КОННЕКТОР ДЛЯ ЭЛЕКТРОДА ЭКГ И КАБЕЛЬ ЭКГ
CONNECTOR FOR ECG ELECTRODE AND ECG CABLE

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Настоящее изобретение относится к коннектору для электрода ЭКГ (электрокардиографии) и кабелю ЭКГ.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
В типичной конфигурации системы измерения ЭКГ медицинского назначения используют блок измерения (например, мобильный блок или монитор ЭКГ), магистральный кабель, блок подключения линий, набор отведений с захватами или защелками и электроды ЭКГ. Электроды помещают на тело. Набор отведений соединяют с электродами с помощью защелок или захватов. Каждый электрод соединяют с блоком подключения линий посредством отведения, как правило, экранированного кабеля. Внутри захвата или защелки иногда используют индуктор для обеспечения улучшенной защиты и фильтрации сигналов электрохирургии (ESU). Это важно для наборов отведений, используемых в операционной. Внутри магистрального кабеля часто помещают защитные резисторы для защиты блока измерения от высоких напряжений, которые возникают во время процедур дефибрилляции. Для ограничения максимального напряжения на входе блока измерения ЭКГ внутри него используют дополнительные защитные элементы, такие как тиристоры SIDACtor.
В качестве коннектора электрода ЭКГ обычно используют как защелки, так и захваты. Они равноценны с электрической точки зрения, и выбор между захватом и защелкой зависит от предпочтения пользователя. В настоящем документе в основном упоминается коннектор электрода ЭКГ, и все технические данные относятся ко всем вариантам реализации, включающим защелки, захваты или средства зажима, если не указано иное.
Обычные коннекторы электродов ЭКГ имеют единственное электрическое соединение с проводом отведения (также называемого отведением), который соединяет с блоком подключения линий. Провод отведения представляет собой экранированный кабель. Экран этого кабеля заканчивается (не подсоединен) в точке прикрепления кабеля к коннектору для электрода ЭКГ. В случае коннекторов для электрода ЭКГ, которые являются частью так называемого оранжевого набора отведений, предназначенного для использования в операционной, внутри коннектора для электрода ЭКГ может быть использован индуктор. Этот индуктор обеспечивает дополнительную фильтрацию между электродом и блоком измерения ЭКГ, когда пациента подвергают электрохирургическим процедурам.
Обычное оборудование между блоком измерения и электродом ЭКГ довольно громоздкое и тяжелое, что делает его неудобным, в частности, для мобильных применений, например, когда пациент может свободно перемещаться вне постели. Поэтому существует потребность в уменьшении размера и веса такого оборудования.
В WO 2017/220328 A1 раскрыт медицинский соединительный блок для передачи электрического сигнала между медицинским соединительным блоком и медицинским датчиком, соединенным с медицинским соединительным блоком. Медицинский соединительный блок содержит коннектор на стороне соединения, содержащий множество первых электрических контактов в/на первой поверхности и множество вторых электрических контактов в/на второй поверхности, противоположной первой поверхности, и интерфейс коннектора для анализа электрических сигналов, имеющихся на одном или более из множества первых и вторых электрических контактов, для обнаружения одного или более из наличия медицинского датчика, соединенного с медицинским соединительным блоком, типа медицинского датчика, соединенного с медицинским соединительным блоком, и ориентации коннектора на стороне датчика медицинского датчика, соединенного с медицинским соединительным блоком. Также раскрыт коннектор на стороне датчика.
В US 3620208 A раскрыт усиливающий электрод для электрокардиографического устройства. Он состоит из интегральной схемы усилителя преобразователя импеданса, имеющей высокий входной импеданс и низкий выходной импеданс и герметизированной на металлической оболочке для электростатического и электромагнитного экранирования. Схема усилителя возбуждается сигналом наноамперного тока, считываемого небольшой проводящей пластиной, которая покрывает металлическую оболочку из железоникелевого сплава, но изолирована от нее. Высокий входной импеданс интегральной схемы сводит к минимуму влияние сопротивления контакта с кожей, тогда как низкий выходной импеданс сводит к минимуму помеху в сигнальной линии, наведенную остальной частью электроники ЭКГ. Самое важно, что для работы интегральной схемы усилителя преобразователя импеданса требуется лишь 10-наноамперный ток смещения. Следовательно, одновременно могут быть зарегистрированы кривые сигналов до 100 отдельных электродов без превышения допустимого тока через тело человека.
РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Задачей настоящего изобретения является создание коннектора для электрода ЭКГ и кабеля ЭКГ, с помощью которых уменьшаются размер и вес оборудования между блоком измерения и электродом ЭКГ.
Согласно первому аспекту настоящего изобретения предложен коннектор для электрода ЭКГ для механического и электрического соединения внешнего электрода ЭКГ с проводом отведения, содержащий:
- соединительное приспособление для механического соединения коннектора для электрода ЭКГ с внешним электродом ЭКГ,
- вывод провода отведения для соединения с сигнальной линией провода отведения,
- вывод экрана для соединения с экраном провода отведения,
- электродный контакт для введения в контакт с электрическим контактом электрода ЭКГ,
- элемент фиксации потенциала, соединенный электрически между выводом провода отведения и выводом экрана, и
- резистор, соединенный электрически между выводом провода отведения и электродным контактом.
В соответствии с еще одним аспектом настоящего изобретения предложен кабель ЭКГ, содержащий:
- один или более проводов отведения,
- один или более коннекторов для электрода ЭКГ, содержащих по меньшей мере один коннектор для электрода ЭКГ, как описано в настоящем документе, причем для каждого электрода ЭКГ предусмотрено по одному проводу отведения, и каждый коннектор для электрода ЭКГ соединен с соответствующим проводом отведения для механического и электрического соединения провода отведения с электродом ЭКГ.
Предпочтительные варианты реализации настоящего изобретения определены в зависимых пунктах. Следует понимать, что заявленный кабель ЭКГ имеет предпочтительные варианты реализации, похожие и/или идентичные с предпочтительными вариантами реализации заявленного коннектора электрода ЭКГ, в частности, как определено в зависимых пунктах и как описано в настоящем документе.
Настоящее изобретение основано на идее включения в коннектор для электрода ЭКГ защитной сети, содержащей по меньшей мере один или более резисторов и элементов фиксации потенциала (предпочтительно тиристоров SIDACtor; в качестве альтернативы неоновых или газоразрядных трубок Trigard) и необязательно один или более индукторов. Таким образом, можно полностью исключить блок подключения линий, тем самым существенно уменьшив размер и вес всего оборудования, необходимого между блоком измерения и электродом ЭКГ. Коннектор для электрода ЭКГ соединен с блоком измерения посредством провода отведения. С электрической точки зрения система измерения, использующая обычные коннекторы для электрода ЭКГ и блок подключения линий, с одной стороны, и система измерения, использующая коннекторы для электрода ЭКГ, раскрытые в настоящем документе, с другой стороны, по существу равноценны и их рабочие характеристики по существу идентичные.
В варианте реализации коннектор для электрода ЭКГ также содержит индуктор, соединенный между выводом провода отведения и электродным контактом, в частности между резистором и электродным контактом. Этот индуктор обеспечивает улучшенную защиту и фильтрацию сигналов ESU.
В другом варианте реализации резистор содержит два или более резисторных элементов, соединенных последовательно. Например, для привлекательной недорогой конструкции коннектора могут быть использованы несколько дешевых резисторных элементов, соединенных последовательно. К тому же эти резисторные элементы могут быть меньшего размера по сравнению с одиночным резистором.
Коннектор для электрода ЭКГ также может содержать пластину заземления, соединенную с выводом экрана и расположенную между резистором и элементом фиксации потенциала с одной стороны и электродом ЭКГ с другой стороны, когда коннектор и электрод ЭКГ соединены. Следовательно, эта пластина заземления действует в качестве заземленного экрана, который снижает общую чувствительность к помехам.
Соединительное приспособление коннектора для электрода ЭКГ может содержать зажимное приспособление, или защелкивающее приспособление, или захватное приспособление. Поэтому может быть использована обычная механическая конструкция. Возможны другие конструкции.
В одном варианте реализации коннектор для электрода ЭКГ содержит один вывод провода отведения, один вывод экрана, один элемент фиксации потенциала и один резистор. Этот вариант реализации, в частности, используют для электродов ЭКГ, не предназначенных для измерения дыхания.
Система измерения ЭКГ медицинского назначения, как правило, обеспечивает совместимость с измерением дыхания, т.е. по меньшей мере некоторые электроды ЭКГ (обычно RA, LA и LL) используют для измерения дыхания. Биоимпеданс человеческого тела, наблюдаемый между электродами, модулируется дыханием. Таким образом, дыханием может быть измерено системой измерения импеданса в блоке измерения ЭКГ.
