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    公开号:WO1989002245A1
    申请号:PCT/JP1988/000906
    申请日:1988-09-09
    公开日:1989-03-23
    发明作者:Norio Akamatsu；Yasuhiro Toyosu
    申请人:Kawabe, Jiro；
    IPC主号:A61B5-00
    专利说明:
    [0001] 明 細 書 生体電位測定方法 技 術 分 野
    [0002] 本発明は主として、 心電計または脳波計に使用されて、 人体表面に現れる心 電位や脳波電位を測定する方法に関する。 背 景 技 術
    [0003] 心電計や脳波計に於て、 体表面に現れる生体電位を、 生体に接触する電極で 正確に測定する為には、 電極と体表面との接触抵抗を充分に低くすることが大 切である。 しかしながら、 体表面は部分的に電極との接触抵抗が大きく変動し、 また、 個人差による変動も大きい。 電極が接続される初段アンプの入力インピ 一ダンスを、 接触抵抗に比べて充分に高くすることは、 接触抵抗の変動による 測定誤差を少なくする。 しかしながら、 入力インピーダンスが高い初段アンプ は、 誘導ノイズの影響を受け易く、 また、 長期間にわたって、 高入力インピー ダンスを保持することが難しく、 経年劣化による測定誤差を発生し易い。
    [0004] 実際の生体電位測定に於て、 電極と生体との接触抵抗を、 初段アンプの入力 インピーダンスに比べて充分に低くすることが難しく、 このことが生体電位測 定の誤差の原因となっている。 特に、 多数の生体表面から同時に電位を測定し て、 生体表面の導電位図を表示する体表面心電計に於ては、 各点の測定誤差は 表示図に著しい影響を与える。 また、 多数の点から同時に生 ¼電位を測定する 場合、 全ての点から正確に生体電位を測定するのは著しく難しい。
    [0005] また、 体表面に直接接触することなく、 誘電体を介して平面電極を体表面に 接近ざせて生体電位を測定する非接触式の絶縁物電極も開発ざれている。 この 電極は、 体表面と電極板と誘電体とで作られるコンデンサーを介して生体電位 が電極板に誘導される。
    [0006] この電極は、 静電容量とヘッドアンプの入力インピーダンスで検出できる最 低の周波数が決まり、 静電容量と入力インピーダンスが大きいぼど、 低い周波 数の生体信号を検出できる。 ところが、 この構造の電極も、 接触式の電極と同 様に、 電極と体表面との接触状態によって検出される生体電位が変動する。
    [0007] 電体が完全に体表面に密着しない場合は、 電極に検出ざれる生体電位が低下す . る。
    [0008] 従って、 この構造の電極も、 生体電位を常時正確に測定することが出来ない。 本発明は、 この欠点を除去する為 tこ開発されたもので、 この発明の重要な目 的は、 生体に基準信号を加え、 この基準信号 電極で測定すること ί よって、 電極が έ確に生体電位を検出するかどうかを検査し、 これによつて正確に生体 電位が測定できる測定方法を提供するにある。 発 明 の 開 示
    [0009] この発明の生体電位測定方法は、 生体に電極を接触または接近させて、 電極 誘導ざれる電位でもつて生体に発生する電気信号を検出する生体の電位測定 方法であって、 生体に基準信号を加え、 この基準信号を電極で検出して、 電極 の生体信号検出状態を検査している。
    [0010] 特に、 本発明の生体電位測定方法は、 生体の多数の点から電位を測定するの に好適である。 生体の多数の点に、 好ましい状態で全ての電極を接触すること は難しい。 また、 多数の電極が生体から正確に電位を測定することも難しい。 この発明は、 生体に補正信号を加えている。 生体に加えられた補正信号は、 電 極で検出ざれる。 電極で検出された補正信号は、 電極の接触状態を示している。 多数の電極の生体に対する電気的な接触状態は、 電極に検出される生体からの 補正信号で検査することができる。 従って、 この発明の生体電位測定方法は、 多数の電極で生体から信号を検出するのに好適である。 図 面 の 簡 単 な 説 明
    [0011] 第 1図および第 4図はこの発明の生体電位測定方法に使用される装置の具体 例を示すブロック線図、 第 2図は第 1図に示されるアンプのブロック線図、 第 3図は電極に誘導される波形と補正された心電信号と比較器の出力波形とを示 すグラフ、 第 5図は第 4図に示す装置の併用アンプの一例を示すプロック線図、 第 6図は電極に誘導される基準信号波形を示すグラフ、 第 7図ないし第 9図は 電極に検出され 'る心電波形 基準信号とを示すグラフ、 第 1 0図は第 5図の併 用アンプに使用できるアンプのプロック線図、 第 1 1図および第 1 2図は人体 に基準信号を加える他の実施例を示すプ口ック線図である。 発明を実施する為の最良の形態
    [0012] 以下、 本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
    [0013] 本発明の生体電位測定方法は、 主として人体表面に現れる心電位や脳波の測 定に使用される。 ただ、 この発明の生体電位測定方法は、 生体表面に現れる全 ての電位測定、 例えば筋電位の測定等にも使用できる。 特に、 本発明の方法は、 複数の点から同時に生体電位を測定して、 隣接電極との相対電位を表示し、 あ るいは全体の測定電位信号から等電位図を表示する装置に最適である。
    [0014] 以下、 本発明の方法を心電位測定に使用する具体例について述べるが、 脳波 や筋電位測定にもほぼ同様の状態で使用できる。 特に、 この発明の生体電位測定方法は、 生体の多数の点から信号を検出する 装置、 例えば、 体表面の多数の点から心電信号を検出する体表面心電計に最適 である。
    [0015] 体表面心電計は、 例えば、 体表面の 4 0〜： I 0 0 0点から心電位を測定する。 心電位は、 電極で測定される。.従って、 4 0〜 1 0 0 0の電極が体表面に接触 ざれる。 各電極によって測定された心電信号は、 デジタル量に変換されてコン ビュー夕に入力ざれる。 コンピュータは、 入力信号を演算して、 例えば、 第 1 図に示す体表面の電位分布図を計算する。 計算された電位分布図は、 モニタや •プリンタに表示ざれる。
