(57)【要約】  本発明は生体臨床測定用電極に関し、電気インピーダンストモグラフィの測定用電極に関する。可能な限り雑音のない測定ができる生体臨床測定用電極、特に、電気インピーダンストモグラフィ用電極を提供するため、本発明に係る電極は、接触板と、高インピーダンスの信号入力及び低インピーダンスの伝送路出力を有する伝送路ドライバと、電流出力及び基準点を有する電流源とを含み、前記接触板は前記伝送路ドライバの前記高インピーダンスの信号入力及び前記電流源の電流出力に電気的に接続され、前記伝送路ドライバ及び電流源は前記接触板の空間的近傍に配置されている。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
接触板、
高インピーダンスの信号入力及び低インピーダンスの伝送路出力を有する伝送路ドライバ、及び、
電流出力及び基準点を有する電流源を備え、
前記接触板は前記伝送路ドライバの高インピーダンスの信号入力及び前記電流源の電流出力に電気的に接続され、前記伝送路ドライバ及び前記電流源は前記接触板の空間的近傍に配置されている
生体臨床測定用電極。
【請求項２】
前記接触板と前記基準点との間の漂遊容量が可能な限り小さくなるように、前記接触板、前記電流源及び前記伝送路ドライバの間の電気的接続が成されていることを特徴とする請求項１に記載の電極。
【請求項３】
前記伝送路ドライバ及び前記電流源が一体の回路として前記接触板上に配置されていることを特徴とする請求項１又は２に記載の電極。
【請求項４】
密閉ケースの中で前記接触板が前記伝送路ドライバ及び前記電流源と一体化されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の電極。
【請求項５】
前記接触板と前記基準点との間の漂遊容量を能動的に補償するための回路が設けられていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の電極。
【請求項６】
前記電流源が、内部抵抗の大きい、出力電流が入力電圧にほぼ比例する双極性電流源であることを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載の電極。
【請求項７】
前記電流源が、周波数範囲1kHzから1MHz、振幅範囲1μAから10mAの交流電流を発生することを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載の電極。
【請求項８】
前記交流電流が周波数変調又は振幅変調されていることを特徴とする請求項７に記載の電極。
【請求項９】
前記伝送路ドライバがインピーダンス変換回路から成ることを特徴とする請求項１〜８のいずれかに記載の電極。
【請求項１０】
前記低インピーダンスの伝送路出力と前記基準点との間に電圧測定器が接続されていることを特徴とする請求項９に記載の電極。
【請求項１１】
前記接触板を前記基準点の電位に選択的に接続可能にするためのスイッチが該接触板と該基準点との間に設けられていることを特徴とする請求項１〜１０のいずれかに記載の電極。
【請求項１２】
請求項１〜１１のいずれかに記載の電極を多数備える、電気インピーダンストモグラフィによる測定を行うための電極ベルト。
【請求項１３】
前記電極が互いにほぼ等間隔で取り付けられていることを特徴とする請求項１〜１２のいずれかに記載の電極ベルト。
【請求項１４】
少なくともアナログ−デジタル変換器を備え、該アナログ−デジタル変換器を通じて、一又は複数の電極から各接触板と基準点との間の電圧を読み取り、データ伝送路を通じて中央演算装置に転送するデータ収集装置を備えることをを特徴とする請求項１〜１３のいずれかに記載の電極ベルト。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は生体臨床測定用電極に関し、特に、電気インピーダンストモグラフィの測定用電極に関する。