В системе измерения ЭКГ, использующей классические магистральный кабель и набор отведений, существуют различные типы набора отведений, которые предназначены для разных случаев применения. В частности, существует оранжевый набор отведений, который предназначен для использования в операционной. В оранжевом наборе отведений используют дополнительную защиту и фильтрацию посредством последовательного индуктора в каждом отведении набора отведений. При использовании оранжевого набора отведений функция измерения дыхания блока измерения ЭКГ ненадежная, и ее нельзя использовать. Причина в наличии индукторов, последовательно соединенных с электродами, что ослабляет сигналы модуляции и демодуляции, используемые в системе обнаружения дыхания.
Поэтому в варианте реализации коннектор для электрода ЭКГ также содержит второй вывод провода отведения для соединения со второй сигнальной линией провода отведения, второй элемент фиксации потенциала, соединенный между вторым выводом провода отведения и выводом экрана, и второй резистор, соединенный между вторым выводом провода отведения и электродным контактом. Таким образом, обеспечена дублирующая защитная сеть для поддержки улучшенной точности обнаружения дыхания.
В этом варианте реализации может оказаться предпочтительным, чтобы один конец индуктора был соединен с электродным контактом, а другой конец индуктора был соединен с резистором и вторым резистором, т.е. оба резистора одним концом соединены с одним и тем же индуктором.
В другом варианте реализации предусмотрен второй индуктор, который соединен между вторым выводом провода отведения и электродным контактом, в частности между вторым резистором и электродным контактом. Таким образом, точка соединения, где сливаются два ветви, перемещается ближе к электроду ЭКГ, что дополнительно улучшает точность системы измерения дыхания.
В последнем варианте реализации может быть предусмотрен второй электродный контакт для введения в контакт со вторым электрическим контактом электрода ЭКГ, причем индуктор соединен с электродным контактом, а второй индуктор соединен со вторым электродным контактом. Благодаря этим разделенным контактам с электродом ЭКГ поддерживается простой способ обнаружения того, соединен ли коннектор для электрода ЭКГ с электродом ЭКГ.
Коннектор для электрода ЭКГ также может содержать второй вывод экрана для соединения с экраном провода отведения, причем второй элемент фиксации потенциала соединен между вторым выводом провода отведения и вторым выводом экрана. Это дополнительно улучшает защиту.
В практической реализации резистор может иметь сопротивление по меньшей мере 2 кОм, в частности в диапазоне от 2 кОм до 50 кОм или в диапазоне от 5 кОм до 20 кОм, например 10 кОм.
Предлагаемый кабель ЭКГ содержит один или более проводов отведения и один или более предложенных коннекторов для электрода ЭКГ. Он также может содержать по меньшей мере два провода отведения дыхательного типа, каждый из которых имеет две сигнальные линии, и по меньшей мере два коннектора для электрода ЭКГ, содержащих дублирующую защитную сеть, как описано выше, причем каждый из упомянутых по меньшей мере двух коннекторов для электрода ЭКГ соединен с соответствующим проводом отведения дыхательного типа.