    [0016] 何れかの電極の接触状態が十分でないと、 電極に誘導される心電位に誤差が できて体表面分布図に歪ができる。 体表面分布図を見て、 歪の原因が、 生体に あるか、 測定誤差にあるかは判断できない。 電極の接触状態を検査する方法を 以下に記述する。 '
    [0017] 第 1図に示す心電位測定方法は、 人体とアースとの間に基準信号を加えてい る。 基準信号と心電位とが電極に検出ざれる。 基準信号は基準信号アンプ 2で 増幅ざれ、 、 心電位は心電アンプ 3で増幅ざれる。 基準信号アンプ 2は、 入力 側に、 アースと人体との間の電位を測定する差動アンプ 2 6を備えている。 心 電アンプ 3は、 人体の特定点に対する心電位が人力される。
    [0018] 電極 4で検出ざれた基準信号は基準信号アンプ 2に入力され、 この信号が基 準信号アンプ 2で増幅されて、 電極 4の接触状態が検査される。
    [0019] 基準信号には、 電極 4と体表面 1 3との接触電位による誤差の影響を除く為 に、 例えば、 サイン波や矩形波等の交流信号を使用する。
    [0020] 人体に加えられる基準信号には、 レベル変動の少ない交流が使用ざれる。 こ れは、 基準信号アンプ 2が、 検出信号レベルを検出することによって電極 4の 接触状態を測定するからである。 ただ、 全ての電極 4が同時に基準信号を検出 する場合、 多少レベル変動する基準信号を人体に加えることも可能である。 こ れは、 基準信号によって、 全ての電極の接触状態の相対値を検査できることが 理由である。 例えば、 基準信号レベルが基準値よりも低い場合、 全ての電極の 接触状態が完全であると、 全ての電極は基準値よりも低いが、 同一レベルで基 準信号を測定することができる。
    [0021] この基準信号の周波数は、 低周波用の基準信号アンプ 2の増幅可能周波数範 囲に調整ざれる。 基準信号アンプ 2に、 低周波用のオペアンプを使用する場合、 最高周波数が数 101^112〜数100 kHzまでの信号を増幅できる。 従って、 基準信号発振器 1の発振周波数は、 数 k H z〜数 100 k H z以下に調整ざれ る。 ただ、 基準信号アンプ 2に、 高い周波数が増幅できる素子を使用する場合、 基淮信号の周波数をこれより高い周波数、 例えば、 500 kHz〜数 MHzに 設定することも可能である。 また、 この基準信号の周波数が低すぎると、 1周 期が長すぎるので、 通常 1 Hz以上、 好ましくは 10Hz以上に決定される。 基準信号の周波数は、 好ましくは、 装置を駆動する電源の周波数に等しく、 例えば 50〜60Hz調整される。 この周波数は、 誘導ノイズの影響を少なく することに効果がある。 これは、 基準信号が電源の周波数に等しいと、 誘導ノ ィズと基準信号とが同じ周期の信号となるからである。 すなわち、 電極に誘導 され、 あるいは、 ヘッドアンプに誘導されるノイズと基準信号の周期が等しい と、 電極が測定する基準信号に誘導ノイズがマスクされるからである。
    [0022] 基準信号発振器]が人体に加える基準信号レベルは、 検出された基準信号の SZN比が充分に良くなるように、 ピーク一ピーク間の電圧が、 通常 2mV以 上、 好ましくは、 5mV以上、 更に、 好ましくは、 1 OmV以上に決定ざれる。 基準信号レベルが高すぎると、 基準信号アンプ 2が入力信号でクリップする。 第 1図に示すように、 人体に直接基準信号を加える場合、 基準信号発振器 1の 出力電圧ば、 ピーク一ピーク間で 2 0 V以下、 好ましくは 1 0 V以下に調整さ れる。
    [0023] 基準信号アンプ 2の入カインピーダンスは、 電極の体表面接触電位に比べて 充分に高く調整ざれる。 例えば、 通常 5 0 0 Κ Ω以上、 好ましくは 1 ΜΩ以上、 更に好ましくは 5 M Ω以上に決定される。 基準信号アンブ 2の入力インビーダ ンスは、 使用される電極の種類、 すなわち、 電極一体表面の接触抵抗を基準に 決定される。 電極の接触抵抗が低い場合、 5 0 0 Κ Ω以下でも使用できる。 入 カインピーダンスが低い基準信号アンブは、 誘導ノィズの影響が少ない状態で 基準信号を測定できる。
    [0024] 基準信号ァンブ 2と心電アンプ 3の入力インピーダンスを等しくすると、 基 準信号アンプ 2と心電アンプ 3とが、 電極 4が検出した基準言号と心電位とを 同一の条件で測定できる。
    [0025] 基準信号アンプ 2の出力インピーダンスは充分に低く、 好ましくは 1 Κ Ω以 下に設計される。
    [0026] 基準信号アンプ 2は、 差動アンプ 2 6の出力側に接続ざれたカヅブリングコ ンデンサー 5で直流分を除去し、 この信号をダイオード 6で整流して、 電極 4 に検出ざれた基準信号の測定レベルを測定する。
    [0027] この基準信号ァンプ 2は、 測定した基準信号をダィオード 6で整流して平滑 用コンデンサー 2 3を充電している。 平滑用コンデンサー 2 3には、 電極 4が 測定した基準信号のピーク値に比例した出力信号が得られる。
    [0028] 基準信号がサィン波の場合、' 電極 4で検出された基準信号の振幅を連続的に 測定することが可能である。 第 2図に、 基準信号の振幅が連続的に測定できる 基準信 ァンブ 2 2を示す。 この基準信号アンプ 2 2は、 A2 s i n2^ +A2 c o s 20 = A2の原理を利用して、 サイン波の振幅を連続的 に測定している。 すなわち、 電極が測定した基準信号であるサイン波 （As i n Θ) を、 乗算器 7で 2乗して A2 s i ri20の信号を得ている。 また、 サイン 波を積分回路 9で積分して、 入力信号に対して位相が 90度ずれたコサイン波 (Ac 0 s 0) を作り、 このコサイン波を乗算器 8で 2乗して A2 c 0 s2O 信号を得ている。 乗算器 7、 8の出力信号を加算器 10で加算して、
    [0029] A2 s i n20 +A2 c 0 s20 =A2の信号を得ている。 この信号は交流成分を含 まず、 振幅 （A) に対応した出力を得ることができる。 この回路は、 電極に検 出された基準信号の振幅レベルを直流成分として出力するので、 常時連続して 電極の接触状態が検出できる。 .
