JPS6217044Y2 - - Google Patents

Info

Publication number
JPS6217044Y2
JPS6217044Y2 JP1979122957U JP12295779U JPS6217044Y2 JP S6217044 Y2 JPS6217044 Y2 JP S6217044Y2 JP 1979122957 U JP1979122957 U JP 1979122957U JP 12295779 U JP12295779 U JP 12295779U JP S6217044 Y2 JPS6217044 Y2 JP S6217044Y2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ground point
floating ground
amplifier
voltage
patient
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired
Application number
JP1979122957U
Other languages
English (en)
Other versions
JPS5540899U (ja
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed filed Critical
Publication of JPS5540899U publication Critical patent/JPS5540899U/ja
Application granted granted Critical
Publication of JPS6217044Y2 publication Critical patent/JPS6217044Y2/ja
Expired legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/301—Input circuits therefor providing electrical separation, e.g. by using isolating transformers or optocouplers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
    • A61B5/305—Common mode rejection
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00—Surgery
    • Y10S128/908—Patient protection from electric shock

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Amplifiers (AREA)

Description

【考案の詳細な説明】 本考案は、例えば心電信号のような生体情報信
号を採取する装置に関する。
(1) 従来の技術 例えば患者の心臓の状態を監視するのに、体表
面の異なつた位置に電極を装着し、そして心臓の
動きによつて誘導される起電力を検出し、該起電
力間の差を監視装置に導入する。なお、この監視
装置は真の接地点に基準化されている。そして、
患者が致命的な電気シヨツクを受けないようにす
るために、該患者と接地点との間の経路は極めて
高いインピーダンスになつていなければならな
い。そのため患者に直接結合されているすべての
回路は「ガード」と呼ばれる浮動接地とする必要
がある。しかしながら、通常患者は光源あるいは
電源コードなどの電圧源から生ずる静電界の影響
を受けており、そのために患者の体には“同相電
圧（または共通モード電位）”として知られる信
号ＶCMが生じている。ここで、各電極から患者身
体をみたそれぞれのインピーダンスと、各電極か
ら浮動接地点をみたそれぞれのインピーダンスと
によつて周知の４辺ブリツジが形成され、該ブリ
ツジは同相電圧ＶCMのある分電圧により励振され
る。もしブリツジが平衡していれば同相電圧ＶCM
による問題は生じないが、各電極と患者身体との
間のインピーダンスは極めて広い範囲で変るの
で、前記ブリツジが平衡状態になることは極めて
