器６６の出力は、線７０を経由して比
較器６４に同時に与えられるサンプル保持回路６０に記
憶された値（無負荷時ＥＫＧ信号の振幅を表わす）より
大きい。

もし負荷時ＥＫＧ信号振幅値が無負荷時ＥＫＧ信号振幅
の予定の百分率より小さければ、逆の事が成立つ。

即ち線７０上の信号は線６８上の信号よりも大きい。

ピーク・フォロワー５０が最大振幅値を確実に収集する
ようにスイッチ３２が閉じてから十分な時間が経過した
後、シーケンス制御装置５４は線７２を介して表示器７
４に振幅の比較の結果を表示させる。

本発明は機能素子を用いて詳細に説明された。

実際上は、これらの機能のすべてはディジタル計算機に
よって実行される。

ディジタル計算機を含み、もしくは使用しＥＫＧ信号を
収集する多くの異なる医学的監視兼解析システムが今日
稼動している。

【図面の簡単な説明】

第１図は手動操作される簡単な本発明の実施例を概略的
に示す図、第２図は異なる振幅のＥＫＧ波形、第３図は
本発明の自動化された実施例のブロック図、第４図は第
３図の計算機の一例を示す機能的ブロック図である。 １０・・・・・・ＥＫＧ感知電極、１１・・・・・基準
電極、１２・・・・・・患者、１８・・・・・・差動増
幅器、２０・・・・・・記録紙記録器、３４・・・・・
・アクチュエータ、３６・・・・・・患者アイソレータ
、４４・・・・・・ディジタル計算機、４６・・・・・
・表示器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １２つのＥＫＧ電極と、インピーダンスＺＴを持つイン
   ピーダンス素子と、上記ＥＫＧ電極が被検体からＥＫＧ
   信号を感知する位置におかれた状態で上記ＥＫＧ電極間
   に上記インピーダンス素子を一時的に接続する手段と、
   上記インピーダンス素子が上記ＥＫＧ電極間に接続され
   ていない時に上記ＥＫＧ電極によって感知されるＥＫＧ
   信号の振幅ＡＵ並びに上記インピーダンス素子が上記Ｅ
   ＫＧ電極間に接続されている時に上記ＥＫＧ電極によっ
   て感知されるＥＫＧ信号の振幅ＡＬの両者を測定する手
   段と、電極間インピーダンスＺＥを近似式 に従って求める手段とよりなるＥＫＧ電極間インピーダ
   ンス測定装置。