    [0030] このように、 本発明の生体電位の測定方法は、 生体に基準信号を加え、 電極 で、 この基準信号と生体信号の両方を検出している。 この為、 電極と生体との 接触状態が悪く、 生体電位が正確に測定できない場合、 基準信号の測定レベル も低下する。 従って、 電極で検出ざれる基準信号レベルによって、 電極が、 生 体電位を正確に測定できるかどうかが簡単に判別できる。
    [0031] 今仮に、 電極が生体に完全に接触せず、 生体電位を正しい値の半分のレベル にしか検出できない場合、 この電極が検出する基準信号レベルも 2分の 1に低 下する。 すなわち、 基準信号レベルによって電極の接触が悪く、 生体の測定電 位が半分であることが判別できる。
    [0032] この為、 電極が基準信号を検出することによって、 生体との接触状態を正確 に検出できる。
    [0033] この発明の生体電位測定方法は、 人体に一定レベルの基準信号を加え、 この 基準信号の測定レベルで電極の接触状態を検出している。 電極で検出された基 準信号のレベル、 言い替えれば、 電極が生体にどのような状態で接触している かによつて、 心電アンプの増幅率を制御するなら、 接触状態が不十分な電極か ら正確な心電位を測定できる。 このことを実現する為に、 第 1図に示す心電ァ ンブ 3ば、 基準信号アンプ 2の出力電圧で増幅率が制御されている。
    [0034] 電極 4の接触状態が良好な状態、 言い替えれば、 電極 4が所定レベルの基準 信号を測定できる状態に於ては、 心電アンプ 3は、 あらかじめ定められた増幅 率、 例えば 1 0 0 0倍とか 2 0 0 0倍に検出した心電位を増幅する。 電極 4の 体表面への接触が悪く、 基準信号レ ルが低下すると、 電極が測定する心電位 レベルも低下する。 電極 4の接触状態が悪くなつて、 電極 4が検出する基準信 号レベルが規定値から低下すると、 心電アンプ 3の増幅率を高く制御する。 心 電アンプ 3の増幅率は、 規定の値から低下した基準信号アンプ 2の出力で制御 され、 基準信号レベルが低下すると、 心電アンプ 3の増幅率を 1 0 0 0倍また は 2 0 0 0倍よりも高くする。 従って、 心電アンプ 3は、 基準信号レベルが規 定の値にあるかどうかを測定する為の基準電源 1 2を備える。 基準電源 1 2の 出力は、 比較器 1 1で基準信号レベルに比較ざれる。 比較器 1 1の出力信号は、 心'電アンプ 3の増幅率を調整する。 基準電源 1 2は、 電極 4が正常に体表面に 接触した時の基準信号アンプ 2の出力電圧に等しく調整ざれている。 言い替え れば、 比較器 1 1の出力信号レベルが零のとき、 電極 4は正しい電位を測定し、 電極 4の接触状態が悪くなつて、 基準信号のレベルが低下するに従って、 比較 器 1 1の出力レベルが高くなる。 よって、 心電アンプ 3は、 比較器 1 1の出力 レベルが大きい程増幅率を高くする。
    [0035] この状態を第 3図に於て説明する。 第 3図 （A) 、 (B ) に於て、 第 3図 （ A) は電極が正しい電位を測定し、 第 3図 （B ) は電極の接触状態が悪く、 測 定電位が低い状態を示している。 これ等の図に於て、
    [0036] ( 1 ) は電極に検出ざれた心電位、 ( 2 ) は電極に検出された基準信号、
    [0037] ( 3 ) は基準信号レベルで補正された心電アンプ 3の出力、
    [0038] (4 ) は心電アンプ 3の比較器 1 1の出力を示している。
    [0039] 第 3図 （A) ( 4 ) に示すように、 電極が正しい電位を検出するとき、 比較 器の出力が零となり、 心電ァンブは決められた増幅率で心電信号を増幅する。 第 3図 （B ) ( 2 ) に示すように、 基準信号レベルが低下すると、 （4 ) で 示すように、 心電アンプの比較器の出力レベルが上昇し、 この信号で心電アン プの増幅率が高く調整され、 正しい、 低く測定された心電位を大きく増幅する。 心電アンプ 3は自動利得制御アンプで、 増幅率が、 基準信号アンプ 2が検出 する基準信号レベルの大きさに反比例して大きくなるように制御ざれる。 言い 替えれば、 基準信号アンブ 2の出力レベルが、 規定の値の半分のときには、 心 電アンプ 3の増幅率を規定値の 2倍とし、'基準信号レベルが 3分の 1のときに は、 心電アンプ 3の増幅率を 3倍とする。 これは、 電極が、 基準信号と心電位 とを一緒に測定するので、 電極の接触状態が悪くて基準信号レベルが半分にな ると、 測定される心電位も半分に低下するためである。 すなわち、 電極で検出 される基準信号レベルが半分の時には、 心電位を 2倍に増幅することによって、 正しい心電位を計算できる。
    [0040] 第 1図に示す測定方法は、 心電位と基準信号とを同時に測定することもでき る。 ただし、 この回路で基準信号を心電位と一緒に連続的に測定する場合、 基 準信号が心電信号に影響を与えないように、 人体に加える基準信号レベルを低 く調整して、 基準信号アンプに高感度でノイズのアンブを使用し、 または、 基 準信号の周波数を心電信号に比べて充分に高くし、 心電アンプに基準信号を除 去するフィルターを設けて基準信号を除去する。 この回路は、 基準信号レベル を検出しながら、 連続ないしはほぼ連続して心電位を補正できる。 実際の心電測定に於ては、 電極の接触状態が短時間に著しく変動することは 少ない。 この為、 一定の周期で電極の接触状態を検出し、 その後に心電位を測 定して、 前に測定した基準信号で心電位を補正することも可能である。 すなわ ち、 基準信号測定と心電測定とを時間をずらせて時分割に測定することもでき る。