まれである。したがつて、ブリツジが不平衡とな
れば、患者に取付けた各電極からの誘導起電力の
差電圧に前記同相電圧ＶCMの一部が加算あるいは
減算される。その結果、電極から導入された生体
情報信号としての電圧信号には誤差が生ずる。
このような問題の解決方法として、基準電極を
患者の体表面に装着し、そして該基準電極を浮動
接地点に接続し、その結果浮動回路における同相
電圧の影響を減じていた。しかし、基準電極が体
表面に適切に装着されなければ、該基準電極は誤
差源として機能してしまうから、この基準電極の
装着には慎重でなければならない。それでもなお
基準電極からは有益な生体情報を得ることが困難
であつた。
(2) 従来装置の欠点 これらを解決した例は本出願人が先に提出した
実開昭55−40897号「生体情報信号採取装置」に
述べられている。これによると、患者の安全を損
うことなく、基準電極が不要で且つ同相電圧の影
響を受けない生体情報信号の採取装置を開示され
ている。その一実施例によれば、患者に直接結合
された生体信号回路は前述の如く、浮動接地点ま
たはガードを基準電位点としている。そして患者
へ基準電極を装着し、患者の電位を浮動接地点の
電位にするのではなく、該浮動接地点は患者の同
相電圧に向つて駆動される。これを達成するの
に、浮動回路の同相電圧を制御回路に供給する。
そして浮動接地点と真の接地点との間の漂遊イン
ピーダンスが前記制御回路に対する電流帰還経路
を形成し、該漂遊インピーダンスを介して真の該
接地点に電流が流れるようにしている。もし、電
流が正しい値と方向とを有していれば、浮動接地
点は同相電圧と等電位となつて浮動回路としての
機能を具えたことになる。このような状態の下で
ブリツジ回路は、同相電圧によつて励振されない
し、また採取された生体信号電圧に加算されたり
減算されたりはしない。
ところで、患者を電気的シヨツクから保護する
ために、電流制限器を使用する必要がある。しか
し、このような装置は高価であり、また遮断モー
ドがある。
(3) 本考案の目的 本考案は上述欠点を解消するためになされたも
ので、電流制限器を用いないで構成簡単な生体情
報信号採取装置を提供せんとするものである。本
考案の一実施例によれば、増幅器形式の電流供給
回路を用いている。前記電流供給回路を付勢する
電源電圧の基準点は、１つのインピーダンスを介
して浮動接地点に直流的に接続され、そして極め
て大きな値を有するインピーダンスを介して接地
されている。この大きな値のインピーダンスによ
つて患者に流れる電流が制限される。以下図面を
用いて本考案を詳述する。
(4) 実施例の説明 第１図は本考案が応用された生体情報信号採取
装置のブロツク図である。図において、患者Ｐの
ECG信号源１は所定の心電信号を発生する。交
流源２は、電源コード等によつて生じる不都合な
誘導電圧を等価的に表わしたものであり、そして
該交流源２と患者Ｐとの結合は漂遊容量４によつ
て等価的に表わされている。患者Ｐの身体は全て
の点で等電位と考えられるので、接地点Ｇを基準
とした同相電圧ＶCMの大きさは、漂遊容量４およ
び患者Ｐと接地点Ｇとの間の漂遊容量６との分電
圧による。８′は右腕電極８と患者身体との間の
インピーダンスを示す抵抗器である。電極８はリ
ード１２を介して増幅度１の緩衝増幅器１０の入
力端子に接続されており、該リード１２とシール
ド１４との間には分布容量１６がある。緩衝増幅
器１０の出力端子は差動増幅器１８の一方の入力
端子に接続されている。同様に抵抗器１９′によ
つて患者の身体と結合されている左腕電極１９
は、リード２２を介して増幅度１の緩衝増幅器２
０の入力端子に接続されている。リード２２とそ
のシールド２４との間には分布容量２５が存在す
る。緩衝増幅器２０の出力端子は、差動増幅器１
８の他方の入力端子に切換端子が接続されたスイ
ツチＳの接点ａに接続されている。なお、緩衝増
幅器を差動増幅器１８に接続するのに実回路では
ウイルソン回路網が含まれているが、簡単化のた
めにここでは図示していない。
差動増幅器１８の出力端子は変調器２６の入力
端子に接続されており、該変調器２６の出力端子
は変成器T1の１次巻線２８を介してガード線路
３０に接続され、そして該ガード線路はGFで示
