RU2600799C2 - Токовая защита для систем мониторинга на основе электродов - Google Patents

Токовая защита для систем мониторинга на основе электродов Download PDF

Info

Publication number
RU2600799C2
RU2600799C2 RU2013145319/15A RU2013145319A RU2600799C2 RU 2600799 C2 RU2600799 C2 RU 2600799C2 RU 2013145319/15 A RU2013145319/15 A RU 2013145319/15A RU 2013145319 A RU2013145319 A RU 2013145319A RU 2600799 C2 RU2600799 C2 RU 2600799C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
screen
signal conductor
signal
mentioned
wire
Prior art date
Application number
RU2013145319/15A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013145319A (ru
Inventor
Райнер Вилли ЭЛЬШЕНБРОЙХ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
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 by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2013145319A publication Critical patent/RU2013145319A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2600799C2 publication Critical patent/RU2600799C2/ru

Links

Images

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
    • 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
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/276—Protection against electrode failure
    • 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
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/04—Constructional details of apparatus
    • A61B2560/0443—Modular apparatus
    • A61B2560/045—Modular apparatus with a separable interface unit, e.g. for communication
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/22—Arrangements of medical sensors with cables or leads; Connectors or couplings specifically adapted for medical sensors
    • A61B2562/221—Arrangements of sensors with cables or leads, e.g. cable harnesses
    • A61B2562/222—Electrical cables or leads therefor, e.g. coaxial cables or ribbon cables
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/22—Arrangements of medical sensors with cables or leads; Connectors or couplings specifically adapted for medical sensors
    • A61B2562/225—Connectors or couplings
    • A61B2562/227—Sensors with electrical connectors

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)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Shielding Devices Or Components To Electric Or Magnetic Fields (AREA)

Abstract

Изобретение относится к защите от чрезмерного тока пациентов, соединенных с системами мониторинга на основе электродов в виде электрокардиографических устройств. Представлено устройство для передачи физиологических сигналов, получаемых от пациента, к схеме обработки физиологического сигнала в устройстве наблюдения за пациентом, содержащее по меньшей мере один элемент защитной схемы, содержащий: a) первый проводник сигнала, который имеет входной конец, выполненный с возможностью соединения с электропроводом, соединенным с датчиком физиологического сигнала для получения физиологического сигнала, и имеет выходной конец, выполненный с возможностью соединения со вторым проводником сигнала, соединенным с устройством наблюдения за пациентом; b) первый экран, размещенный для экранирования первого проводника сигнала и выполненный с возможностью соединения со вторым экраном, размещенным для экранирования упомянутого второго проводника сигнала, или выполненный с возможностью соединения с экраном провода, размещенным для экранирования упомянутого электропровода, и c) резистор, выполненный с возможностью соединения между упомянутым первым экраном и упомянутым вторым экраном или выполненный с возможностью соединения между упомянутым первым экраном и упомянутым экраном провода, когда упомянутый первый проводник сигнала соединен с упомянутым вторым проводником сигнала или с упомянутым электропроводом. Достигается повышение надежности защиты пациентов за счет более эффективного разделения экранов проводов для исключения чрезмерных токов экрана. 4 з.п. ф-лы, 2 ил.