    [0041] 第 1図の測定回路に於て、 心電位と基準信号とを時分割に測定する場合、 心 電位測定時には基準信号を人体に加える必要がない。 従って、 この場合、 図に 示すように、 基準信号発振器 1の出力側に短絡スィッチ 1 ' を接続し、 心電位 を測定する時には短絡スィッチをショートさせ、 あるいは、 基準信号発振器 1 の発振を停止する。
    [0042] この発明は、 人体に基準信号を印加する方法を第 1図に示す状態に特定しな い。 第 4図には、 人体に基準信号を加える他の実施例を示す。 ここに示される 装置は、 電極 44に接続ざれている緩衝アンプ 1 7が、 基準信号と心電信号の' 両方を増幅する。 この装置は、 電極 4 4で測定ざれた基準信号と心電信号の両 方が、 緩衝アンプ 1 7に入力される 従って、 この方式は、 電極 44が、 基準 信号と心電信号とを同一の条件で測定できる特長が実現できる。
    [0043] この図に示ざれる回路は、 心電位と基準信号とを時分割に測定する。 また、 この回路は、 人体に基準信号に対応する微弱な電流を流し、 これによつて基準 信号を測定する。
    [0044] この図に示される回路で基準信号を測定する方法は、 基準信号発振器 4 1の 出力を人体の右足と両手との間に加える。 すなわち、 右足と両手との間に基準 信号を通電して、 人体に基準信号を加える。 電極 44は心電位と基 信号の両 方を検出し、 この検出信号を併用アンプ 2 4が增幄している。
    [0045] 併用アンプ 2 4は、 基準信号と心電位の何れかを切り換えて時分割に増幅す る。 すなわち、 基準信号を検出して電極 4 4の接触状態を測定した後、 心電位 を測定し、 基準信^ "の測定レベルで心電位の測定レベルを補正する。 従って、 併用アンプ 2 4は、 制御回路 1 4でもって、 基準信号と心電位の何れを増幅す るかが切り換えられる。 制御回路 1 4は、 併用アンプ 2 4が基準信号を増幅す る時にのみ、 人体に基準信号を加える。 この為、 基準信号発振器 4 1の出力と 両手との間にスイッチング素子 1 5が接続されている。 スイッチング素子 1 5 は制御回路 1 4でオン、 オフ制御され、 スイッチング素子 1 5は、 基準信号を 測定する時にのみオン状態に切り換えられる。
    [0046] 第 4図に示される併用アンプ 2 4の詳細図を第 5図に示す。 この併用アンプ 2 4は、 心電アンプ 4 3と、 基準信号アンプ 4 2と、 入力切換スィッチ 1 6と を備えている。 入力切換スィッチ 1 6は制御回路 1 4で切り換えられる。 入力 切換スィッチ 1 6が図の実線で示される位置にあると、 電極 4 4の検出信号は， 心電アンプ 4 3に入力される。 入力切換スィッチ 1 6が、 鎖線で示す位置に切 り換えられると、 電極 4 4の検出信号は、 基準信号アンプ 4 2に入力される。 基準信号アンプ 4 2は、 入力された基準信号を増幅し、 出力側のコンデンサ 一 4 5で直流成分を除去する。 直流成分が除去された交流成分の基準信号は、 ダイオード 4 6で整流され、 基準信号のレベルに比例した直流に変換ざれる。 このダイォード 4 6出力側の直流電圧は、 電極が検出する基準信号レベルに比 例するので、 この出力信号レベルでもって、 電極の接触状態を検査確認するこ とができる。
    [0047] 基準信号ァンプ 4 2の出力であるダイオード 4 6の出力電圧は、 例えばこれ を、 ブラウン管オシロスコープやテレビ等のモニタで観測し、 あるいは、 ブリ ンタに印刷して確認し、 電極の接触状態を知ることができる。 基準信号アンプ 4 2の出力をモニタで観測し、 あるいは、 プリンタに印刷して確認する場合、 コンデンサー 4 5の入力側、 あるいは出力側で測定することもできる。
    [0048] 電極の接触状態をモニタやプリンタで確認する場合、 基準信号を人体に加え て全ての電極の接触状態を検査し、 電極が良好な状態で人体に接触することを 確認した後、 基準信号を人体に印加するのを停止して、 心電位を測定する。
    [0049] 第 1図の回路も、 モニタやプリンタで電極の接触状態が確認できる。 この場 合、 差動アンプ 2 6の出力波形を測定する。
    [0050] モニタやプリンタで電極の接触状態を確認して心電位を測定する装置は、.全 ての電極が良好な状態で人体に接触しない限り、 正確な心電位を測定できない。 基準信号で心電アンプの増幅率を制御する装置は、 多少電極の接触状態が悪く ても、 正確に心電位を測定できる。
    [0051] 第 4図と第 5図とに示す回路も、 第 1図の装置と同様に、 電極の接触状態に よって心電アンプ 43の増幅率を制御することができる。 この場合、 第 1図の 心電アンプ 3と同様に、 心電アンプ 4 3に自動利得制御回路が使用される。 心 電アンプ 43は、 基準信号アンプ 42の出力で增幅率が制御ざれて、 電極の心 電位検出信号を、 電極の接触状態に合わせて補正する。
    [0052] すなわち、 電極 44の信号は、 初段の緩衝アンプ 1 7で増幅されたのち、 入- 力切換スィッチ 1 6を通過して、 心電アンプ 4 3または基準信号アンプ 4 2に 入力ざれる。 心電アンプ 4 3は、 基準信号アンプ 4 2の出力信号で増幅率が制 御ざれ、 検出心電位を正しい値に補正した後、 最終段の差動アンプ 1 8で基準 レベルに比較される。
