(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
能動低インピーダンス電極であって、
電圧ノード、電流ノード及び出力ノードを含む電気的活動センサと、
前記電気的活動センサに対して患者電圧を適用するため、前記電圧ノードに動作可能に接続される電圧検出接触であって、前記患者電圧が、患者の生体構造領域の電気的活動を示す、電圧検出接触と、
前記電気的活動センサ及び前記生体構造領域の間のセンサ電流の指向的流れを容易にするため、前記電流ノードに動作可能に接続される電流フロー接触と、
前記出力ノードに動作可能に接続される能動電極カプラとを有し、
前記電圧検出接触及び前記電流フロー接触が、前記患者の生体構造領域に付けられることに基づき、電圧検出接触での前記患者電圧及び能動電極カプラでのセンサ電圧の間の等価を確立するため、前記電気的活動センサが、前記電気的活動センサ及び前記生体構造領域の間の前記センサ電流の前記指向的流れを制御するよう動作可能である、能動低インピーダンス電極。
【請求項２】
前記電気的活動センサが、前記電圧ノード、前記電流ノード及び前記出力ノードに接続される差動アンプを含む、請求項１に記載の能動低インピーダンス電極。
【請求項３】
前記差動アンプが、前記出力ノードに接続される非反転入力、前記電圧ノードに接続される反転入力、前記電流ノードに接続される出力を持つ演算増幅器を含む、請求項２に記載の能動低インピーダンス電極。
【請求項４】
前記電気的活動センサが、前記出力ノードに接続される内部電力供給を含む、請求項１に記載の能動低インピーダンス電極。
【請求項５】
前記内部電力供給が、前記出力ノードに接続される分割された電力供給を含む、請求項４に記載の能動低インピーダンス電極。
【請求項６】
前記電気的活動センサが、前記内部電力供給に接続される差動アンプを含む、請求項４に記載の能動低インピーダンス電極。
【請求項７】
前記内部電力供給が、分割された電力供給を含み、
前記差動アンプは、前記分割された電力供給に接続される電力供給を持つ演算増幅器を含む、請求項６に記載の能動低インピーダンス電極。
【請求項８】
前記電圧検出接触及び前記電流フロー接触が、前記患者の生体構造領域に付けられることに基づき、前記電圧検出接触及び前記電流フロー接触の間の患者接触インピーダンスが、前記能動電極カプラでの能動電極インピーダンスより大きい、請求項１乃至７のいずれかに記載の能動低インピーダンス電極。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般に、生物学的器官の電気的活動を記録する電気的活動モニタ（例えば、患者の心臓の電気的活動を記録する心電図（「ＥＣＧ」）モニタ及び患者の脳の電気的活動を記録する脳波（「ＥＥＧ」）モニタ）により利用される電極に関する。本発明は特に、ＥＣＧ／ＥＥＧ患者に関する低接触インピーダンスを能動的に提供する電極に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来技術において知られるように、ＥＣＧ／ＥＥＧシステムは、患者の皮膚表面における電圧を測定する。これらの測定された電圧は典型的に、１ｍＶ未満である。皮膚電極インターフェースインピーダンスは、患者ごとに劇的に変化することができる点に留意されたい。例えば、これらのインピーダンスは、標準的な電極を用いる患者との典型的な接続に関して、１０Ｋオームから１０Ｍオームの間で変化することができる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
しかしながら、斯かる高インピーダンスは、標準的な電極を用いる場合問題を含む。
【０００４】
より詳細には、ＥＣＧ／ＥＥＧモニタの増幅器入力に電極を接続するワイヤへの任意の静電結合が、患者インピーダンスにわたり電流フローを生じさせ、斯かる静電結合により生成される任意のアーチファクト信号は、電極皮膚インタフェースのインピーダンスに正比例する。アーチファクト信号の生成を妨げるため、ＥＣＧ／ＥＥＧモニタは現在、任意の静電的な結合を最小化するよう、シールドワイヤを使用する。
【０００５】
個別のワイヤへの直接的な結合に加えて、静電的な結合は、患者に対するコモンモード結合において発生する場合がある。特に、従来技術における実現されるように、ＥＣＧ／ＥＥＧモニタは、患者及びＥＣＧ／ＥＥＧモニタの間の電流フローを提供するため、参照電極として１つの電極を使用する。概して、コモンモード電流のほとんどが参照電極を通り流れることを強制し、測定電極に存在するコモンモード信号を最小化するため、アクティブフィードバックループが使用される。コモンモード信号の振幅は、コモンモード結合時間の電流を参照電極インピーダンス倍してアクティブフィードバックループのループゲインで割ったものに等しい。ＥＣＧ／ＥＥＧモニタの入力回路において入力増幅器を整合させることにより、残りの信号はその後キャンセルされる。