【背景技術】
【０００２】
電気インピーダンストモグラフィで圧力と体積の関係を局所的に測定する場合、いくつかの電極を胸郭の周囲に配置し、そこに、例えば周波数範囲1kHzから1MHz、振幅範囲1μAから10mAの交流電流を各隣接電極間にそれぞれ流す。そのつど、交流電流を流した状態で、他の電極を用いて、所定の基準電位に対するインピーダンスを測定する。全ての電極が順番に通電電極として使用されたら、データ収集サイクルを終了する。統計的干渉をなくすため、データ収集サイクルは複数回繰り返し、そのつど図像を取得するのが通例である。胸郭領域においては、吸気及び呼気の際にインピーダンスが最も大きく変化する。その際、電極で測定されたインピーダンス変化は肺の容量変化を示すものとみなし得る。電極上の信号をコンピュータにより評価した結果に基づいて、インピーダンス変化の２次元像又は３次元像を生成することができる。
【０００３】
肺の内部に水腫ができる病気に罹ると、人工呼吸が特に問題になってくる。なぜなら、肺が特定の部分において閉塞又は萎縮してしまったかどうかを正確にチェックすることができないからである。このような場合、肺の中の正確な圧力を人工的手法で直ちに取得すれば、全ての肺胞をどうにか開放状態にしておくことが可能になるため、死亡率を大きく低減させることができると考えられる。
【０００４】
このことに関して、国際公開第00/33733号パンフレット（特許文献１）に、肺胞の開いた状態及び閉じた状態を人工呼吸圧と関連づけ、電気インピーダンストモグラフィで測定されたインピーダンス変化からその状態を決定できる方法が記載されている。当然のことながら、このように生死に関わるような応用形態では、大きな測定誤差をできる限り排除しなければならない。
【０００５】
電気インピーダンストモグラフィでの主な誤差の原因は、電極へのリード線のインピーダンスの変化や、患者の皮膚と電極との間の遷移抵抗である。これらの妨害インピーダンスは、測定対象のインピーダンスに対して直列であるので、直接的に誤差として測定結果に入り込む。
【０００６】
米国特許第5,544,662号明細書（特許文献２）には、上記測定誤差を小さくすることを目的とした、評価装置のための各種回路構成技法が記載されている。しかし、各電極は依然として、電極から患者の近くに設置された評価装置に至るリード線によって接続されているため、リード線上のインピーダンス変化によって測定誤差が生じる。
【０００７】
J.D. Bronzino著「The Biomedical Engineering Handbook」（CRC Press発行, 1995年）の745頁〜757頁（非特許文献１）には、いわゆる生体電位電極が各種記載されている。これは、体表面の電位を測定するために、不活性電極として配設されるものである。例えば、緩衝増幅器として構成された演算増幅器を電極に組み込むことができることが述べられている。しかし、電極に組み込まれた電子部品に更にスイッチを取り付けることについては、特に記載されていない。これは、衛生上の理由から電極を使い捨て器具としなければならず、従って、費用上の理由から、電極へのスイッチ取り付けに費用をかけることはまずできない、という事情によるものである。
【特許文献１】国際公開第00/33733号パンフレット
【特許文献２】米国特許第5,544,662号明細書
【非特許文献１】J.D. Bronzino著「The Biomedical Engineering Handbook」、CRC Press発行、1995年、745頁〜757頁
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明の課題は、低コストで製造でき、可能な限り雑音のない測定ができる生体臨床測定用電極、特に、電気インピーダンストモグラフィ用電極を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