    [0053] ただ、 この回路は、 基準信号と心電位とを時分割に測定するので、 ダイォー ド 4 6の出力側には、 サンブルホールド素子 4 7が接繞ざれている。 サンプル ホールド素子 4 7は、 基準信号アンプの出力レベルを一時的に記憶して、 記憶 する電圧値で、 心電アンプ 43の増幅率を制御する。 サンプルホールド素子 4 7は、 制御回路 1 4で制御ざれるスィッチ 1 6が基準信号アンプに切り換えら れた瞬時にリセットされ、 その後にダイオードが入力される電圧値を記憶する。 最終段の差動アンプ 1 8は、 第 1図と同様に、 片足と両手の検出電位を加算 した値と、 心電アンプ 4 3との差成分を増幅する。 ただ、 図示しないが、 心電 アンプ 4 3に差動アンプを使用して、 心電アンプ 4 3でもって、 基準レベルに 比較して心電位を増幅することも可能である。
    [0054] ところで、 基準信号発振器 4 1から人体に基準信号が加えられて、 アンプが 基準信号を増幅する時間帯は、 好ましくは、 基準信号の 1サイクルよりも長く 設定する。 これは、 電極 44に誘導される心電位に含まれる直流成分を除去す る為である。 金属製の電極 44が人体表面に接触すると、 人体表面にある汗等 の導電液と金属電極とで局部電池が出来、 この局部電池によつて発生する直流 成分が心電位に含まれる。 この局部電池の起電力は、 電極 44と体表面との接 触状態の変化によって著しく変動する。 従って、 電極 44に誘導される心電位 に含まれる直流成分が変動し、 検出電位の零レベルが変動する。 基準信号に交 流を使用し、 プラス一マイナスのビーク間電圧を測定して基準信号のレベルを 検出することによって、 電極に誘導ざれる心電位に含まれる直流成分の影響を 解消できる。 すなわち、 零レベルが変動しても基準信号のピーク一ピーク間の 電圧は変化しない。
    [0055] また、 基準信号に、 零からスタートして零ボルトで終る半サイクルサイン波 を使用しても、 心電位に含まれる直流成分の影響を除くことができる。 すなわ ち、 電極で測定された基準信号を、 スタート時と半サイクル終了時とで零ボル トに修正することによって、 電極測定信号に含まれる直流成分を賒去すること ができる。 例えば、 電極 44が測定する基準信号レベルが、 第 6図で示すよう に、 スタート時に 1 O O mV、 半サイクル終了時に 1 5 0 mVとなる場合、 ス タート時には 1 O OmVを零ボルトに、 半サイクル終了時には 1 5 0 mVを零 ポルトに修正して直流成分の変動を除去できる。
    [0056] また、 基準言号を測定する時にも、 体表面には心電位が誘導されているので、 電極に誘導ざれる基準信号には心電位が加算ざれている。 しかしながら、 基準 信号の周波数を心電位の周波数に比べて充分に高くして、 電極で検出ざれた基 準信号のレベルを、 基準信号のブラス一マィナスのビーク一ピークとの間のレ ベルとして測定する場合、 心電位による基準信号の零レベルの変動による測定 誤差を解消できる。
    [0057] ところで、 第 4図に示す測定方式は、 基準信号と心電位とが同時に測定出来 ないので、 基準信号の検出時間ば、 心電位の検出時間を制約する。 言い替えれ ば、 基準信号を検出して電極の接触状態を測定している状態では、 心電位を検 出できない。 従って、 基準信号の検出時間を短くして、 心電位の測定時間を長 くするのが良い。 基準信号発振器 4 1の発振周波数を高くすることは、 基準信 号の検出時間を短縮できる。 従って、 基準信号の測定時間を短縮するには、 基 準信号発振器 4 1の発振周波数をアンプが増幅できる、 出来る限り高い周波数 とする。
    [0058] ただ、 測定方法によっては、 一定の周期で繰り返す心電波形を検出する場合、 基準信号の検出時間が長くても、 心電信号の検出に殆ど制限を受けない。 すな わち、 基準信号を検出して、 電極の接触状態を測定した後、 1〜数拍の心電信 号を測定することができる。
    [0059] 第 7図と第 8図とは、 心電信号に対して基準信号を人体に える時間帯を示 す。 これ等の図面に於て （1 ) は電極に誘導ざれる心電波形を示しており、 （ 2) は基準信号を示している。 これ等の図において、 横軸に時間軸を示し、 縦 軸は電圧値を示している。 第 7図に示す方法は、 （2 ) に示すように、 心電信号が殆ど零レベルの時間 帯に、 人体に基準信号を加えている。 この方法は、 基準信号が心電信号の測定 時間を殆ど制約しない。 と言うのは、 心電位が殆ど現れない時間帯に於ては、 通常の心電計は心電位を測定しない為である。 この測定方法は、 基準信号を人 体に加えて電極の接触状態を測定した後、 一定の時間 （例えば 1拍） の心電位 を測定し、 心電位の測定値を、 先に測定した基準信号の測定レベルで補正する。 この方法は、 心電位を一定の時間に渡って連続的に測定し、 あるいは、 極めて 短い時間間隔 （例えば数 〜数 m秒間隔） で測定する場合に最適である。
    [0060] ところで、 心電位の測定に於ては、 電極の接触状態はそれほど急激に変化し ない場合が多い。 言い替えれば、 電極の接触状態が悪い場合、 心電波形全体の レベルが一定の時間、 ほぼ同一の割合で低くなることが多い。 従って、 心電位 を測定する場合、 第 7図に示すように、 心電信号が殆ど零レベルの時に人体に 基準信号を加えて電極の接触状態を測定し、 その直後の心電信号のピーク値近 傍を測定し、 先に測定した基準信号で心電信号を補正しても、 ほとんどの場合、 それほど大きな誤差を生じない。
    [0061] 電極の接触状態を検出してから、 心電位の検出する迄の時間'を短縮すること は、 より正確な心竜の測定に有効である。 このことは、 心電位測定の直前に、 每回電極の接触状態を検出することによって実現できる。