Description

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к устройству для защиты пациентов, соединенных с системами мониторинга на основе электродов, такими как электрокардиографические (ЭКГ) устройства, от чрезмерного тока, который может быть обусловлен, например, применениями в электрокаустике.
Уровень техники
При отслеживании ЭКГ сигналов хирурги часто используют электрокаустические устройства. Электрокаустика представляет собой хирургический способ, который включает введение высокочастотного тока в конкретный участок организма для того, чтобы удалить нежелательную ткань, изолировать кровеносные сосуды или для того, чтобы создавать хирургический разрез. Инструмент, используемый для осуществления электрокаустики, также известен как электрокаутер. В электрокаустике используют высокую частоту, обычно больше 100 кГц, чтобы избежать стимуляции нервов и мышц пациента. Более низкие частоты могут вызывать судорожные сокращения и судороги, которые являются серьезной проблемой. В зависимости от используемого напряжения, электрокаустика может оказывать различные эффекты на организм пациента. Таким образом, очень высокий уровень радиочастотной энергии подают на пациента и затем на вход устройства наблюдения.
Предложены многочисленные варианты реализации уменьшения количества РЧ энергии, например в US 4 038 990, где соединенные катушки индуктивности используют вместе с конденсаторами, или в US 5 217 010, где представлены различные альтернативы LC фильтра.
Однако эти известные варианты реализации не рассматривают вопрос РЧ токов, которые несет отдельный экран. В частности, в применениях в ЭКГ с группами экранированных проводов, которые подвергаются воздействию электрокаустической РЧ энергии, возникает проблема, состоящая в том, что путь тока обеспечен через емкость кабеля (внутренний проводник экрана). Таким образом, когда все экраны соединены вместе, через последовательное соединение этих емкостей кабелей может протекать сильный ток, таким образом вызывая ожоги кожи в местах электродов у пациента.
Для снижения риска этих ожогов предложено уменьшение тока, текущего в электропроводах, посредством применения последовательных защитных элементов в форме импедансов (R и/или L) непосредственно в устройстве захвата группы проводов. Однако большой недостаток состоит в том, что для отслеживания сигналов дыхания, которые подразумевают путь с низким импедансом до пациента, группы проводов для ЭКГ со встроенными защитными элементами подлежат замене на группы без защитных элементов. Это требует времени и зависит от обстоятельств, так что крайне желательно избежать этой процедуры.
В US 6 246 902 защитные элементы более не предусмотрены в подводящем кабеле и разделяют экраны группы подводящих кабелей. Размещение защитных элементов в отдельном блоке позволяет использовать единообразные неэкранированные группы проводов как для операционных блоков, так и для отделений интенсивной терапии. Экранированные проводники также можно подавать через блок раздельно. Кроме того, в экранированные проводники можно вставлять индуктивность для предотвращения протекания тока через последовательное соединение емкости кабелей и, кроме того, для достижения РЧ блокировки в экране, при этом сохраняя хорошую проводимость для низких частот, которые очевидно являются целью этого варианта реализации.
Однако способ использования индуктивностей для разделительных и фильтрующих экранов имеет недостатки, состоящие в том, что индуктивности имеют большие размер и стоимость и ведут себя как емкости выше своей резонансной частоты. Таким образом, на более высоких частотах они снова становятся хорошим проводником. Тот факт, что частоты электрокаустики находятся в диапазоне от нескольких сотен кГц вплоть до 4 МГц, затрудняет нахождение подходящего индуктора с достаточной индуктивностью, чтобы подавлять РЧ сигналы, в то время как его резонансная частота остается достаточно низкой. Кроме того, вместе с (паразитарными) емкостями может возникать резонанс, который ухудшает способность подавления РЧ. В частности, когда имеет место последовательный резонанс емкости кабеля с индуктором, токи могут возрастать до значения, при котором ожоги могут возникать снова. Таким образом, в частности, когда используют подводящие кабели различной длины - или даже неэкранированные подводящие кабели, - очень сложно обеспечить, чтобы не возникал резонанс при каком-либо условии.
В US 2009/149920 A1 предложен способ использования резистивного экрана, покрывающего провод водителя ритма, чтобы избежать наводок РЧ энергии во время МРТ процедур. Реализация дорогостоящего и сложного резистивного экрана подходит, только если наводок энергии следует избегать по всей длине провода.
Раскрытие изобретения
Задача настоящего изобретения состоит в создании более эффективного способа разделения экранов для исключения чрезмерных токов экрана.
Эта задача решается устройством по пункту 1 формулы.
Соответственно, резистор соединен последовательно с первым экраном(ами), т.е. между первым экраном и вторым экраном или между первым экраном и экраном провода, чтобы ослаблять ток, текущий через проводящий путь, созданный экраном провода, первым экраном и (общим) вторым экраном. Тем самым, эффективное решение для токовой защиты обеспечено посредством использования резистора(ов) в экранированных проводниках вместо индукторов. Это возможно в связи с тем, что импеданс по переменному току у емкости связи к источникам низкочастотных помех, таким как 50/60 Гц источники или источники электростатических разрядов, намного выше, чем сопротивление, которое можно использовать здесь для эффективного снижения нежелательных токов. Таким образом, влияние этих помех на качество ЭКГ сигнала будет ничтожным, и с целью защиты от электростатических разрядов дополнительный резистор(ы) не будет ухудшать эксплуатационные характеристики, поскольку импеданс источника для статических зарядов в подводящем кабель даже значительно выше, чем импеданс связи по переменному току.