された第１浮動接地点またはガードに接続されて
いる。変成器T1の２次巻線３２は、接地点Ｇと
復調器３４の入力端子に接続されており、該復調
器３４の出力端子にはECG信号が再生される。
選択可能なリードあるいはマルチベクトル方式
のように他の電極群を使用するならば、電極８お
よび１９を接続すると同様にして差動増幅器１８
に電極３６が接続される。例えば、患者の体表面
との間に抵抗器３８で示されるインピーダンスを
有する電極３６は、リード４２を介して緩衝増幅
器４０の入力端子に接続され、そしてリード４２
とそのシールド４４との間には分布容量４６があ
る。緩衝増幅器４０の出力端子は、スイツチＳの
他の接点ｂに接続されている。図示するようにス
イツチＳが接点ａ側にあれば、緩衝増幅器２０の
出力信号が差動増幅器１８に導入されるけれど
も、接点ｂ側にあれば、緩衝増幅器４０の出力信
号が差動増幅器１８に導入される。
患者に直結された回路の動作電圧＋V1，−V1は
前記第１の浮動接地点またはガードGFを基準に
して、緩衝増幅器１０，２０および４０、差動増
幅器１８、変調器２６に供給されている。これら
の電圧±V1を供給する電源回路は、一端が接地
された交流電源５０の両端に接続された１次巻線
４８を有する変圧器T2が含まれている。この変
圧器T2の２次巻線５６の中間タツプ５７は第１
浮動接地点GFに接続され、そして該２次巻線５
６のそれぞれの端子と前記中間タツプ５７との間
には、それぞれ電圧＋V1，−V1を発生するように
ダイオード５２とコンデンサ５８、ダイオード５
４とコンデンサ６０とによる半波整流回路が接続
されている。そして前記ガード線路３０は、前記
中間タツプ５７および各シールド１４，２４，４
４にそれぞれ接続されている。
患者の体表面と両電極８，１９との間のインピ
ーダンス８′，１９′および両分布容量１６，２５
によつてブリツジが形成される。両緩衝増幅器１
０，２０の入力インピーダンスは極めて大きいの
で、これら増幅器が前記ブリツジの一部を構成し
たとしても、これらの影響は無視し得る。分布容
量１６および２５のインピーダンス値はほぼ等し
いけれども、両電極８，１９を患者の体表面に装
着する状態によつて、両インピーダンス８′，１
９′の値は異なる。ECG信号源１はブリツジの各
アームに各別に直列に接続されているので、ブリ
ツジ自体に不平衡があつても、両緩衝増幅器１
０，２０に伝達されるECG信号には影響しな
い。しかし同相電圧ＶCMの一部がブリツジの対頂
点間、すなわち、患者と第１浮動接地点GFとの
間にかかるので、前記ブリツジが不平衡ならば、
該同相電圧ＶCMのそれぞれ相異なる分電圧が両電
極８，１９のそれぞれに現われる。両電極８，１
９に生ずるこれらの電圧は、緩衝増幅器１０，２
０の各入力端子間に供給される。同相電圧ＶCMは
ECG電圧よりはるかに大きいので、ブリツジの
わずかな不平衡でも差動増幅器１８の入力端子に
おける差動干渉電圧は所定の差動ECG電圧より
も大きくなる。
以下に述べる制御回路により第１浮動接地点
GFの電位は同相電圧ＶCMに応じて制御され、そ
して該同相電圧ＶCMの分電圧がブリツジに導入さ
れるのを防止する。そのため、ブリツジの不平衡
状態とは無関係に両電極８，１９に生ずる干渉信
号は小さくなる。もし、第１浮動接地点GF上の
電圧が同相電圧ＶCMに等しければ、ブリツジの励
振および干渉信号は零になる。
バイアス用抵抗器６２，６４および６６が、緩
衝増幅器１０，２０および４０のそれぞれの入力
端子とガード線路３０との間に接続されている。
緩衝増幅器１０，２０および４０の各出力端子と
リード７３との間に接続されている抵抗器６８，
７０および７２は同じ抵抗値を有し、そして前記
リード７３すなわち差動増幅器１８の入力中性点
には後述する回路の制御により同相電圧ＶCMが現
われる。緩衝増幅器の各出力インピーダンスは低
いので、抵抗器６８，７０および７２は負荷とし
てこれを無視することができ、そしてECG信号
の波形または大きさに対しては影響しない。ガー
ド線路３０と接地点Ｇとの間には、漂遊インピー
ダンスが存在するので、これを点線で並列接続の
コンデンサ７４と抵抗器７６で示す。
リード７３における電圧は、増幅度１の演算増