    [0062] 第 8図に示す測定方法は、 （2 ) に示すように、 基準信号を極めて短い時間 人体に加えている。 この方法は、 基準信号を人体に加えて電極の接触状態を測 定した後、 基準信号を停止して心電位を測定する。 この方式は、 電極の接触状 態を検出した直後に心電位を検出して補正できる。 従って、 電極の接触状態が、 1拍の間で変動しても正確に心電位が補正できる。
    [0063] この測定方法の場合、 基準信号を人体に加える時間は、 心電位を測定するに 必要な時間よりも短くする。 例えば、 1ミリ秒間隔で心電位を測定し、 心電位 の測定に要する時間 （心電位を AD変換し、 あるいは、 サンプルホールド回路 に記憶ざせるに必要な時間） が 1 0 0マイクロ秒の場合、 基準信号を人体に加 える時間は、 9 0 0マイクロ秒よりも短く決定される。
    [0064] 1周新が 9 0 0マイクロであるサイン波の周波数はゝ 約 1 . 1 k H zである。 従ってこの場合、 余裕をみて、 好ましくは、 1 . 5 k H zより高い周波数の基 準信号を使用する。 この厨波数の基準信号は、 安価なオペアンプで充分に増幅 出来る。 基準信号の周波数を 1 5 k H zとすれば、 9 0 0マイクロ秒の間に、 1 0サイクル以上の基準信号が検出できる。
    [0065] 第 4図に示すように、 人体に基準信号を流す方式は、 電極の位置によって基 準信号の誘導電位が^ 1&するように見受けられる。 しかしながら、 本発明者等 が実際に行った実験では、 不思議なことに、 第.4図に示すように、 片足と両手 との間に基準信号発振器 4 1を接繞し、 人体胸部の基準信号を検出したところ、 胸部における基準信号のレベル差は殆どなかった。 これは、 人体全体が 1つの 導体となり、 この導体全体が同一レベルになる為と推測される。 すなわち、 人 体の抵抗は、 人体と基準信号発振器 1との接触抵抗 (R) に比べて相当に小ざ く、 人体全体が同一レベルの電圧になると推測される。
    [0066] この為、 電極が体表面に正常に接触する場合、 全ての電極は、 同一レベルで 基準信号を検出する。 従って、 電極が検出した基準信号は、 検出位蘆によって 補正することなく、 電極の接触状態が測定できる。
    [0067] ' 第 4図に示すように、 人体に基準信号を流して電極の接触状態を測定する場 合でも、 基準信号と心電位とを同時に測定することも可能である。 これを実現 するには、 基準信号を逢続して人体に加える。 基準信号が加わった心電信号は 電極で検出される。 電極で検出ざれた信号は、 第 9図に示すように、 心電波形 が基準信号で変動している。 この信号からは、 基準信号のみが通過するバンド パスフィルターでもって基準信号が選別される。 バンドパスフィルターの出力 信号は、 電極で検出された基準信号レベルに比例する。 すなわち、 バンドパス フィルターの出力信号で電極の接触状態が測定される。 心電信号は、 第 9図に 示すように、 基準信号の正負のビーク A Bの中間点 Cの電位として検出できる。 中間点 Cの電位を測定するには、 基準信号に同期して、 互いに隣接する基準信 号の正負のピーク電圧を検出してその平均をとり、 あるいは、 正負の中間点の 電圧を検出する。
    [0068] 第 5図に代わって、 基準信号と心電ィ言号とを一緒に検出できる回路を第 1 0 図に示す。 この回路は、 バンドパスフィルター 1 9を備える基準信号アンプ 9
    [0069] 2と、 心電アンプ 9 3とを備えている。 この回路は、 第 5図のアンプに代わつ て使用できる。 ただし、 この回路を使用する場合、 連続して人体に基準信号を 加えるので、 基準信号発振器と人体との間のスイッチング手段 1 5は必ずしも 必要なく、 また、 心電アンブ 4 3と基準信号アンプ 4 2とを切り換える入力切 換スィッチ 1 6、 および制御回路 1 4も必要ない。
    [0070] この回路は、 電極で検出された信号から、 パンドパスフィルター 1 9によつ て基準信号を検出する。 バンドパスフィルター 1 gの出力をダイオード 9 6で 整流して、 基準信号レベルに比例した基準信号出力を得る。 同時に、 電極で検 出された信号は心電アンプ 9 3で増幅される。 心電アンプ 9 3には、 図示しな いが、 基準信号発振器から同期信号が入力ざれる。 心電アンプ 9 3は、 基準信 号発振器からの同期信号によって、 基準信号の正負のピーク値、 あるいは、 正 負のピークの中間の時の信号を出力する。 基準信号の正負のピーク値が出力さ れる場合、 この出力信号を A/D変換して平均値を求めることができる。
    [0071] また、 第 1 0図の鎖線で示すように、 心電アンプ 9 3の入力側に、 基準信号 を除去するパンドエリミネ一トフィルター 2 0を接続し、 このバンドエリミネ ートフィルター 2 0で、 基準信号を除去して心電信号を検出することも可能で ある。
    [0072] 電極で検出された心電信号は、 前述の方法と同様にして、 自動利得制御回路 である基準信号アンプ 9 2で補正して増幅される。
    [0073] 第 1図および第 4図に示す回路は、 電極で検出した基準信号レベルでもって 心電信号を補正して増幅している。 ただ、 この発明は、 必ずしも電極で測定し た基準信号で心電信号を補正する必要はない。 最も簡単な方法は、 電極で測定 ざれた基準信号を増幅して直接にモニタに表示し、 モニタを見て電極の接触状 態を調べ、 全ての電極が確実に体表面から電気信号を測定できることを確認し た後、 心電信号を測定することもできる。 .