Предложенное решение обеспечивает преимущества, состоящие в том, что резисторы дешевы и имеют малые размеры, чтобы их можно было легко интегрировать в существующие системы отслеживания. Кроме того, РЧ энергию просто переводят в тепло, и резонанс не может возникнуть. Кроме того, существующий резонанс в связи с (паразитарными или желаемыми) индуктивностями (Ls) и емкостями (Cs) может быть ослаблен. Это даже может вести к дополнительному снижению помех в устройстве наблюдения за пациентом. Таким образом, по всей длине подводящего кабеля (т.е. емкости проводящих кабелей) ожоги пациента в местах электродов могут быть предотвращены, поскольку отсутствует последовательный резонанс.
Согласно первому аспекту устройство может содержать множество первых проводников сигнала, каждый из которых имеет входной конец, выполненный с возможностью соединения с соответствующим одним из множества электропроводов, каждый из которых соединен с соответствующим одним из множества датчиков физиологических сигналов, и каждый из множества первых проводников сигнала имеет выходной конец, выполненный с возможностью соединения с соответствующим одним из множества вторых проводников сигнала, причем устройство дополнительно содержит множество первых экранов, размещенных для экранирования первых проводников сигнала, и каждый из них выполнен с возможностью соединения с соответствующим одним из множества вторых экранов, размещенных для экранирования соответствующего одного из упомянутого множества электропроводов, или со вторым экраном, выполненным в виде общего экрана, размещенного для экранирования всех из упомянутого множества вторых проводников сигнала, когда упомянутое множество первых проводников сигнала соединено с упомянутым множеством электропроводов или с упомянутым множеством вторых проводников сигнала соответственно, и устройство дополнительно содержит множество резисторов, каждый из которых соединен между соответствующим одним из множества первых экранов и соответствующим одним из упомянутого множества вторых экранов или между соответствующим одним из множества первых экранов и вторым экраном таким образом, чтобы ослаблять токи, текущие через проводящие пути, образуемые множеством экранов проводов, множеством первых экранов и вторым экраном. Таким образом, узел с множеством датчиков и экранированных проводов датчиков можно защитить в централизованном местоположении, где провода собраны в пучок и обеспечены общим экраном.
Согласно третьему аспекту, который можно сочетать с первым или вторым аспектом, устройство может быть выполнено в виде магистрального блока, который имеет входную соединительную часть для соединения множества электропроводов и множества экранов проводов и имеет выходную соединительную часть, состоящую из множества вторых проводников сигнала и второго экрана. Третий аспект обеспечивает благоприятную модульную конфигурацию, которую можно соединять таким образом, чтобы расширить стандартные системы отслеживания. Третий аспект можно модифицировать посредством добавления дополнительного отдельного выходного кабеля, содержащего общий экран и множество вторых проводников сигнала, отдельный кабель имеет первый конец, соединенный с магистральным блоком, и противоположный второй конец, соединенный с магистральным разъемом, включающим в себя выходную соединительную часть.
Следует понимать, что предпочтительный вариант осуществления изобретения также может представлять собой какое-либо сочетание зависимых пунктов формулы изобретения с соответствующим независимым пунктом формулы изобретения.
Эти и другие аспекты изобретения разъяснены со ссылкой на варианты осуществления, описанные ниже в настоящем документе.
Краткое описание чертежей
На чертежах:
на фиг. 1 представлена блок-схема системы отслеживания согласно предпочтительному варианту осуществления; и
на фиг. 2 представлена принципиальная схема цепи для защитной схемы согласно предпочтительному варианту осуществления.
Осуществление изобретения
В нижеследующем варианте осуществления описана повышенная защита от чрезмерных токов экрана для устройств наблюдения за пациентом, таких как ЭКГ устройства.
Согласно варианту осуществления токи экранированных кабелей можно значительно снизить, если экраны подводящего кабеля разделить посредством соединения по меньшей мере одного последовательного сопротивления с экранированным проводником(ами). Этот резистор, например, может быть предусмотрен в магистральном кабеле ЭКГ, чтобы обеспечить возможность использования единообразных подводящих кабелей для всех применений.
Обычно емкость связи подводящего кабеля для 50/60 Гц источников находится в диапазоне нескольких пикофарад (пФ). В чрезвычайных обстоятельствах она может возрастать приблизительно до 100 пФ.
Это приводит к импедансу связи, который будет находиться в диапазоне нескольких 1000 МОм, в чрезвычайных обстоятельствах он может снижаться приблизительно до 30 МОм. По сравнению с этими значениями сопротивление, например, 10 кОм будет снижать синфазный сигнал 100 В и 30 МОм импеданса источника - что представляет собой абсолютно худший случай - только до 0,03 В, в нормальных условиях даже до 0,001 В.