この課題は、請求項１に記載の電極及び請求項１２に記載の電極ベルトにより解決される。
【００１０】
本発明に係る電極は、接触板と、高インピーダンスの信号入力及び低インピーダンスの伝送路出力を有する伝送路ドライバと、電流出力及び基準点を有する電流源とを含み、前記接触板は前記伝送路ドライバの高インピーダンスの信号入力及び前記電流源の電流出力に電気的に接続され、前記伝送路ドライバ及び電流源は前記接触板の空間的近傍に配置されている。
【発明の実施の形態及び効果】
【００１１】
本発明の基本は、伝送路ドライバと電流源の組み合わせを一体の電子部品として接触板の上又はその近傍に配置すれば、従来同様に低い製造コストで、周知の電極より大幅に精度を向上できる、という洞察にある。
【００１２】
本発明に係る電極は、例えば、電気インピーダンストモグラフィのように、接触板に電流を流し、その接触板の電位を測定するあらゆる生体臨床測定に適している。このような測定において、本発明は、接触板への通電も、接触板での測定値の収集も、接触板の空間的近傍で行うべきである、という洞察に基づいている。これは、電流源の内部抵抗を高くするとともに伝送路ドライバの入力抵抗を高くすることにより、外部への電流供給や測定信号の転送のための伝送路上の雑音を無視し得るようにすることで、達成される。接触板に対する電流源及び伝送路ドライバの空間的近傍は、接触板の大きさに基づいて定義される。少なくとも、接触板の空間的大きさの10倍を超える場合は、本発明で意味するところの空間的近傍とは言えない。
【００１３】
ある好ましい実施形態においては、前記接触板と前記基準点との間の漂遊容量が可能な限り小さくなるように、接触板、電流源及び伝送路ドライバの間の電気的接続を行う。この場合、伝送路ドライバ及び電流源を一体の回路として接触板上に配置すると、接触板と伝送路ドライバ及び電流源との間のリード線の長さを最小化できるので、特に有利である。さらに別の措置として、密閉ケースの中で接触板を伝送路ドライバ及び電流源と一体化することも可能である。
【００１４】
別の好ましい実施形態においては、前記接触板と前記基準点との間の漂遊容量を能動的に補償するための回路を設ける。このようにすると、接触板と電流源及び伝送路ドライバとの間にある程度の伝送路長を許容しつつ、その結果として生じる漂遊容量を補償回路により相殺することができる。
【００１５】
別の好ましい実施形態においては、前記電流源が、内部抵抗の大きい、出力電流が入力電圧にほぼ比例する双極性電流源であるようにする。双極性電流源には、内部抵抗が特に高いという利点があるため、上述のような応用形態に特に適している。
【００１６】
別の好ましい実施形態においては、前記電流源が、周波数範囲1kHzから1MHz、振幅範囲1μAから10mAの交流電流を発生するようにする。電気インピーダンストモグラフィでは、ほとんどの場合、前記特性値の電流が用いられる。ただし、本発明がこの特性値に限定されるものではないことは言うまでもない。相補的又は一部重複した信号範囲を持つ異なる特性値を有するいくつかの電流源を用いることも考えられる。また、前記交流電流を周波数変調又は振幅変調することも考えられる。
【００１７】
別の好ましい実施形態においては、前記伝送路ドライバがインピーダンス変換回路から成るようにする。インピーダンス変換回路は、高い入力抵抗を低い伝送路抵抗に変換するものであり、様々な形態のものが知られている。
【００１８】
別の好ましい実施形態においては、前記低インピーダンスの伝送路出力と基準点との間に電圧測定器を接続するようにする。このようにすると、例えば、電気インピーダンストモグラフィ法に従って電極を通じて電流を流し込み、それにより電極に生じる電圧を測定することが可能になる。これは、前記接触板を前記基準点の電位に選択的に接続可能にするためのスイッチが該接触板と該基準点との間に設けられている場合に、特に有利である。このようにすると、一つの特定の電極又は複数の電極群を測定から除外することができる。同時に、基準点に対する電圧測定を校正することもできる。