幅器８０の制御入力端子７８に導入される。演算
増幅器８０の出力端子はコンデンサ８２を介して
ガード線路３０に接続されている。ここで、前記
演算増幅器８０に供給されている動作電圧±V2
は第２浮動接地点G2を基準としている。両電圧
±V2は、前記変圧器T2の第３巻線８４に誘導さ
れる電圧から得られる。巻線８４の一端は第２浮
動接地点G2に接続されている。ダイオード８６
およびコンデンサ８８が前記巻線８４の両端に直
列接続され、その接続中点には第２浮動接地点
G2に対して正の電圧＋V2が発生する。また、前
述とは反対極性のダイオード９０およびコンデン
サ９２の接続中点には第２浮動接地点G2に対し
て負の電圧−V2が生じる。演算増幅器８０の基
準電位点である第２浮動接地点G2と真の接地点
Ｇとの間に接続した抵抗器９４の値は、致命的な
電気シヨツクから患者を保護するのに十分な大き
さである。なお、抵抗器９４の代りにコンデンサ
のような他のインピーダンス素子としてもよい
が、静電荷が接地点に漏れるので抵抗器の方が有
効である。次に、前記第２浮動接地点G2と第１
浮動接地点GFとの間に抵抗器９６を接続するこ
とにより、演算増幅器８０のための制御回路が形
成される。ここで抵抗器６８と７０との接続中性
点の電圧が同相電圧ＶCMになることについて数式
を用いて説明する。なお、ＶCMはECG信号の大
きさよりも非常に大きいものとする。
演算増幅器８０の利得：Ｇ 抵抗器６８，７０の接続点の電圧：V0 第１浮動接地点の電圧：V3 第２浮動接地点の電圧：V4 容量１６と抵抗器６２との合成インピーダンス：
Z1 容量２５と抵抗器６４との合成インピーダンス：
Z2 インピーダンス８とＺとの分圧比：A1 インピーダンス１９とＺとの分圧比：A2 リード１２の電圧：V1 リード２２の電圧：V2 とする。そして次式が成立する。
（ＶCM−V3）・A1＋V3＝V1 …(6) （ＶCM−V3）・A2＋V3＝V2 …(7) ところで、（V1＋V2）／２＝V0である。
よつて、（ＶCM−V3）・（A1＋A2）＋2V3＝2V0 …(8) 一方演算増幅器８０において、 V3−V4＝Ｇ・（V0−V4） V3−GV0＝V4−GV4 Ｇ≒１であるから、V3＝V0 …(9) (9)式を(8)式に代入し、A1＋A2≠０であるからV0
＝V3＝同相電圧ＶCMとなる。
したがつて、リード７３の電位（V0）と第１浮
動接地点GFの電位（V3）とは等しくなり、且つ
同相電圧ＶCMに等しくなる。そしてガード線路３
０の電位はＶCMの変動に追従して変化する。な
お、ECG信号が存在する場合、右、左腕電極に
おけるECG信号をそれぞれe1，e2とすると、この
場合にもガード線路３０の電位がほぼＶCMになる
ように制御されるが、正確にはe1，e2を前記第(6)
および(7)式のＶCMに付加すると、 V3＝ＶCM＋（e1・A1＋e2・A2）／（A1＋A2） V1−V2＝｛2A1・A2／（A1＋A2）｝・（e1−e2） となる。
即ち、A1，A2の違いより、正しい値（e1−e2）か
ら誤差が生ずるが、ＶCMの影響はない。
以下に動作を述べる。患者Ｐと第１浮動接地点
GFとは、ブリツジの第１対頂点を形成してい
る。両抵抗器６８，７０の接続中性点における同
相電圧ＶCMはリード７３を介して演算増幅器８０
の入力端子７８に導入される。ここで、演算増幅
器８０およびその付属回路による増幅器をＫとす
れば、コンデンサ８２によつて結合されたガード
線路３０における電圧はＫ×ＶCMである。従つて
患者Ｐと第１浮動接地点GFとの間または前記ブ
リツジの第１組の対頂点間（その間の回路インピ
ーダンスをZFとする）を流れる同相電流ＩCM
は、 ＩCM＝（ＶCM−Ｋ・ＶCM）／ZF …(1) として表わされる。ところで患者Ｐと接地点Ｇと
の間の実効インピーダンスZGは、 ZG＝ＶCM／ＩCM …(2) であるから、前記(1)，(2)式より、 ZG＝ＶCM・ZF／ＶCM（１−Ｋ） ＝ZF／（１−Ｋ） …(3) となる。ここで、Ｋはほぼ１であるから、前記の
実効インピーダンスZGは無限大となり、そして
同相電流ＩCMは零となる。そのため、同相電圧Ｖ
CMによつて両電極８，１９に生じる同相分電圧も
零となる。もし、増幅度Ｋが１でなければ、電流