Кабель ЭКГ также может содержать по меньшей мере один провод отведения недыхательного типа, каждый из которых имеет одну сигнальную линию, и по меньшей мере один коннектор для электрода ЭКГ, имеющий одинарную защитную сеть, как описано выше, причем упомянутый по меньшей мере один коннектор для электрода ЭКГ соединен с соответствующим проводом отведения недыхательного типа.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Эти и другие аспекты настоящего изобретения будут очевидны из описанных ниже вариантов реализации и пояснены со ссылкой на них. На следующих чертежах:
на Фиг. 1 показан вид в перспективе варианта реализации электрода ЭКГ и кабеля ЭКГ, содержащего коннектор для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 2 показан вид в сечении кабеля ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 3 показана принципиальная схема первого варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 4 показана принципиальная схема второго варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 5 показана принципиальная схема третьего варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 6 показана принципиальная схема четвертого варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 7 показана принципиальная схема пятого варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 8 показана принципиальная схема шестого варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 9 показана принципиальная схема седьмого варианта реализации коннектора для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 10 показан вид сверху практической реализации кабеля ЭКГ, включающего коннектор для электрода ЭКГ, показанный на Фиг. 9;
на Фиг. 11 показан вид сверху кабеля ЭКГ, включающего вариант реализации коннектора для электрода ЭКГ для измерения дыхания;
на Фиг. 12 показан вид сверху кабеля ЭКГ, включающего вариант реализации коннектора для электрода ЭКГ, который не предназначен для измерения дыхания;
на Фиг. 13 показан вид сверху кабеля ЭКГ, включающего вариант реализации коннектора для электрода ЭКГ с экраном;
на Фиг. 14 показана принципиальная схема варианта реализации известной системы измерения дыхания;
на Фиг. 15 показана принципиальная схема варианта реализации системы измерения дыхания в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 16 показана принципиальная схема варианта реализации системы измерения ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением;
на Фиг. 17 показана схема еще одного варианта реализации кабеля ЭКГ, использующего идентичные коннекторы для электрода ЭКГ; и
на Фиг. 18 показана схема еще одного варианта реализации кабеля ЭКГ, использующего разные коннекторы для электрода ЭКГ.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
На Фиг. 1 показан вид в перспективе варианта реализации электрода 100 ЭКГ и кабеля 200 ЭКГ, содержащего коннектор 1 для электрода ЭКГ, а на Фиг. 2 показан вид в сечении кабеля 200 ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением. Кабель 200 ЭКГ содержит один (или более) провод (проводов) 300 отведения и один (или более) коннектор (коннекторов) 1 для электрода ЭКГ. Как правило, предусмотрен один провод 300 отведения на каждый электрод 100 ЭКГ, и каждый коннектор 1 для электрода ЭКГ соединен с соответствующим проводом 300 отведения. Один (или более) провод (проводов) отведения может (могут) быть объединен (объединены) в общий кабель, соединяющий один (или более) электрод (электродов) ЭКГ с блоком измерения ЭКГ (не показана), например, с мобильным блоком или монитором ЭКГ. Провод 300 отведения обычно содержит сигнальную линию 301, передающую сигнал измерения, и экран 302 для экранирования сигнальной линии 301 от излучения, создающего помехи.
Коннектор 1 для электрода ЭКГ содержит соединительное приспособление 10 для механического соединения коннектора 1 для электрода ЭКГ с электродом 100 ЭКГ. Соединительное приспособление 10 может, как правило, содержать любого рода средство соединения, которое обеспечивает фиксированное механическое соединение коннектора 1 для электрода ЭКГ с электродом 100 ЭКГ во время использования. Например, оно может содержать зажимное приспособление, или защелкивающее приспособление, или захватное приспособление. В варианте реализации, показанном на Фиг. 1 и 2, соединительное приспособление 10 коннектора 1 для электрода ЭКГ содержит охватывающую часть 11 соединения, которая входит в зацепление с соответствующей охватываемой частью 101 электрода 100 ЭКГ, причем упомянутая охватываемая часть представляет электрический контакт электрода ЭКГ. Например, корпус 12 коннектора 1 для электрода ЭКГ может быть выполнен соответствующим образом.
Коннектор 1 для электрода ЭКГ также содержит защитные элементы (также называемые предохранительными элементами), в частности элемент 13 фиксации потенциала (в данном варианте реализации тиристор SIDACtor), который соединен между выводом 14 провода отведения и выводом 15 экрана, и резистор 16, который соединен между выводом 14 провода отведения и электродным контактом 17. Элемент 13 фиксации потенциала и резистор 16 могут быть, например, расположены на печатной плате (ПП) 18, которая установлена внутри коннектора 1 для электрода ЭКГ, или могут быть соединены между соответствующими проводами (не показано).
Как правило, электроды ЭКГ (и соответствующие коннекторы для электрода ЭКГ), которые могут участвовать в 4-проводной системе обнаружения дыхания (обычно электроды ЭКГ RA, LA и LL), отличаются от всех остальных электродов ЭКГ (и соответствующих коннекторов для электродов ЭКГ), которые не должны участвовать в 4-проводной системе обнаружения дыхания (обычно электроды ЭКГ RL и V1-V6). Электроды ЭКГ (и соответствующие коннекторы для электродов ЭКГ), которые не используют для измерения дыхания, не требуют двойной схемы защиты.