【０００６】
患者が救急車において輸送され、一方ＥＣＧに関して密接にモニタされる緊急応答の場合、静電的な結合のソースが実質的である。例えば、静的に荷電される体の多くの可能性があるソースが、救急車に存在し、道路を運転するとき、帯電体の運動が非常に起こりうる。結果的に、救急車が動いているとき、高接触インピーダンス電極を持つ患者は概して、ＥＣＧにおいて存在する有意なアーチファクトを持ち、１２リードのスタティックフリーなＥＣＧ測定を実行し、病院に対して送信するために、救急車は道路脇に停止しなければならない。
【０００７】
同様に、静電的な結合のソースは、ＥＥＧに関して密接にモニタされる患者に関しても実質的である場合がある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
従来技術の不利な点を解決するため、本発明は、皮膚電極接触インピーダンスを能動的に減らし、これによりＥＣＧ／ＥＥＧ波形における任意の静電的に結合された信号の効果を最小化する電極を提供する。これは、特に実質的な静電ソースの存在下において（例えば、患者搬送のケース）、ＥＣＧ／ＥＥＧ測定の品質を実質的に改良する。低電極ソースインピーダンスを用いると、ＥＣＧ／ＥＥＧケーブルの遮蔽は必要ではなく、ＥＣＧ／ＥＥＧケーブルに関する遮蔽の除去は結果的に、低コストで使い捨てのＥＣＧ／ＥＥＧケーブルを可能にする。
【０００９】
本発明の１つの形は、電圧検出接触、電流フロー接触及び能動電極カプラに接続される電気的活動センサを使用する能動低インピーダンス電極である。動作において、電圧検出接触及び電流フロー接触が、患者の生体構造領域に付けられることに基づき、電気的活動センサは、電気的活動センサ及び生体構造領域の間のセンサ電流の指向性フローを制御し、電圧検出接触での患者電圧及び能動電極カプラでのセンサ電圧の間の等価を確立する、及び／又は電圧検出接触及び電流フロー接触の間の患者接触インピーダンスは、能動電極カプラでの能動電極インピーダンスより大きいことを確立する。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明による電気的モニタリングシステムの例示的な実施形態を示す図である。
【図２】本発明による能動低インピーダンス電極の例示的な実施形態を示す図である。
【図３】図２に示される本発明の電気的活動センサの例示的な実施形態を示す図である。
【図４】図２に示される電気的活動センサの例示的で概略的な実施形態を示す図である。
【図５Ａ】図４に示される能動低インピーダンス電極の例示的なアセンブリの横の表示を示す図である。
【図５Ｂ】図４に示される能動低インピーダンス電極の例示的なアセンブリの上部の表示をそれぞれ示す図である。
【図５Ｃ】図４に示される能動低インピーダンス電極の例示的なアセンブリの下部の表示をそれぞれ示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
本発明の前述及び他の形式並びに本発明の様々な特徴及び効果が、添付の図面と共に、本発明の様々な実施形態の以下の詳細な説明から更に明らかになる。詳細な説明及び図面は、本発明を限定するものではなく、単に説明するものである。本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲及びその均等の範囲によって規定される。
【００１２】
本発明の理解を容易にするため、本書において、本発明の例示的な実施形態は、電気的活動モニタに対して患者の生体構造領域を接続する能動低インピーダンス電極を介して患者の生物学的器官の電気的活動モニタリングすることに対して向けられる。
【００１３】
例えば、図１は、患者１０の胸部の領域をＥＣＧモニタ３０に接続する本発明の能動低インピーダンス電極２０ａを介して患者１０の心臓１１の電気的活動３１を記録する既知のＥＣＧモニタ３０を示す。同様に例として、図１は、患者１０の頭蓋領域をＥＥＧモニタ４０に接続する本発明の能動低インピーダンス電極２０ｂを介して患者１０の脳１２の電気的活動４１を記録する既知のＥＥＧモニタ４０を示す。
【００１４】
図１の明確さのため、ＥＣＧモニタ３０に関して１つの電極２０ａだけが示され、ＥＥＧモニタに関して１つの電極２０ｂだけが示されるが、当業者であれば理解されるように、プラクティスにおいて、本発明の１つ又は複数の能動低インピーダンス電極２０が、生体構造領域における電気的活動の記録に関して使用され、１つ又は複数の従来の電極が追加的に、生体構造領域における電気的活動の記録に関して使用されることができる。