    [0074] ところで、 この発明は、 多数の点から生体電位を測定し、 測定結果をコンビ ユータで演算処理してモニタやプリンタに表示させる 「体表面心電計」 に最も 有効に利甩できる。 体表面心電計は、 人体の胸部から心電信号を測定し、 測定 した心電信号から体表面の等電位図を演算して表示する。 この心電計は、 通常 5 0〜数百の電極から同時に心電信号を測定する。 ·
    [0075] この心電計は、 電極で測定された心電信号を一旦はコ ピュータのメモリに 記憶させて演算処理する。 この場合、 心電信号を測定する前に人体の基準信号 を電極で測定し、 その測定結果をメモリに記憶させ.、 メモリの記憶値でもって、 基準信号の直後に測定ざれる心電信号を補正することも可能である。 例えば、 人体に 1 H z以上の基準信号を加えて、 これを電極で測定し、 この信号を一定 の増幅率に増幅した後、 アナログ一デジタル変換してメモリに記憶させ、 その 直後に、 人体に基準信号を加えるのを停 lbして電極でもって心電信号を測定し、 心電信号を一定の増幅率に増幅してメモリに記憶させ、 心電信号の記憶値を基 準信号の記憶値で補正することも可能である。 すなわち、 基準信号のレベルが 規定の値の 2分の 1である電極で測定し心電信号は、 2を掛けて補正し、 また、 基準信号のレベルが規定の 3分の 1である電極で測定された心電信号は、 3を 掛けて補正する。
    [0076] 第 1図と第 4図とに示す回路は、 心電信号アンプに自動利得制御回路を使用 して、 心電信号を補正しているが、 心電信号をコンピュータで演算処理する場 合、 基準信号と心電信号の両方をコンピュータに記憶させ、 コンピュータの基 準信号でもつて心電信号を補正する演算処理をさせることも可能である。
    [0077] 第 1図に示す回路は、 生体に基準信号を流すことなく基準信号を加えること ができる。 この方式は、 基準信号発振器 1をアースと人体とに接続して、 人体 全体を同電位として、 アースを基準に基準信号を加えている。 電極で測定され た基準信号は、 アースに対する基準信号として検出ざれて電極の接触状態が測 定される。
    [0078] さらに、 第 1 1図に示すように、 足とアースとの間に基準信号発振器 1 1 1 を接続し、 心電アンプ 1 1 3でもって基準信号を増幅することも可能である。 この回路は、 人体の全体が同電位となって基準信号で変動されるので、 言い替 えれば、 基準信号に対して人体の全体が同一の電位となるので、 本発明者等は、 心電アンプ 1 1 3で基準信号が測定出来ないと考えた。 すなわち、 心電アンプ 1 1 3は、 両手と片足に対する胸部の相対的な電位を測定するので、 人体の全 体が同電位で変動するなら、 心電アンプ 1 1 3は基準信号を測定できないと考 えられる。
    [0079] ところが、 不思議なことに、 本発明者等が実際に実験してみると、 心電アン プでもって基準信号が測定できたのである。 心電アンプ 1 1 3が基準信号を測 定できるのは、 両手と片足の電位を測定する電圧ゲインが 1である加算アンプ 1 1 4の入力インピーダンスが無限大でないことが理由である。 すなわち、 加 算アンプ 1 1 4に入力電流が流れると、 実際に加算アンプ 1 1 4に入力ざれる 信号は、 足に加えられた基準信号よりも多少低くなる。 加算アンプ 1 1 4に入 力電流が流れると、 加算アンプ 1 1 4の入力端子と人体との抵抗値（入力側抵 抗値） に、 入力電流を掙けた電圧降下が発生し、 この電圧降下分だけ低い基準 信号が加算アンプに入力される。 曾い替えれば、 加算アンブ 1 1 4の実際の入 力信号は、 人体と同電位とはならない。 加算アンプ 1 1 4に実際に入力される 信号と、 人体の基準信号との差は、 入力側抵抗値に入力電流を掛けた値となる。 入力側抵抗値は一定であるが、 加算アンプ 1 1 4の入力電流は基準信号に比例 するので、 加算アンプ 1 1 4の実質入力信号と基準信号との差は、 基準信号に 比例する。 心電アンプ 1 1 3は、 加算アンプ 1 1 4の出力信号を電極の検出電 圧と比較して、 その差成分を増幅している。 加算アンプ 1 1 4の実質入力電圧 が人体と同電位'：でないと、 各心電アンプ 1 1 3の一方に基準信号とは異なるレ ベルの信号が入力ざれる。 従って、 心電アンブ 1 1 3が基準信号を測定できる ことになる。
    [0080] この回路は、 心電アンプ 1 ί 3の接繞を変更することなく、 基準信号が測定 できるので、 簡単に基準信号が測定できる特長がある。
    [0081] 人体に加える基準信号は、 歪んだ波形も使用できる。 もっとも簡単に人体に 基準信号を加えるには発振器を必要としない。 数十 cmないし数メートルの電線 を基準信号の発振器に使用できる。 人体の基準信号を加える箇所に電線を接続 して基準信号を加えることができる。 人体に接続ざれた電線には電源からノィ ズが誘導ざれる。 この誘導ノィズは電源の周波数に等しく歪んだサイン波であ る。 電源の講導ノイズは歪んでいるが、 これが人体を導電位に変動ざせるので、 基準信号に使用できる。 この方法は最も簡単に人体に基準信号を加えることが できる。