ＩCMは零とならず、両電極８，１９には同相分電
圧が生じてブリツジは不平衡となる。なお、ここ
で増幅度Ｋが１というのは、１あるいはほぼ１と
いうことである。
本制御回路において、演算増幅器８０の動作電
圧±V2を供給する浮動電源は、高インピーダン
スの抵抗器９４を介して真の接地点Ｇに基準化さ
れている。この抵抗器９４を流れる電流IDによ
つて、第１浮動接地点GFが駆動される。そして
前記電流IDは点線の抵抗器７４およびコンデン
サ７６で示す漂遊インピーダンスを介して接地点
Ｇに帰還される。既ち、この漂遊インピーダンス
と抵抗器９４とが演算増幅器８０による制御に必
要な電流帰還経路を形成している。
第２図は第１図における本考案の要部に係る部
分のみを書き換えたブロツク図である。図におい
て、演算増幅器８０の利得がほぼ１であれば、該
演算増幅器８０の出力電位はその入力電位とほぼ
等しくなる。しかして前記の入力端子がリード７
３上の同相電圧ＶCMであれば、第１浮動接地点
GFもほぼ同じ電位となり、そして電流IDは漂遊
インピーダンスZs（７４と７６による）を介し
て流れる。ここで前記電流IDは、 ID＝ＶCM／Zs …(4) として表わされる。なお、同じ値の電流が９４に
よる基準インピーダンス（その値をZrとする）を
も流れ、そして演算増幅器８０の出力における電
圧振幅は、第１浮動接地点GFと第２浮動接地点
G2との間の電位差である。これを次式で示す。
出力電圧振幅＝ID（Zs＋Zr） ＝ＶCM（Zs＋Zr）／Zs …(5) ここで、演算増幅器８０の出力信号を最小限に
して得ようとすれば、漂遊インピーダンスZsに
比して基準インピーダンスZrをできるだけ小さく
することである。しかし、患者Ｐと真の接地点Ｇ
との間の絶縁をよくするには、基準インピーダン
スZrを可能なかぎり大きくする必要がある。安全
な絶縁を有する標準的な構成においては、（Zs＋
Zr）／Zsの値がほぼ２である。同相電圧ＶCMに
対する通常の最大許容値は約15Vピークであるか
ら、演算増幅器８０の出力電圧は第２浮動接地点
G2に対して±30Vとなり、そしてその入力端子間
には±15Vが印加される。そのために、前記演算
増幅器８０の動作電圧±V2は30V以上でなければ
ならず、したがつてそれぞれ40V程度にしてい
る。
演算増幅器８０はまたその出力電圧を保持せね
ばならず、そして該出力電圧はその出力回路に接
続された負荷に供給される。抵抗器９６および基
準インピーダンスZrのそれぞれ1MΩおよび22M
Ωとし、そして漂遊インピーダンスZsが基準イ
ンピーダンスZrと等しく且つ同相である最悪条件
を考えた場合、演算増幅器８０の最大出力電流I0
は、 I0＝30／１＋30／22＝31.36μＡのピーク値と
なる。なお、コンデンサ８２のインピーダンスは
電源周波数において極めて小さいのでこれを無視
している。しかし、直流阻止のためには前記のコ
ンデンサ８２が必要である。
第１図において、演算増幅器８０の入力にはす
べての緩衝増幅器１０，２０，４０から抵抗器６
８，７０，７２を介して信号が供給されるように
なつているけれども、もしこれらの各抵抗値が極
めて大きければ、直接に患者の電極に接続するこ
ともできる。更に、差動増幅器１８の入力インピ
ーダンスが十分に高いか、または患者電極のイン
ピーダンスが十分に低ければ、緩衝増幅器を除去
してもよい。
いままでの説明は生体信号回路を心電計として
行なつたが、他の生体信号回路例えば脳波計、筋
電計などのように患者の体表面に直接装着した電
極から生体信号を採取する装置に適用し得ること
勿論である。
以上要するに本考案によれば、患者からの生体
情報信号回路に浮動接地点電位を、真の接地点を
基準とする同相電圧に合わせることができる。し
かも、前記信号回路の基準電位点および電源は能
動素子によつて接地点から絶縁されており、半導
体素子等によるダイナミツク・リミツタのような
遮断モードはない。
【図面の簡単な説明】
第１図は本考案が適用される生体情報信号採取
装置のブロツク図、第２図は説明のために第１図
の要部のみを書き換えたブロツク図である。 Ｐ：患者、Ｇ：真の接地点、GF：第１浮動接
地点、G2：第２浮動接地点、１８：差動増幅
器、２６：変調器、３４：復調器、８０：演算増
幅器。