【００１５】
図２を参照すると、本発明の能動低インピーダンス電極２０は、電気的活動センサ２１、電圧検出接触２２、電流フロー接触２３及び能動電極カプラ２４を使用する。プラクティスにおいて、電圧検出接触２２及び電流フロー接触２３は、患者１０の生体構造領域１３（例えば、図１の頭蓋領域又は胸部の領域）に対して、従来において知られるよう付けられ、能動電極カプラ２４は、電気的活動モニタ５０（例えば、図１のＥＣＧモニタ３０又はＥＥＧモニタ４０）に対して、従来において知られるよう接続される。
【００１６】
電圧検出接触２２は、電圧検出接触２２への生体構造領域１３からの任意の電流を効果的に妨げる高入力インピーダンスを持つ電気的活動センサ２１の電圧ノードＮＶに対して、生体構造領域１３の皮膚表面における患者電圧ＶＰを適用する。従来において知られるように、患者電圧ＶＰの変動は、生体構造領域１３（例えば、図１の心臓１１又は脳１２）における生物学的器官の電気的活動を示す。
【００１７】
電流フロー接触２３は、電気的生体構造領域１３と、低ソースインピーダンスを持つ電気的活動センサ２１の電流ノードＮｃとの間のセンサ電流ＩＳの指向的流れを制御する。これは、電流フロー接触２２を通る生体構造領域１３からの任意の電流フローを効果的に向ける。電圧検出接触２２及び電流フロー接触２３の生体構造領域１３への上述した付着により、電圧検出接触２２及び電流フロー接触２３の間の電圧降下を患者接触インピーダンスＺＰＣで割ったものに等しいセンサ電流ＩＳが流れる。これは、特に生体構造領域１３へのセンサ電流ＩＳの実質的な流れの存在下において、患者電圧ＶＰの電気的活性センサ２１によるセンシングを容易にする。
【００１８】
能動電極カプラ２４は、電気的活動センサ２１の出力ノードＮＰでのセンサ電圧ＶＳを電気的活動モニタ５０に適用する。センサ電圧ＶＳは、患者電圧ＶＰを表す。これにより、電気的活動モニタ５０が、生体構造領域１３における生物学的器官の電気的活動を測定及び記録することができる。重要なのは、能動電極カプラ２４のインピーダンスＺＡＥが、患者接触インピーダンスＺＰＣより明らかに小さい（＞＞）ことである。
【００１９】
動作において、電気的活動センサ２１は、センサ電圧ＶＳを生成して、センサ電圧ＶＳに対する患者電圧ＶＰの等価（≡）を確立するため、センサ電流ＩＳの指向的流れを制御する。これにより、センサ電圧ＶＳの任意の変動が、患者電圧ＶＰの任意の変動を反映する。
【００２０】
電気的活動センサ２１の例示的な実施形態のブロック図が、図３のブロック図に示され、電気的活動センサ２１の例示的な実施形態の概略図が図４に示される。
【００２１】
図３及び図４を参照すると、電気的活動センサ２１の例示的な実施形態は、図３に示されるように内部電力供給２５及び差動アンプ２６を使用する。図４に示されるように分割された電力供給の形の内部電力供給２５は、２つの小さいバッテリセルＶＢ１及びＶＢ２の直列接続体を含む。これは、図４に示されるように演算増幅器Ｕ１の電源／負電源Ｖ＋／Ｖ―への接続を介して低電力演算増幅器（「オペアンプ」）Ｕ１の形の差動アンプ２６に電力供給する。バッテリセルＶＢ１及びＶＢ２の直列接続体の中央点、演算増幅器Ｕ１の非反転入力（＋）及び能動電極カプラ２４は、出力ノードＮＰに接続される。電圧検出接触（「ＶＳＣ」）２２及び演算増幅器Ｕ１の反転入力（−）は、電圧ノードＮＶに接続される。演算増幅器Ｕ１の反転入力（−）は、生体構造領域１３（図２）から電圧検出接触２２を通り演算増幅器Ｕ１への任意の電流フローＩＰを効果的に妨げる高入力インピーダンスを持つ。
【００２２】
電流フロー接触（「ＣＦＣ」）２３及び演算増幅器Ｕ１の出力は、電流ノードＮＣに接続される。そこでは、出力から反転入力（−）への演算増幅器Ｕ１のフィードバックパスが、電圧検出接触２２及び電流低い接触２３を含む。特に、生体構造領域１３が、電圧検出接触２２及び電流低い接触２３に接続されることに基づき、演算増幅器Ｕ１のフィードバックは、バッテリセルＶＢ１及びＶＢ２の直列接続体の中央点により生成される演算増幅器Ｕ１の非反転入力（＋）でのセンサ電圧ＶＳへと患者電圧ＶＰを駆動する。従って、能動電極カプラ２４でのセンサ電圧ＶＳは、電圧検出接触２２での患者電圧ＶＰとほぼ均等になる。演算増幅器Ｕ１のループゲインがより大きいほど、能動電極カプラ２４でのセンサ電圧ＶＳが、電圧検出接触２２での患者電圧ＶＰとより近く整合する。
【００２３】