    [0082] 更に、 第 1 2図に示すように、 人体に直接基準信号発振器 1 2 1を接続せず に、 人体に基準信号を加えることも可能である。 すなわち、 図に示すように、 人体の下方に合成樹脂等の絶緣材 1 2 2を介して誘導電極 1 2 3を設け、 この 誘導電極 1 2 3とアースとの間に基準信号を加え、 誘導電極 1 2 3から人体に 基準信号を誘導させ、 人体に誘導ざれた基準信号を電極 1 2 4で測定して、 電 極 1 2 4の接触状態を検出することも可能である。
    [0083] この場合、 基準信号は、 誘導電極 1 2 3と人体との間の静電容量を介して人 体に誘導される。
    [0084] 第 1 2図に示す装置は、 電極 1 2 4で検出した心電信号を演算する演算手段 1 2 5と、 この演算手段 1 2 5の演算結果を表示するモニタ 1 2 6とを備えて いる。 ' '
    [0085] 演算手段 1 2 5は、 心電信号を演算処理して、 体表面の電位分布図を作成す る。 演算手段 1 2 5は、 一定の時間間隔、 例えば、 0 . l〜5 m秒間隔で、 全 ての電極から同時に心電信号を取り込む。 '取り込んだ心電信号から、 一定の時 間間隔で体表面の電位分布図が演算される。
    [0086] モニタ 1 2 6は、 計算された電位分布図を、 例えば、 0 . 1〜1 0秒間隔で 順番 表示する。
    [0087] m i 2図には、 図を分かりやすくする為に、 体表面に接触する 3本の電極が 示されている。 ただ、 体表面分布図を作成する心電計は、 前にも述べたように、 多数の電極を備えている。
    [0088] 第 1図に示す心電計は、 演算手段が一体化されたモニタ 2 5を備えている。 このモニタは、 第 1 2図に示す演算手段およびモニタと同様に、 体表面電位分 布図を表示する。 ところで、 この発明の生体電位測定方法ば、 生体電位の測定手段を、 生体に 接触して生体電位を測定する電極に特定せず、 生体から電気信号を検出できる 全ての部材、 例えば、 生体には直接接触しないがこれに接近させることによつ て、 生体電位を測定する、 非接触式の電極も使用できる。 接触式の電極は、 体表面に付着ざれることによって、 ある静電容量を介して接続される。 ^なわ ち、 電極と生体表面とでコンデンサーを構成し、 このコンデンサーを介して生 体電位を測定する。
    [0089] この場合、 電極は生体の直流電位を測定できないが、 交流成分は電極のコン デンサ.一を通って検出される。 この構造の電極は、 電極が接続されている初段 アンプの入力インピーダンスを大きくすると共に、 体表面との面積を広くする ことによって、 静電容量が増加し、 低い周波数成分の信号が検出できる。 すな わち、 この電極の体表面との接触インビーダンスは、 静電容量を特定する電極 の面積、 および生体信号の周波数に反比例して小ざくする。
    [0090] また生体信号を検出する部材には、 生体が出す磁気を検出する磁気センサー 等も使用できる。 磁気センサーは、 体表面に接近させて体表面に現れる磁界を 測定する。 この場合、 生体に加える基準信号は、 磁気センサーに検出できるよ うに、 磁気信号を使ほする。 産 業 上 の 利 用 可 能 性
    [0091] 以上のように、 この発明の生体電位測定方法は、 特に、 人体の多数の点に誘 導される生体電位を測定するのに適している。 人体の多数点から同時に生体電 位を測定する場合、 全ての電極の接敏状態を良好に保つことは難しい。 また、 電極に誘導された電気信号から、 電極の接触状態を知ることも難しい。 この発 明は、 人体に基準信号を加えている。 人体に加えられた基準信号は、 電極で検 出される。 電極に誘導される基準信号が、 電極の接触状態を示す。 多数の電極 で人体の基準信号を検出することによって、 電極と人体との電気的な接触状態 が検査できる。 この為、 多くの電極で生体信号を測定するのに有効に利用され o
    权利要求:
    Claims請 求 の 範 匪
    1 . 生体に電極を接触または接近させて、 電極に誘導される電位でもって生体 に発生する電気信号を検出する生体の電位測定方法に於て、 生体に基準信号を 加え、 この基準信号を電極で検出して、 電極の生体信号検出状態を検査するこ とを特徴とする生体電位測定方法。
    2 . 生体に電極を接触または接近させて、 電極に誘導される電位でもって生体 に発生する電気信号を検出する生体の電位測定方法に於て、 生体に基準信号を 加え、 この基準信号を電極で検出して、 生体電位測定値を補正することを特徴 とする生体電位測定方法。
    3 . 基準信号に交流を使用する特許請求の範囲第 1項または第 2項記載の生体 電位測定方法。
    4 - 基準信号に電源周波数に等しい交流を使用する特許請求の範囲 3項記载 の生体電位測定方法。 '
    5 . 接地点に対して生体に基準信号を加える特許請求の範囲第 1項または第 2 項記載の生体電位測定方法。
    6 ^ 生体の少なくとも 2点に基準信号を加える特許請求の範囲第 1項または第 2項記載の生体電位測定方法。
    7 . 生体の基準信号を、 4 0以上の電極で検出する特許請求の範囲第 1項また は第 2項記載の生体電位測定方法。
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