На Фиг. 3 показана принципиальная схема первого варианта реализации коннектора 1a для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением, который не может быть использован для измерения дыхания. Коннектор 1a для электрода ЭКГ содержит, помимо электродного контакта 17, один вывод 14 провода отведения, один вывод 15 экрана, один элемент 13 фиксации потенциала и один резистор 16 (Rs). Элемент 13 фиксации потенциала соединен между выводом 14 провода отведения и выводом 15 экрана. Резистор 16 соединен между выводом 14 провода отведения и электродным контактом 17.
На Фиг. 4 показана принципиальная схема второго варианта реализации коннектора 1b для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением, который может быть использован для измерения дыхания в 4-проводной системе обнаружения дыхания (с использованием двух электродов ЭКГ, каждый из которых соединен, например, с одним таким коннектором 1b для электрода ЭКГ). В дополнение к элементам первого варианта реализации коннектора 1a для электрода ЭКГ, показанного на Фиг. 3, коннектор 1b для электрода ЭКГ также содержит второй элемент 19 фиксации потенциала, второй резистор 20 (Rsv) и второй вывод 21 провода отведения для соединения со второй сигнальной линией (не показана) провода 300 отведения. Второй элемент 19 фиксации потенциала соединен между вторым выводом 21 провода отведения и выводом 15 экрана. Второй резистор 20 соединен между вторым выводом 21 провода отведения и электродным контактом 17.
На Фиг. 5 показана принципиальная схема третьего варианта реализации коннектора 1c для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением, который не может быть использован для измерения дыхания. В дополнение к элементам первого варианта реализации коннектора 1a для электрода ЭКГ, показанного на Фиг. 3, коннектор 1c для электрода ЭКГ также содержит индуктор 22 (Ls), соединенный между выводом 14 провода отведения и электродным контактом 17, в частности между резистором 16 и электродным контактом 17. Индуктор обеспечивает улучшенную защиту и фильтрацию между электродом ЭКГ и блоком измерения ЭКГ, когда пациент подвергается электорхирургическим (ESU) процедурам, что особенно важно для наборов отведений, используемых в операционной.
На Фиг. 6 показана принципиальная схема четвертого варианта реализации коннектора 1d для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением, который может быть использован для измерения дыхания (с использованием двух электродов ЭКГ, каждый из которых соединен, например, с одним таким коннектором 1d для электрода ЭКГ). В дополнение к элементам второго варианта реализации коннектора 1b для электрода ЭКГ, показанного на Фиг. 4, коннектор 1d для электрода ЭКГ также содержит индуктор 22 (Ls), соединенный между вторым выводом 21 провода отведения и электродным контактом 17, в частности между вторым резистором 20 и электродным контактом 17. Один конец индуктора 22 соединен с электродным контактом 17, а другой конец индуктора 22 соединен с резистором 16 и вторым резистором 20.
Точность измерения дыхания импедансным методом может быть дополнительно улучшена за счет дублирования индуктора внутри коннектора для электрода ЭКГ. На Фиг. 7 показана принципиальная схема пятого варианта реализации коннектора 1e для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением, использующим данный вариант. В дополнение к четвертому варианту реализации коннектора 1d для электрода ЭКГ, показанному на Фиг. 6, коннектор 1e для электрода ЭКГ также содержит второй индуктор 23 (Lsv), соединенный между вторым выводом 21 провода отведения и электродным контактом 17, в частности между вторым резистором 20 и электродным контактом 17. Измеренный импеданс для коннектора 1e для электрода ЭКГ равен Rbody (сопротивление тела)+2⋅Z_электрода (импеданс электрода ЭКГ), что является улучшением по сравнению с коннектором 1d для электрода ЭКГ, показанного на Фиг. 5, поскольку импеданс Ls индуктора не играет роли в измеренном импедансе.
На Фиг. 8 показана принципиальная схема шестого варианта реализации коннектора 1f для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением. В дополнение к пятому варианту реализации коннектора 1e для электрода ЭКГ, показанному на Фиг. 7, коннектор 1f для электрода ЭКГ дополнительно содержит второй электродный контакт 24. В данном варианте реализации электрический контакт электрода ЭКГ может быть разделен на два электрических контакта 102, 103, причем первый электрический контакт 102 соединен с первым электродным контактом 17, а второй электрический контакт 103 соединен со вторым электродным контактом 24. Однако два электрических контакта 102, 103 предпочтительно соединены электрически (т.е. замкнуты накоротко) внутри электрода 100 ЭКГ. Двойное соединение коннектора 1f для электрода ЭКГ с электродом 100 ЭКГ дает преимущество, заключающееся в обеспечении надежного обнаружения того, соединен ли коннектор 1f для электрода ЭКГ с электродом 100 ЭКГ (если два электродных контакта 17 и 24 замкнуты накоротко) или нет (если два электродных контакта 17 и 24 разомкнуты).