Обычно стандартные системы обеспечивают подавление синфазного сдвига больше чем 90 дБ. Таким образом, 0,03 В среднеквадратический (RMS) сигнал снижают меньше чем до 3 мкВрн (размах напряжения), который значительно меньше, чем нормальный шум ЭКГ (Association for the Advancement of Medical Instrumentation (AAMI) требует 30 мкВрн). Сигнал 0,001 В, поскольку он возникает в нормальных условиях, будет снижен даже до 0,1 мкВрн. Тот факт, что сам пациент обычно имеет более плотную связь с источниками помех, чем подводящий кабель, поддерживает тот факт, что очень низкоимпедансное экранирование проводов не требуется, поскольку пациент будет вносить значительно больше шума в систему, чем кабель.
С целью защиты от электростатического разряда дополнительный резистор также не должен ухудшать эксплуатационные характеристики, поскольку импеданс источника статических зарядов на подводящем кабеле даже значительно выше, чем импеданс связи по переменному току, упомянутый выше.
Реализацию выполняют посредством разработки нового ЭКГ магистрального кабеля и/или магистрального блока, в котором все экраны собраны вместе позади резистора. Таким образом, он имеет такое преимущество, что вставляемые фильтры не могут быть потеряны - магистральный кабель просто всегда остается с конкретным устройством наблюдения.
На фиг. 1 представлена блок-схема системы отслеживания согласно предпочтительному варианту осуществления. Множество ЭКГ электродов 2 или датчиков физиологических сигналов других типов прикрепляют к телу пациента 1 с тем, чтобы получать физиологические сигналы от пациента 1. Множество электропроводов 3 с соответствующими электромагнитными экранами 4, расположенными для экранирования электропроводов 3, соединены на одном конце с соответствующими экранами электродов 2 и на другом конце с разъемом 5 провода. Разъем 5 провода имеет соединительный конец 6, который можно вставлять в гнездо или розетку 7 магистрального блока 8 с защитной схемой 8 (не показана на фиг. 1). От магистрального блока 8 один магистральный кабель 9 с общим экраном ведет к магистральному разъему 10 с многоконтактным соединительным концом 11, который можно вставлять в гнездо или розетку 12, соединенную со схемой обработки физиологического сигнала (не показано) устройства 13 наблюдения за пациентом. Тем самым, можно обеспечить модульную систему, где магистральный блок 8 или разъем 5 провода можно модифицировать для того, чтобы обеспечить повышенную защиту от чрезмерного тока экрана.
На фиг. 2 представлена принципиальная схема цепи для защитной схемы в магистральном блоке 8. Защитная схема содержит фильтр помех 16, который может относиться к какому-либо типу RLC фильтров (или его подмножеству). Кроме того, электромагнитные экраны 15, расположенные для экранирования ЭКГ проводников сигнала 14, комбинируют за соответствующим защитным резистором 17. Проводники сигнала 14 и электромагнитные экраны 15 в магистральном блоке 8 соединены через разъем 5 провода на фиг. 1 с внешними электропроводами 3 и внешними электромагнитными экранами 4 соответственно. Проводники ЭКГ сигнала 18 за фильтром имеют общий экран 19 и могут быть расположены в виде магистрального кабеля 9 на фиг. 1.
Согласно примерному варианту реализации защитной схемы согласно варианту осуществления фильтр помех 16 может представлять собой последовательное соединение резистора (например, 10 кОм) и индуктора (например 6,8 мГн). Можно реализовать, защитный резистор 17, например, со значением 22 кОм. Конечно, другие значения можно выбирать в зависимости от желаемого применения.
В качестве альтернативы, защитный резистор 17 также может быть встроен в соединительный конец 6 разъема 5 провода или в соединительную розетку 7 магистрального блока 8.
В целом, когда на пациенте применяют экранированные ЭКГ провода во время присутствия сильных РЧ сигналов, таких как электрокаустика, сильные токи могут течь через емкость кабеля к экрану и оттуда обратно к пациенту через другую емкость кабеля и электрод, таким образом вызывая ожоги кожи. Такие сильные токи можно значительно снизить, когда экраны подводящего кабеля разделяют посредством соединительных последовательных сопротивлений на экранированные проводники. Реализация этого резистора в ЭКГ магистральный кабель делает возможным использование единообразных подводящих кабелей для всех применений.
Специалисты в данной области могут понять и осуществить другие вариации в раскрытых вариантах осуществления при практической реализации описываемого в заявке изобретения, изучив чертежи, раскрытие и приложенную формулу изобретения.
В формуле изобретения слово «содержит» не исключает другие элементы или этапы, а формы единственного числа не исключают множественного числа.
Один процессор, измерительный блок или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, перечисленных в формуле изобретения. Сам факт того, что определенные средства перечислены в различных зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает на то, что сочетание этих средств не может быть использовано с пользой.
Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не следует толковать в качестве ограничения ее объема.
При применении экранированных ЭКГ проводов у пациента при наличии сильных РЧ сигналов, таких как электрокаустика, сильные токи могут течь через емкость кабеля к экрану и оттуда обратно к пациенту через другую емкость кабеля и электрод, таким образом вызывая ожоги кожи. Такие сильные токи можно значительно уменьшить, если экраны подводящего кабеля разделить посредством последовательных соединительных сопротивлений на экранированные проводники. Реализация этого резистора в ЭКГ магистральный кабель делает возможным использование единообразных подводящих кабелей для всех применений.