Claims (1)

    【実用新案登録請求の範囲】
  1. 少なくとも２つの電極に誘導された生体情報信
    号の差電圧を採取する生体情報信号採取装置にお
    いて、一対の入力端子と一つの出力端子とを具え
    た差動増幅器と、前記電極に誘導された信号をシ
    ールド付リードにより前記差動増幅器の入力端子
    対に結合する手段と、第１浮動接地点に基準化さ
    れそして前記差動増幅器の動作電力を供給する第
    １電源回路と、前記リード線のシールドを前記第
    １浮動接地点に接続されたガード線路に接続する
    手段と、第２浮動接地点に基準化された第２電源
    回路により駆動されそして単位利得を有する増幅
    器と、前記差動増幅器の入力中性点を前記増幅器
    の一方の入力端子に、前記第２浮動接地点を前記
    増幅器の他方の入力端子に、前記増幅器の出力端
    子を前記ガード線路にそれぞれ結合する手段と、
    前記第２浮動接地点と真の接地点との間に接続さ
    れた第１インピーダンス素子と、前記第１浮動接
    地点と前記第２浮動接地点との間に接続された第
    ２インピーダンス素子とより成る生体情報信号採
    取装置。
JP1979122957U 1978-09-07 1979-09-05 Expired JPS6217044Y2 (ja)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US05/940,404 US4191195A (en) 1978-09-07 1978-09-07 Coupling circuit with driven guard