【００１９】
本発明に係る、電気インピーダンストモグラフィによる測定を行うための電極ベルトは、多数の本発明に係る電極から成る。ここで、電極を互いにほぼ等間隔で取り付けることが好ましい。デジタル式データ収集装置を用いれば、特に高い信頼性で測定値の収集及び伝送を行うことができる。そのためには、一又は複数の電極から各接触板と基準点との間の電圧を読み取り、データ伝送路を通じて中央演算装置に転送するアナログ−デジタル変換器を少なくとも設ける。
【００２０】
上述の実施形態及び／又は従属請求項に記載の実施形態は、それぞれ記載通りの組み合わせだけでなく、他の組み合わせや、あるいは単独でも使用可能であることは言うまでもない。
【実施例】
【００２１】
以下、添付図面を参照しながら、様々な実施例に基づいて本発明を詳細に説明する。図面は以下の通りである。
【００２２】
図１は、従来技術の電極構成を有する胸郭の断面、
図２は、本発明に係る電極の原理的回路図、
図３は、相反法の概略説明図、
図４は、双極性電流源の回路図、
図５は、伝送路ドライバの回路図、
図６は、図２の原理的回路図に従って構成された本発明に係る電極の断面、
図７は、本発明に係る電極ベルトの断面、
図８は、図７の電極ベルトのデータ収集装置の断面、
図９は、図８に描かれたデータ収集装置の分解組立図、
図１０は、インピーダンスの低い、対称的な信号伝送及び処理のための回路、
図１１は、交流電源の交流電源インピーダンスに含まれる高インピーダンス内部抵抗を補償するための回路、そして、
図１２は、電極における電極−接続点間の漂遊容量を補償するための回路。
【００２３】
図１は、従来技術（US 5,626,146）の電極構成を有する胸郭の断面である。胸郭の回りには16個の電極がほぼ等間隔で配置されている。電極１及び２の間には電流が流し込まれる。曲線は、双極子として機能する電極１及び２に関連する等電位線である。電極３〜１６において測定される電位を前記曲線に沿って逆にたどることにより、曲線上にある各点の抵抗値を求めることができる。利用可能な全ての双極子についてそれぞれ上記測定を行った後、各測定から求められるインピーダンス値をそれぞれ重畳することができる。このような逆戻り追跡法による処理は、一例としてここに取り上げたものであって、電気インピーダンストモグラフィの原理による図像形成に利用可能な数多くの処理の一つに過ぎないことは言うまでもない。
【００２４】
図２は、本発明に係る電極の原理的回路図である。この電極は、その基本構成に従い、接触板２０１、電流源２０２及び伝送路ドライバ２０３から成る。接触板２０１は、一方で電流源２０２の電流出力に、他方で伝送路ドライバ２０３の高インピーダンス入力に接続されている。電流源２０２の他方の極は基準電位に接続されており、電流源の電流ＩＳＩＧは電圧源２０６から発生する出力電圧ＵＳＩＧにほぼ比例している。接触板２０１は患者の皮膚上に配置されており、これにより、電極と基準電位との間のインピーダンスＺＢＩＯが測定される。回路全体の目的は、接触板２０１と基準電位との間の漂遊容量Ｃｓ及び抵抗分路に起因する雑音性負荷インピーダンスをできるだけ小さくしておくことにある。更に、接触板と基準電位との間に制御可能なスイッチ２０４が配設されている。このスイッチは制御線２０８を通じて制御可能であり、これを用いて接触板２０１を基準電位に接続することができる。このようにして、各電極を測定から除外したり、あるいは、インピーダンス測定を校正することができる。伝送路ドライバ２０３の出力側では、電極と基準電位との間の電圧が測定される。図２に代替回路図として描かれている伝送路２０７を通じて測定が行われる場合もある。破線２０５で示した回路部分は基本的に接触板２０１に属している一方、電圧源２０６や伝送路２０７は、特に注意すべき雑音や測定誤差を発生させることなく、接触板２０１からより遠くに配置することができる。