Claims (5)

1. Устройство для передачи физиологических сигналов, получаемых от пациента, к схеме обработки физиологического сигнала в устройстве (13) наблюдения за пациентом, причем упомянутое устройство содержит по меньшей мере один элемент защитной схемы, содержащий:
a) первый проводник (14) сигнала, который имеет входной конец, выполненный с возможностью соединения с электропроводом (3), соединенным с датчиком (2) физиологического сигнала для получения физиологического сигнала, и имеет выходной конец, выполненный с возможностью соединения со вторым проводником (18) сигнала, соединенным с устройством (13) наблюдения за пациентом;
b) первый экран (15), размещенный для экранирования первого проводника (14) сигнала и выполненный с возможностью соединения со вторым экраном (19), размещенным для экранирования упомянутого второго проводника (18) сигнала, или выполненный с возможностью соединения с экраном (4) провода, размещенным для экранирования упомянутого электропровода (3), когда упомянутый первый проводник (14) сигнала соединен с упомянутым вторым проводником (18) сигнала или с упомянутым электропроводом (3) соответственно; и
c) резистор, выполненный с возможностью соединения между упомянутым первым экраном (15) и упомянутым вторым экраном (19) или выполненный с возможностью соединения между упомянутым первым экраном (15) и упомянутым экраном (4) провода, когда упомянутый первый проводник (14) сигнала соединен с упомянутым вторым проводником (18) сигнала или с упомянутым электропроводом (3) соответственно таким образом, чтобы ослаблять ток, текущий через проводящий путь, образуемый упомянутым экраном (4) провода, упомянутым первым экраном (15) и упомянутым вторым экраном (19).
2. Устройство по п. 1, в котором упомянутый по меньшей мере один элемент защитной схемы дополнительно содержит схему (16) фильтра помех, выполненную с возможностью соединения между упомянутым первым проводником (14) сигнала и упомянутым вторым проводником (18) сигнала, когда упомянутый первый проводник (14) сигнала соединен с упомянутым вторым проводником (18) сигнала.
3. Устройство по п. 1 или 2, причем упомянутое устройство содержит:
a) множество элементов защитной схемы;
b) для каждого из упомянутого множества элементов защитной схемы - соответствующий второй проводник (18) сигнала, соединенный с каждым соответствующим первым проводником (14) сигнала каждого из упомянутого множества элементов защитной схемы; и
c) второй экран (19), выполненный в виде общего экрана, размещенного для экранирования всех из упомянутых соответствующих вторых проводников (18) сигнала.
4. Устройство по п. 3, причем упомянутое устройство выполнено в виде магистрального блока (8), имеющего входную соединительную часть для соединения множества электропроводов (3) и множества экранов (4) проводов и имеющего выходную соединительную часть, которая может быть вставлена в гнездо или розетку (12).
5. Устройство по п. 4, дополнительно содержащее отдельный кабель (9), содержащий упомянутый второй экран (19), выполненный в виде общего экрана, и все из упомянутых соответствующих вторых проводников (18) сигнала, причем упомянутый отдельный кабель (9) имеет первый конец, соединенный с упомянутым магистральным блоком (8), и противоположный второй конец, соединенный с магистральным разъемом (10), включающим в себя упомянутую выходную соединительную часть.
RU2013145319/15A 2011-03-10 2012-03-06 Токовая защита для систем мониторинга на основе электродов RU2600799C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP11157654A EP2497418A1 (en) 2011-03-10 2011-03-10 Current protection for electrode-based monitoring systems
EP11157654.2 2011-03-10
PCT/IB2012/051043 WO2012120445A1 (en) 2011-03-10 2012-03-06 Current protection for electrode-based monitoring systems