図３に示されるセンサ電流ＩＳは、電流フロー接触２３を介して生体構造領域１３に対して演算増幅器Ｕ１の出力駆動回路を通り、バッテリセルＶＢ１から演算増幅器Ｕ１の正電源（Ｖ＋）まで、図４に示されるような陽電流フローＩＰＳを持つことができる。逆にいえば、図３に示されるようにセンサ電流ＩＳは、演算増幅器Ｕ１の出力駆動回路を通り電流フロー接触２３を介して生体構造領域１３から、演算増幅器Ｕ１の負電源（Ｖ−）を介してバッテリセルＶＢ２まで、図４に示されるような負の電流フローＩＮＳを持つことができる。電圧検出接触２２及び電流フロー接触２３の間の電圧降下は、センサ電流ＩＳに電流フロー接触２３のインピーダンスを掛けた関数である。電極の均等な接触インピーダンスは、ＶＡＥ及びＶＰの間の電圧差を能動電極カプラ２４を通るセンサ電流ＩＳで割ったものである。ＶＡＥ及びＶＰの間の差は、ＶＰを演算増幅器Ｕ１の開ループゲインにより分ったものに等しい。従って、この能動電極２０の均等な接触インピーダンスは、電流フロー接触２３の接触インピーダンスを演算増幅器Ｕ１の開ループゲインにより分ったものである。
【００２４】
プラクティスにおいて、図４に示される能動低インピーダンス電極２０は、電極インピーダンスにおける減少を示した。例えば、ＥＣＧ帯域幅の中央である５Ｈｚにおいて、能動電極インピーダンスは、わずか４３０オームであった。この周波数での患者との接触のインピーダンスは、１０Ｍオームである。同様に例として、６０Ｈｚにおいて、能動低インピーダンス電極２０は、電極インピーダンスを８Ｍオームから４．１Ｋオームまで減少させた。このパフォーマンスは、内部電力供給２５からの１μＡの電源電流だけで作動する低電力演算増幅器Ｕ１を用いて実現された。
【００２５】
図５Ａ〜図５Ｃは、図４に示される能動低インピーダンス電極２０の例示的な組立体を示す図である。特に、フレキシブルプリント回路基板２７は、バッテリセルＶＢ１及びＶＢ２、演算増幅器Ｕ１、電圧検出接触２２、電流フロー接触２３及び能動電極カプラ２４を泡接着剤２８において機械的にサポートし及び電気的に接続する。
【００２６】
プラクティスにおいて、バッテリセルＶＢ１及びＶＢ２は好ましくは、能動低インピーダンス電極２０がパッケージから除去されることに基づき起動される。亜鉛空気バッテリセルは、この用途の良好なソリューションである。代替的に、電圧検出接触２２、電流フロー接触２３が患者に適用されるとき、バッテリセルＶＢ１及びＶＢ２を演算増幅器Ｕ１に能動的に接続するための他の機構が実現されることができる。例えば、能動低インピーダンス電極２０に対して電極ワイヤをスナップする力が、バッテリセルＶＢ１及びＶＢ２を起動させることができる。
【００２７】
同様にプラクティスにおいて、演算増幅器Ｕ１は、１０μＡより少ない電源電流を持つ市販のものである。これは、能動低インピーダンス電極２０が、完全な時間長の間作動することを可能にし、それは、非常に小さいバッテリセルＶＢ１及びＶＢ２を用いてさえ患者に対して適用される。演算増幅器Ｕ１は、ゲインの量分、電極インピーダンスを低下させる。例えば１５０ＫＨｚゲイン帯域幅を持つ能動低インピーダンス電極２０は、ＥＣＧスペクトルのハイエンドである１５０Ｈｚにおいて１０００のゲインを持つ。１メガオームの患者皮膚電極インピーダンスは、１０００の増幅ゲインを持つＥＣＧ／ＥＥＧ監視デバイスに対する、ＥＣＧ／ＥＥＧ接続でのわずか１Ｋオームのインピーダンスのように見える。
【００２８】
図１〜図５を参照すると、当業者は、本発明の多数の利点を理解するであろう。これらは、以下に限定されるものではないが、標準電極システムとの下位互換性を含む。これにより、患者との低接触インピーダンスの改良が、既知のデバイス又はケーブルハードウェアにおける任意の変化を必要とすることなしに実現されることができる。
【００２９】
本発明の様々な実施形態が図示及び記載されてきたが、本書に記載される本発明の実施形態が、説明的なものであること、さまざまな変更及び修正がなされることができること、及び本発明の真の範囲から逸脱することなく均等物がその要素に対して置換されることができることは当業者であれば理解されるだろう。更に、その中心の範囲から逸脱することなく、本発明の教示に適合する多くの変形例がなされることができる。従って、本発明は、本発明を実行するために想定されるベストモードとして開示される特定の実施形態に限定されるものではなく、本発明は、添付の特許請求の範囲に含まれるすべての実施形態を含むものである。
【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５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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