【００２５】
図３は、相反法の概略説明図である。図３ａでは、電極Ｃ及びＤを通じて電流を流し込み、発生した電圧を電極Ａ及びＢで測定する。逆に、図３ｂでは、電極Ａ及びＢを通じて同じ電流を流し込み、発生した電圧を電極Ｃ及びＤで測定する。図３ａ及び図３ｂの方法でそれぞれ測定された電圧は等しくなるはずである。この方法（いわゆる相反法）は、例えば、電極上での患者の皮膚への接触を簡単な方法で検査するために利用できる。図２に示したスイッチ２０４の制御により、図１に示した電極の中から任意の電極を選択することができる。
【００２６】
図４は、例えば図２の電流源２０２として利用可能な双極性電流源の回路図である。Ｕｅ＝０のとき、電流Ｉ１及びＩ２の大きさは等しくなり、出力電流はゼロになる。正の入力電圧を印加すると、Ｉ２が増大する一方、Ｉ１は低下するため、負の出力電流が流れる。入力電圧が負であれば、それに応じて回路の状態が逆になる。
【００２７】
図５は、例えば図２の回路ドライバとして利用可能な伝送路ドライバの回路図である。図を見ると、演算増幅器５０１は緩衝増幅器として配線されているため、入力電圧と出力電圧との間の変圧比は１になる。この種の緩衝増幅器は、入力抵抗が高く出力抵抗が低いため、入力電圧と出力電圧との間のオフセットは数mVにしかならない。
【００２８】
図６は、図２の原理的回路図に従って構成された本発明に係る電極の断面図である。電気的に見ると、この図に描かれた部分は図２の破線で示した回路部分２０５に対応する。接触板６０１はケース６０２で覆われている。このケースには遮蔽作用を持たせたり、基準電位に接触させたりすることができる。この場合、接触板６０１とケース６０２との間に絶縁材６０３を挿入する。接触板の上には集積回路がある。この回路は構成要素６０５、６０６で表現されており、その内部で図２の回路部分２０５が実現されている。この回路部分全体が集積回路の中に予め含まれている場合もある。また、同様に、接触板６０１を集積回路の底面に収容することも考えられる。電気関係のリード線やアース線はケーブル６０７の内部を通っている。
【００２９】
図７は、本発明に係る電極ベルトの断面図である。この電極ベルト７０２は、患者の胸郭７０１の回りに装着される。内側には多数の電極７０４が取り付けられており、その電極が４個ずつデータ収集装置７０３に接続されている。データ収集装置７０３は接続線７０５により互いに接続されており、電気関係のリード線やアース線はケーブル７０６の内部を通っている。
【００３０】
図８は、図７の電極ベルトのデータ収集装置の断面図である。４個の電極８０１、８０２、８０３及び８０４がベルト材８０５の下縁に取り付けられるとともに、評価電子部品８０６に電気的に接続されている。評価電子部品については、以下のような様々な形態のデータ収集が考えられる。
【００３１】
並行処理：各チャンネルがそれぞれ専用のアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）で同期的に変換される。各変換結果は個別のローカルデジタル記憶素子に並列に保持され、必要に応じて自由に選択され、デジタルデータバス構造を通じて後段の信号処理に送られる。
【００３２】
アナログ多重化：時分割多重化では、全ての測定チャンネルが、所定のパターンに従って、マルチプレクサにより個別に単一の高性能ＡＤＣに接続され、そのマルチプレクサによりデジタル化される。外部のデジタル記憶素子が、データインターフェースを通じて転送されてくる全データを順次取り込み、値テーブルに格納する。
【００３３】