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013145319A RU2013145319A (ru) 2015-04-20
RU2600799C2 true RU2600799C2 (ru) 2016-10-27

Family

ID=44344050

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013145319/15A RU2600799C2 (ru) 2011-03-10 2012-03-06 Токовая защита для систем мониторинга на основе электродов

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9456761B2 (ru)
EP (2) EP2497418A1 (ru)
JP (1) JP6118272B2 (ru)
CN (1) CN103415247B (ru)
BR (1) BR112013022901A2 (ru)
RU (1) RU2600799C2 (ru)
WO (1) WO2012120445A1 (ru)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
ES2969182T3 (es) 2014-04-25 2024-05-16 Kpr Us Llc Protector físico para conexiones eléctricas de ECG
DE102014009890A1 (de) * 2014-07-04 2016-01-07 Drägerwerk AG & Co. KGaA Vorrichtung für einen Impedanztomographen
DE102014009889A1 (de) * 2014-07-04 2016-01-07 Drägerwerk AG & Co. KGaA Vorrichtung für einen Impedanztomographen
CN104382583B (zh) * 2014-11-12 2016-11-02 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 一种十八导心电信号的采集装置及其方法
RU2649825C1 (ru) * 2016-06-22 2018-04-04 Общество с ограниченной ответственностью "Кардиотехника" Устройство для передачи биофизиологических сигналов
WO2018033503A1 (en) * 2016-08-17 2018-02-22 Koninklijke Philips N.V. Adapter and connection unit for coupling with medical coupling unit and sensor
EP3372156A1 (en) * 2017-03-08 2018-09-12 Koninklijke Philips N.V. Ecg cable for connection with an ecg monitor
CN111316761A (zh) * 2017-11-22 2020-06-19 株式会社富士 等离子体用电源装置、等离子体装置及等离子体用电源装置的控制方法
EP3527128A1 (en) * 2018-02-20 2019-08-21 Koninklijke Philips N.V. Ecg electrode connector and ecg cable
EP3527129A1 (en) 2018-02-20 2019-08-21 Koninklijke Philips N.V. Ecg connector and ecg cable
MX2021008370A (es) 2019-01-16 2021-09-21 Rhythmlink Int Llc Cable de monitoreo neurologico para entornos de resonancia magnetica.
DE102019203627A1 (de) * 2019-03-18 2020-09-24 Siemens Healthcare Gmbh Detektion von Störungen bei der Messung von bioelektrischen Signalen

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3980929A (en) * 1975-07-07 1976-09-14 Xerox Corporation Corona current interrupter
SU1707610A1 (ru) * 1990-01-04 1992-01-23 В.И.Колбин Устройство дл токовой защиты источника вторичного электропитани посто нного тока
US6090123A (en) * 1996-08-15 2000-07-18 Stryker Corporation Powered surgical handpiece with state marker for indicating the run/load state of the handpiece coupling assembly