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS5540899U JPS5540899U (ja) 1980-03-15
JPS6217044Y2 true JPS6217044Y2 (ja) 1987-04-30

Family

ID=25474766

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP1979122957U Expired JPS6217044Y2 (ja) 1978-09-07 1979-09-05

Country Status (2)

Country Link
US (1) US4191195A (ja)
JP (1) JPS6217044Y2 (ja)

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4337779A (en) * 1980-08-11 1982-07-06 Medtronic, Inc. Physiological event detector
US4442844A (en) * 1981-08-28 1984-04-17 Navach Joseph H Method and apparatus for making physiological measurements
DE3246473A1 (de) * 1982-12-15 1984-06-20 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Schaltungsanordnung zur erkennung einer elektrischen leitungsunterbrechung
GB2168312B (en) * 1984-12-13 1989-05-17 Metal Box Plc Containers
US4669479A (en) * 1985-08-21 1987-06-02 Spring Creek Institute, Inc. Dry electrode system for detection of biopotentials
US5309918A (en) * 1991-03-28 1994-05-10 Hewlett-Packard Company Transducer for converting floating ground potential signals to non-floating signals and method of use
US5392784A (en) * 1993-08-20 1995-02-28 Hewlett-Packard Company Virtual right leg drive and augmented right leg drive circuits for common mode voltage reduction in ECG and EEG measurements
IT1280884B1 (it) * 1995-08-01 1998-02-11 Arrigo Castelli Strumento tascabile per l'acquisizione di un segnale biologico di natura elettrica, in particolare un segnale elettrocardiografico.
US5788644A (en) * 1996-10-08 1998-08-04 Johnson & Johnson Medical Inc. Automatic lead switching for ECG monitor
US6208888B1 (en) 1999-02-03 2001-03-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Voltage sensing system with input impedance balancing for electrocardiogram (ECG) sensing applications
EP1173790A2 (en) * 1999-03-01 2002-01-23 Boston Innovative Optics, Inc. System and method for increasing the depth of focus of the human eye
US6496721B1 (en) 2000-04-28 2002-12-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic input impedance balancing for electrocardiogram (ECG) sensing applications
US7628810B2 (en) * 2003-05-28 2009-12-08 Acufocus, Inc. Mask configured to maintain nutrient transport without producing visible diffraction patterns
US20050046794A1 (en) * 2003-06-17 2005-03-03 Silvestrini Thomas A. Method and apparatus for aligning a mask with the visual axis of an eye
US7976577B2 (en) 2005-04-14 2011-07-12 Acufocus, Inc. Corneal optic formed of degradation resistant polymer
EP2101408B1 (en) * 2008-03-11 2012-05-16 CSEM Centre Suisse d'Electronique et de Microtechnique SA - Recherche et Développement Floating front-end amplifier and one-wire measuring devices
AU2010282311B2 (en) 2009-08-13 2015-08-13 Acufocus, Inc. Masked intraocular implants and lenses
USD656526S1 (en) 2009-11-10 2012-03-27 Acufocus, Inc. Ocular mask
WO2013082545A1 (en) 2011-12-02 2013-06-06 Acufocus, Inc. Ocular mask having selective spectral transmission
US9190966B2 (en) 2012-05-22 2015-11-17 Stryker Corporation Impedance bootstrap circuit for an interface of a monitoring device
US9204962B2 (en) 2013-03-13 2015-12-08 Acufocus, Inc. In situ adjustable optical mask
US9427922B2 (en) 2013-03-14 2016-08-30 Acufocus, Inc. Process for manufacturing an intraocular lens with an embedded mask
US9078578B2 (en) 2013-07-02 2015-07-14 General Electric Company System and method for optimizing electrocardiography study performance
DE102014009956B4 (de) * 2014-07-07 2018-06-07 Drägerwerk AG & Co. KGaA Einrichtung und Verfahren zur Erfassung von elektrischen Potentialen

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3690313A (en) * 1970-10-09 1972-09-12 Mennen Greatbatch Electronics Electrically isolated signal path means for a physiological monitor
US3757778A (en) * 1971-01-13 1973-09-11 Comprehensive Health Testing L Electrocardiograph lead distribution and contact testing apparatus
US3915154A (en) * 1972-04-28 1975-10-28 Hoffmann La Roche Method and apparatus for bio-electrical signal measurement
US3868948A (en) * 1972-08-16 1975-03-04 Parke Davis & Co Multiple channel electrocardiograph

Also Published As

Publication number Publication date
JPS5540899U (ja) 1980-03-15
US4191195A (en) 1980-03-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPS6217044Y2 (ja)
JPS6217045Y2 (ja)
JPS6217043Y2 (ja)
US5427111A (en) Receiver for differential signals with means for adjusting a floating ground state
US3602215A (en) Electrode failure detection device
Thakor et al. Ground-free ECG recording with two electrodes
Metting van Rijn et al. High-quality recording of bioelectric events: part 1 interference reduction, theory and practice
US5392784A (en) Virtual right leg drive and augmented right leg drive circuits for common mode voltage reduction in ECG and EEG measurements
US4158863A (en) Input overload protection circuit
JPS6115843Y2 (ja)
US3656065A (en) Bio-potential isolated amplifier
US5623938A (en) Method and apparatus for respiration monitoring
JPS6232714A (ja) オフセツト電圧補正回路
US11451203B2 (en) Isolation amplification circuit with improved common mode rejection
EP0367184A2 (en) First stage circuit for an optical receiver
JPH0143482B2 (ja)
JP2697424B2 (ja) 心電図信号増幅回路
JPH0650018Y2 (ja) 高圧電源
JPS5941627B2 (ja) 加入者線インタ−フエイス回路
US2885497A (en) Drift compensated direct coupled amplifier
SU1536473A1 (ru) Блок формировани модул
JPH0676854U (ja) イオン濃度測定装置
SU1082391A1 (ru) Усилитель биопотенциалов
SU842594A1 (ru) Трансформаторный мост дл измерени пАРАМЕТРОВ КОМплЕКСНыХ СОпРОТиВлЕНий
JPS5956814A (ja) 非接地電路絶縁監視装置