統合的データ収集：マイクロチップ上に集積された入力チャンネルマルチプレクサ、増幅率を選択可能な増幅器、後段に接続されたアナログ−デジタル変換器、大量のデジタル測定値を格納するためのローカル記憶素子、及び、通信インターフェース又はホストコンピュータのデータバスに接続された自律型シーケンス制御装置から成る、一体的に統合されたデータ収集システムが、シーケンシャル且つ自主的にいくつかの入力チャンネルを捕捉し、デジタル測定値をローカル記憶素子に保存する。記憶装置の使用容量が所定レベルに達したら、ホストコンピュータが取得済みデータを速やかに引き受ける。これにより、ローカル記憶素子には、デジタル−アナログ変換器からのデータを更に格納するためのスペースが再びできる。このような部分的に自律動作するデータ収集システムにより、患者の近くに設置されたコンピュータシステムへの負荷が効果的に軽減される。
【００３４】
図９は、図８に描かれたデータ収集装置の分解組立図である。接触板９０１、９０２、９０３及び９０４がベルト材９０５に固定され、患者の皮膚９０６上に配置されている。ベルト材のもう一方の面には、接触板９０１、９０２、９０３及び９０４にそれぞれ通じる貫通接触部を有するデータ収集装置９０６がある。伝送路９０７〜０１２は、隣接する各データ収集装置への連絡線を示している（信号入力９０７、供給電圧入力９０８、制御線９０９、データ出力９１０、供給電圧出力９１１及び制御線９１２）。
【００３５】
電気インピーダンストモグラフィへの応用に際して重要となる量は、可能な限り高い信号対雑音比である。そのため、図１０の実施例においては、可能な限りインピーダンスの低い、対称的な信号伝送を提案している。結果的にこれは、電極出力において対称的なバッファを使用し、送信側において終端抵抗まで含めた対称的な伝送受信部を使用する、という拡張を意味している。
【００３６】
図１１及び図１２の実施例では、電流源の寄生容量や残留有効内部抵抗を補償する、又は、部分的に補償する方法を提案している。部分的補償は、能動的及び／又は抵抗的及び／又は容量的に行うことができる。
【００３７】
１．インピーダンスの低い、対称的な信号伝送及び処理
【００３８】
電極に対する信号対雑音比は、
a) 対称的な信号伝送において、
b) インピーダンスの低い終端抵抗（ＲＴｉ、ここでＲＴｉ≦typ.300Ω）を使用し、
c) 電流供給構造とマルチプレクサ構造の減結合を改善する
ことにより改善される。
【００３９】
これに対応する回路を図１０に示す。
【００４０】
交流電源２０２の制御入力の手前に、対称的信号伝送技術に適した伝送受信部（差分増幅器）が追加されている。対称的伝送路終端は、インピーダンスの低い終端インピーダンス（ＲＴ３、ＲＴ４）により実現されている。
【００４１】
これに対応して、バッファ２０３の出力には対称的伝送路ドライバが追加されている。長めの伝送路の始点及び終点で終端を二重形成するための低インピーダンスの終端抵抗（ＲＴ１、ＲＴ２）及び（ＲＴ５、ＲＴ６）を含めることにより、全体として極めて好ましく、有利な低インピーダンス伝送路系が形成されている。その結果、各伝送受信部において対称的伝送路系に持ち込まれる雑音の影響が更に差し引かれる。
【００４２】
更に、例えば、負荷を与えた入力コンデンサ及び伝送路系の入力又は出力インピーダンスにより生じる、スイッチング過渡状態の時定数が、非常に好ましい影響を受けるという利点もある。それに加えて、特に注意すべき振幅を有する容量性干渉結合が、非常に低いインピーダンスの導体に外部から作用するリスクも、より大きく低下する。
【００４３】
全体的には、伝送路コストが高くなるものの、同時にいくつもの点で有利な追加構成となり、非常に好ましいＳ／Ｎ値が得られる。
【００４４】
２．交流電源の交流電源インピーダンスに含まれる高インピーダンス内部抵抗の補償
【００４５】
図１１に概略的に示した、複合交流電源の負担分としての交流電源の高インピーダンス実電源抵抗（ＲＩＣＳ）を少なくとも部分的に補償するために追加的に利用可能な補償方法の作用について以下に説明する。
【００４６】
ここでは、配線要素Ｒ１、Ｒ２及びＲＣＯＭＰを備える追加の演算増幅器が、正の電源抵抗ＲＩＣＳの補償回路である。
【００４７】