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4038990A (en) 1975-11-19 1977-08-02 Medtronic, Inc. Cautery protection circuit for a heart pacemaker
US4164215A (en) * 1977-06-10 1979-08-14 Hewlett-Packard Company Electrode switching means for use in a defibrillator
US4419998A (en) * 1980-08-08 1983-12-13 R2 Corporation Physiological electrode systems
DE3327731A1 (de) * 1983-08-01 1985-02-21 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Einrichtung zur gewinnung eines ekg-signals bei einem kernspintomographen
US4951672A (en) * 1985-07-02 1990-08-28 General Electric Company Controlled impedance monitoring lead wires
DE4108804A1 (de) * 1991-03-18 1992-09-24 Lauerer Friedrich Elektromedizinische schutzschaltung
US5217010A (en) 1991-05-28 1993-06-08 The Johns Hopkins University Ecg amplifier and cardiac pacemaker for use during magnetic resonance imaging
JP2553201Y2 (ja) * 1992-01-10 1997-11-05 フクダ電子株式会社 核磁気共鳴映像法に使用される接栓構造
CN2277242Y (zh) * 1996-12-05 1998-04-01 中国大恒公司 一种心电体表希氏束放大器装置
US6246902B1 (en) * 1999-05-04 2001-06-12 Siemens Medical Systems, Inc. Lead set filter for a patient monitor
JP3907353B2 (ja) * 1999-08-26 2007-04-18 株式会社タニタ 生体インピーダンス測定装置
AUPR551301A0 (en) * 2001-06-06 2001-07-12 Cochlear Limited Monitor for auditory prosthesis
US7618377B2 (en) * 2005-09-29 2009-11-17 Welch Allyn, Inc. Galvanic isolation of a medical apparatus
US8055351B2 (en) * 2005-10-21 2011-11-08 Boston Scientific Neuromodulation Corporation MRI-safe high impedance lead systems
ATE458442T1 (de) * 2006-09-11 2010-03-15 Koninkl Philips Electronics Nv Katheter und medizinische baugruppe
US7822484B1 (en) * 2007-04-03 2010-10-26 Pacesetter, Inc. MRI-compatible implantable lead having high impedance electrodes
US8275464B2 (en) * 2007-12-06 2012-09-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Leads with high surface resistance

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3980929A (en) * 1975-07-07 1976-09-14 Xerox Corporation Corona current interrupter
SU1707610A1 (ru) * 1990-01-04 1992-01-23 В.И.Колбин Устройство дл токовой защиты источника вторичного электропитани посто нного тока
US6090123A (en) * 1996-08-15 2000-07-18 Stryker Corporation Powered surgical handpiece with state marker for indicating the run/load state of the handpiece coupling assembly
US6329778B1 (en) * 1996-08-15 2001-12-11 Stryker Corporation Integrated system for powered surgical tools
US6752816B2 (en) * 1996-08-15 2004-06-22 Stryker Corporation Powered surgical handpiece with removable control switch
EP1674039A2 (en) * 1996-08-15 2006-06-28 Stryker Corporation Integrated system for powered surgical tools
US7517351B2 (en) * 1996-08-15 2009-04-14 Stryker Corporation Surgical tool system including plural powered handpieces and a console to which the handpieces are simultaneously attached, the console able to energize each handpiece based on data stored in a memory integral with each handpiece

Also Published As

Publication number Publication date
JP2014509900A (ja) 2014-04-24
WO2012120445A1 (en) 2012-09-13
JP6118272B2 (ja) 2017-04-19
CN103415247A (zh) 2013-11-27
BR112013022901A2 (pt) 2017-11-14
CN103415247B (zh) 2015-11-25
EP2497418A1 (en) 2012-09-12
EP2683294A1 (en) 2014-01-15
RU2013145319A (ru) 2015-04-20
EP2683294B1 (en) 2019-05-08
US20130345535A1 (en) 2013-12-26
US9456761B2 (en) 2016-10-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2600799C2 (ru) Токовая защита для систем мониторинга на основе электродов
US6246902B1 (en) Lead set filter for a patient monitor
US8483840B2 (en) Dual function tuned L-C input trap passive EMI filter component network for an active implantable medical device
US7388378B2 (en) Magnetic resonance imaging interference immune device
US6430437B1 (en) Module for acquiring electroencephalograph signals from a patient
US9037258B2 (en) Switched safety protection circuit for an AIMD system during exposure to high power electromagnetic fields
US7966075B2 (en) Switched diverter circuits for minimizing heating of an implanted lead in a high power electromagnetic field environment
US8041433B2 (en) Magnetic resonance imaging interference immune device
JP2007524458A (ja) 磁気共鳴映像干渉免疫装置
US8768486B2 (en) Medical leads with frequency independent magnetic resonance imaging protection
WO2021037169A1 (zh) 滤波电路及电子装置
JP5542714B2 (ja) 高周波外科手術装置
EP2376184B1 (en) Switched diverter circuits for minimizing heating of an implanted lead in a high power electromagnetic field environment
US11412971B2 (en) ECG connector and ECG cable
CN110123315B (zh) 一种抗电刀干扰的脑电信号检测系统及装置
RU2785407C2 (ru) Коннектор для электрода экг и кабель экг
Crone Mitigation strategies for ECG design challenges

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20200307