В 4-проводной конфигурации дыхания, как показано на Фиг. 4, 6, 7 и 8, защитные резисторы 16 (Rs) и 20 (Rsv) не рассеивают много энергии во время дефибрилляции, например, обычно <1 Дж каждый при Rs=Rsv=10 кОм для одного импульса дефибрилляции. Для надежного рассеяния этой энергии достаточно относительно маленьких (по размеру) резисторов. Однако наряду с номинальной энергией резисторы также должны быть способы справляться с напряжением дефибрилляции вплоть до 5 кВ. Обычно для этого требуются большие (по размеру) резисторы. Меньшие резисторы возможны при использовании методов заливки. Еще одной альтернативой является разделение резисторов Rs и Rsv на несколько последовательно соединенных резисторов, как показано на Фиг. 9.
На Фиг. 9 показана принципиальная схема седьмого варианта реализации коннектора 1g для электрода ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением. В отличие от шестого варианта реализации коннектора 1f для электрода ЭКГ, показанного на Фиг. 8, в коннекторе 1g для электрода ЭКГ резистор 16 содержит два или более резисторных элементов 16a-16c, соединенных последовательно, и второй резистор 20 содержит два или более резисторных элементов 20a-20c, соединенных последовательно. Например, в варианте реализации, показанном на Фиг. 9, резистор 16 разделен на три резисторных элемента с одинаковым значением сопротивления, и резистор 20 разделен на три резисторных элемента с одинаковым значением сопротивления. В другом варианте реализации только резистор 16 или резистор 20 содержит два или более резисторных элементов. В вариантах реализации коннекторов для электродов ЭКГ, имеющих только один резистор 16, та же самая идея тоже может быть использована, т.е. резистор 16 может содержать два или более резисторных элементов 16a-16c.
В варианте реализации, показанном на Фиг. 9, n резисторных элементов (в примере реализации, показанном на Фиг. 9, n=3) используются соединенными последовательно, причем каждый имеет значение Rs/n и Rsv/n. Рассеяние энергии каждым резисторным элементом и напряжение на каждом резисторном элементе уменьшаются пропорционально с увеличением n и, следовательно, каждый резисторный элемент может быть меньше и дешевле, что приводит к более компактному и дешевому решению в целом для коннектора для электрода ЭКГ. Кроме того, последовательное соединение может быть сконструировано в произвольной физической конфигурации (например, прямой, круговой и т.д.), что делает возможной более привлекательную конструкцию коннектора для электрода ЭКГ.
В еще одних вариантах реализации коннектора для электрода ЭКГ индукторы 22, 23 могут быть разделены и реализованы в виде последовательной сети аналогично резисторам 16, 20 в варианте реализации, показанном на Фиг. 9.
На Фиг. 10 показан вид сверху практической реализации кабеля 200a ЭКГ, включающего коннектор 1g для электрода ЭКГ, показанный на Фиг. 9. Провод 300a отведения содержит первую сигнальную линию 301, соединенную с первым выводом 14 провода отведения, вторую сигнальную линию 303, соединенную со вторым выводом 21 провода отведения, и экран 302, соединенный с выводом 15 экрана. Таким образом, данный кабель 200a обеспечивает 4-проводную поддержку дыхания посредством дублирующих защитных сетей и двух сигнальных соединений с 2-проводным экранированным проводом 300a отведения. Разделенные резисторы (в данном случае каждой резистор разделен на три резисторных элемента) делают возможными резисторные элементы малого физического размера, а также гибкие расположение и компоновку резисторных сетей. Кроме того, два отдельных контакта 17, 24 с электродом 100 ЭКГ обеспечивают внутри блока измерения ЭКГ простое обнаружение того, прикреплен ли электрод 100 ЭКГ или нет. Более того, встроенные элементы 13, 19 фиксации потенциала ограничивают наивысшее напряжение в проводе отведения и тем самым ослабляют требования к способности провода отведения справляться с напряжением.