演算増幅器は、その非反転入力が結節点２０１に接続されており、意図的にＲＣＯＭＰを省略すればこれを非反転基本回路とみなすことができ、前記入力から配線出力への電圧増幅率は抵抗Ｒ１及びＲ２によってＵ＿ＡＵＳ／Ｕ＿ＥＩＮ＝１＋Ｒ２／Ｒ１と決まる。また、比Ｒ２／Ｒ１から、前記出力における出力電圧Ｕ＿ＡＵＳのレベルも決まる。比をＲ２／Ｒ１＝１とすると、電圧増幅率はＵ＿ＡＵＳ／Ｕ＿ＥＩＮ＝＋２となる。
【００４８】
電源抵抗ＲＩＣＳの周辺の電圧及び電流に注目すると、Ｉ＝Ｕ／Ｒであるから、ＲＩＣＳにより正の部分電流が発生する。場合によっては、同様に並列に接続された生体インピーダンスＺＢＩＯにより、電流分割の法則に従って、更に実電流部分が発生することもある。この場合、ＺＢＩＯはまず純粋なリアクタンスとみなされる
【００４９】
演算増幅器の出力から結節点２０１に接続された抵抗ＲＣＯＭＰに注目すると、結節点２０１と、抵抗比Ｒ２／Ｒ１により決まる演算増幅器の出力電圧との間の電位差に応じて、更に別の電流路ができている。
【００５０】
ＯＰＡＭＰの電圧増幅率がＵ＿ＡＵＳ／Ｕ＿ＥＩＮ＝＋２であるものとした場合、出力電圧も正確に結節点２０１における電圧の２倍になる。ＲＣＯＭＰの抵抗値をＲＩＣＳと同じになるように選択すると、ＲＣＯＭＰを通じて結節点２０１に流れる部分電流と、ＲＩＣＳから流れ出る実部分電流は、電流値が同じで符号が逆になるため、過不足なく補償される。ＲＣＯＭＰの周りのＯＰＡＭＰ回路では部分電流が負になることができるため、ＲＩＣＳ−ＲＣＯＭＰ＝０が成り立つ。あるいは、結果として得られる並列回路のコンダクタンスＲｐの逆数の形で
１／（１／ＲＩＣＳ−１／ＲＣＯＭＰ）＝Ｒｐ
と表現される。
【００５１】
ＲＩＣＳ＝ＲＣＯＭＰの場合、分数の分母が０になる。これは、上記表現の抵抗値の極位置である。
【００５２】
電圧増幅率の選択のためにＲＣＯＭＰ又は抵抗比Ｒ２／Ｒ１を選択すると、過剰補償又は不足補償になることがある。前者の場合、不安定になり、回路が振動して使えなくなる。
【００５３】
一方、不足補償は、ゆっくり調節しながら人為的に電流源の電源インピーダンスを高めることができるという非常に有利な点があり、それに対応するバッファ２０３経由の電圧測定の精度が質的に大きく向上するという利点もある。
【００５４】
更に、この方法は、並列接続された別の実抵抗の補償も可能であるため、広範に利用できる。
【００５５】
３．電極の電極接続点における漂遊容量
【００５６】
図１２は、容量の補償を目的として拡張した方法を示す図である。ここでは、並列接続された全ての容量を一つの容量に再びまとめており、これを代わりにしてかなりの部分を補償することができる：ＣＣＯＭＰ＝（ＣＩＣＳ＋ＣＳ）。
【００５７】
図１２の回路は、リアクタンスＸＩＣＳ＝１／２＊ＰＩ＊ｆ＊（ＣＩＣＳ＋ＣＳ）を有する補償対象容量（ＣＩＣＳ＋ＣＳ）を実電源抵抗ＲＩＣＳの代わりに使用し、また、リアクタンスＸＣＯＭＰ＝１／２＊ＰＩ＊ｆ＊ＣＣＯＭＰを抵抗要素ＲＣＯＭＰの代わりに使用している点で、図１１の回路と異なる。
【００５８】
ここで、変数ｆはそのつどの回路の動作周波数である。
【００５９】
上述したような、抵抗的及び容量的部分補償のための二重の追加により、動作中の探針の寄生的影響も更に大幅に低減し、利用可能な周波数領域も、10kHz又は25kHzという当初考えられていた動作周波数から、100kHzを超えるところまで拡大する。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】従来技術の電極構成を有する胸郭の断面。
【図２】本発明に係る電極の原理的回路図。
【図３】相反法の概略説明図。
【図４】双極性電流源の回路図。
【図５】伝送路ドライバの回路図。
【図６】図２の原理的回路図に従って構成された本発明に係る電極の断面。
【図７】本発明に係る電極ベルトの断面。
【図８】図７の電極ベルトのデータ収集装置の断面。
【図９】図８に描かれたデータ収集装置の分解組立図。
【図１０】インピーダンスの低い、対称的な信号伝送及び処理のための回路。