Как правило, индуктор нужен только в том случае, если коннектор для электрода ЭКГ предназначен для использования в операционной. Если использование в операционной исключено, можно рассмотреть версии коннектора для электрода ЭКГ, которые, например, показаны на Фиг. 11 и 12, где изображен вид сверху. Эти конструкции могут быть меньше по физическому размеру для повышения комфорта пациента.
На Фиг. 11 показан вид сверху кабеля 200b ЭКГ, включающего вариант реализации коннектора 1h для электрода ЭКГ, который поддерживает 4-проводное измерение дыхания с использованием двойных защитных сетей и предназначен для отведений, которые могут быть использованы для измерений дыхания (например, RA, LA и LL). Он не содержит индуктора. Используются разделенные резисторы, которые позволяют использовать резисторные элементы с пониженным номинальным напряжением для уменьшения физического размера. Кроме того, используются разделенные электрические контакты электрода ЭКГ, которые поддерживают простое обнаружение того, подсоединен ли электрод ЭКГ или нет.
На Фиг. 12 показан вид сверху кабеля 200c ЭКГ, включающего вариант реализации коннектора 1i для электрода ЭКГ, который предназначен для всех остальных отведений (например, RL и V1-V6). Он не содержит индуктора. Провод 300 отведения в данном варианте реализации содержит одну сигнальную линию 301. Коннектор 1i для электрода ЭКГ содержит одинарную защитную сеть.
Для удержания защитных элементов внутри коннектора для электрода ЭКГ могут быть встроены одна или несколько ПП. Такая ПП может иметь несколько проводящих слоев. Один слой может быть использован в качестве экрана. Это уменьшит чувствительность системы измерения ЭКГ к помехам. На Фиг. 13 показан вид сверху кабеля 200c ЭКГ, включающего вариант реализации имеющего экран коннектора 1j для электрода ЭКГ. Пластина 25 заземления покрывает наибольшую часть электрода 100 ЭКГ, в частности возле защитных элементов, и электрически соединена с экраном 302 провода 300a отведения.
Разбиение элементов из блока измерения ЭКГ на электроды ЭКГ в обычной системе измерения ЭКГ показано на Фиг. 14, изображающей вариант реализации известной системы 400 измерения дыхания. Она содержит блок 401 измерения импеданса, коннектор 402, магистральный кабель 403, коннекторы 404, 405 для электрода ЭКГ и электроды 406, 407 ЭКГ. Система измерения дыхания импедансным методом (внутри блока измерения импеданса) возбуждает переменный ток i_ac в теле пациента и измеряет напряжение V между узлами A, B. Фактический измеренный импеданс представляет собой последовательный импеданс Rbody+2⋅Z_электрода+2⋅Z_Ls+2⋅Rs. Элементы фиксации потенциала обычно расположены внутри блока 401 измерения импеданса. Индукторы Ls защиты от ESU встроены в коннекторы 404, 405 для электрода ЭКГ. Магистральный кабель 403 содержит последовательные защитные резисторы Rs.
В 2-проводной системе измерения дыхания резисторы Rs, как правило, имеют значение Rs=1 кОм. Значение Rs ограничено, т.к. более высокое значение Rs приводит к снижению точности измерения Rbody. Низкоомные резисторы Rs предпочтительны для точного измерения Rbody, но рассеивают больше энергии, когда пациент подвергается процедурам дефибрилляции, и поэтому должны быть большого физического размера.
На Фиг. 15 показана принципиальная схема первого варианта реализации системы 500 измерения дыхания в соответствии с настоящим изобретением. Она содержит блок 501 измерения импеданса и, для каждого электрода 100 ЭКГ, провод 300 отведения и коннектор 1a для электрода ЭКГ. По сравнению с обычной системой 400 измерения дыхания, показанной на Фиг. 14, магистральный кабель полностью исключен, а защитные элементы все помещены в коннекторы 1a для электрода ЭКГ, как показано на Фиг. 5.
Измерение Rbody может быть выполнено более точно с использованием 4-проводной системы измерения импеданса. На Фиг. 16 показана принципиальная схема второго варианта реализации системы 600 измерения ЭКГ в соответствии с настоящим изобретением, в которой использована такая 4-проводная система 601 измерения импеданса. Система 600 измерения ЭКГ импедансным методом помимо 4-проводного блока 601 измерения импеданса содержит для каждого электрода 100 ЭКГ провод 300a отведения (содержащий два сигнальных провода и экран, как, например, показано на Фиг. 10) и коннектор 1d для электрода ЭКГ, как показано на Фиг. 6.
При 4-проводном измерении дыхания измеренный импеданс равен Rbody+2⋅Z_электрода+2⋅Z_Ls. Значение Rsv не играет роли при измерении импеданса, т.к. напряжение измеряют после соединенного последовательно сопротивления Rs в тракте модулятора на стороне индуктора. Соединенные последовательно сопротивления Rsv в тракте измерения напряжения требуются для защиты, но не видны в измеренном импедансе ввиду отсутствия тока i_ac в Rsv. В результате 4-проводной способ измерения дыхания обеспечивает улучшенный и более надежный подход к измерениям Rbody. Импеданс индукторов Ls все же виден в последовательном соединении с Rbody.
Поскольку в 4-проводном способе измерения импеданса резисторы Rs и Rsv оба не видны в измерении импеданса, их значения могут быть увеличены в сравнении с первоначальной 2-проводной конфигурацией, показанной на Фиг. 15. Например, могут быть использованы Rs=Rsv=10 кОм. Повышенное сопротивление приводит к уменьшению энергии, рассеиваемой во время процедур дефибрилляции. Следовательно, для 4-проводной системы измерения дыхания могут быть использованы резисторы меньшего физического размера, чем в 2-проводной конфигурации, показанной на Фиг. 15.
В отличие от обычной системы измерения ЭКГ, где все еще присутствует блок подключения линий, в котором находятся элементы фиксации потенциала, согласно системе измерения ЭКГ, изображенной на Фиг. 16, блок подключения линий исключен. Защитные и предохранительные компоненты (резистор, элемент фиксации потенциала и индуктор) помещены внутри коннектора 1d для электрода ЭКГ. Коннектор 1d для электрода ЭКГ соединен с системой 601 измерения импеданса посредством провода 300 отведения. Электроды 100 ЭКГ, которые могут участвовать в системе измерения дыхания, имеют дублирующие защитные сети (элемент фиксации потенциала и резистор).
С электрической точки зрения система 600 измерения в соответствии с настоящим изобретением и сравнимая обычная система измерения, использующая магистральный кабель, по существу эквиваленты, и их рабочие характеристики идентичные. Предложенное разделение на части защитных элементов внутри коннекторов для электродов ЭКГ возможно и эффективно в комбинации с 4-проводным обнаружением дыхания, поскольку 4-проводной способ позволяет увеличить значения сопротивления резисторов Rs и Rsv, как объяснено выше, которые рассеивают меньше энергии из импульса дефибрилляции и поэтому могут быть меньшего размера.
На Фиг. 17 показана схема примера реализации кабеля 210 ЭКГ (также называемого набором отведений ЭКГ), взаимодействующего с тремя электродами ЭКГ за счет использования трех проводов 300a отведения. Защитная сеть встроена в коннекторы 1d для электрода ЭКГ, поддерживающие 4-проводное измерение дыхания.
На Фиг. 18 показана схема другого примера реализации кабеля 220 ЭКГ с использованием других коннекторов для электрода ЭКГ, поддерживающего пять электродов ЭКГ посредством пяти проводов отведения. Три коннектора 1d для электрода ЭКГ и соответствующие провода 300a отведения дыхательного типа выполнены с возможностью 4-проводного измерения дыхания, а два коннектора 1c для электрода ЭКГ и соответствующие провода 300 отведения недыхательного типа выполнены без возможности 4-проводного измерения дыхания.
Хотя изобретение проиллюстрировано и описано в подробностях на чертежах и в вышеизложенном описании, такие иллюстрацию и описание следует считать приведенными в качестве иллюстрации или примера, но не ограничивающими; настоящее изобретение не ограничено описанными вариантами реализации. При осуществлении на практике настоящего заявленного изобретения изучение чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения специалистам в данной области позволит им понять и осуществить другие модификации описанных вариантов реализации.
В формуле изобретения слово «содержащий/включающий» не исключает другие элементы или этапы, а грамматические средства выражения единственного числа не исключают множества. Единственный элемент или иной модуль может выполнять функции нескольких объектов, перечисленных в формуле изобретения. Сам факт того, что определенные меры изложены во отличающихся друг от друга зависимых пунктах формулы, не означает того, комбинация этих мер не может быть использована эффективно.
Никакие номера позиций в формуле изобретения не следует рассматривать как ограничивающие объем изобретения.