【図１１】交流電源の交流電源インピーダンスに含まれる高インピーダンス内部抵抗を補償するための回路。
【図１２】電極における電極−接続点間の漂遊容量を補償するための回路。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
2005509481.tif 000013
【図１２】
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【手続補正書】
【提出日】平成15年12月4日(2003.12.4)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
接触板、並びに、
前記接触板の空間的近傍に配置された、高インピーダンスの信号入力及び低インピーダンスの伝送路出力を有する伝送路ドライバ、
を備える生体臨床測定用電極において、
前記接触板の空間的近傍に配置された、電流出力及び基準点を有する電流源を備え、
前記接触板は前記伝送路ドライバの高インピーダンスの信号入力及び前記電流源の電流出力に電気的に接続されており、
前記低インピーダンスの伝送路出力と前記基準点との間において電圧が測定可能であること
を特徴とする生体臨床測定用電極。
【請求項２】
前記接触板と前記基準点との間の漂遊容量が可能な限り小さくなるように、前記接触板、前記電流源及び前記伝送路ドライバの間の電気的結合が成されていることを特徴とする請求項１に記載の電極。
【請求項３】
前記伝送路ドライバ及び前記電流源が一体の回路として前記接触板上に配置されていることを特徴とする請求項１又は２に記載の電極。
【請求項４】
密閉ケースの中で前記接触板が前記伝送路ドライバ及び前記電流源と一体化されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の電極。
【請求項５】
前記接触板と前記基準点との間の漂遊容量を能動的に補償するための回路が設けられていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の電極。
【請求項６】
前記電流源が、内部抵抗の大きい、出力電流が入力電圧にほぼ比例する双極性電流源であることを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載の電極。
【請求項７】
前記電流源が、周波数範囲1kHzから1MHz、振幅範囲1μAから10mAの交流電流を発生することを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載の電極。
【請求項８】
前記交流電流が周波数変調又は振幅変調されていることを特徴とする請求項７に記載の電極。
【請求項９】
前記伝送路ドライバがインピーダンス変換回路から成ることを特徴とする請求項１〜８のいずれかに記載の電極。
【請求項１０】
前記低インピーダンスの伝送路出力と前記基準点との間に電圧測定器が接続されていることを特徴とする請求項９に記載の電極。
【請求項１１】
前記接触板を前記基準点の電位に選択的に接続可能にするためのスイッチが該接触板と該基準点との間に設けられていることを特徴とする請求項１〜１０のいずれかに記載の電極。
【請求項１２】
請求項１〜１１のいずれかに記載の電極を多数備える、電気インピーダンストモグラフィによる測定を行うための電極ベルト。
【請求項１３】
前記電極が互いにほぼ等間隔で取り付けられていることを特徴とする請求項１２に記載の電極ベルト。
【請求項１４】
少なくともアナログ−デジタル変換器を備え、該アナログ−デジタル変換器を通じて、一又は複数の電極から各接触板と基準点との間の電圧を読み取り、データ伝送路を通じて中央演算装置に転送するデータ収集装置を備えることをを特徴とする請求項１２又は１３に記載の電極ベルト。
【国際調査報告】
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