特許 5743889 心電計システムで使用される高インピーダンスな信号検出システム及び方法

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】5743889

(24)【登録日】2015年5月15日

(45)【発行日】2015年7月1日

(54)【発明の名称】心電計システムで使用される高インピーダンスな信号検出システム及び方法

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/0408 20060101AFI20150611BHJP

   A61B 5/0478 20060101ALI20150611BHJP

   A61B 5/0492 20060101ALI20150611BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/04 300J

   A61B5/04 300V

【請求項の数】24

【全頁数】19

(21)【出願番号】特願2011-518934(P2011-518934)

(86)(22)【出願日】2009年7月17日

(65)【公表番号】特表2011-528578(P2011-528578A)

(43)【公表日】2011年11月24日

(86)【国際出願番号】US2009050979

(87)【国際公開番号】WO2010009385

(87)【国際公開日】20100121

【審査請求日】2012年6月27日

(31)【優先権主張番号】61/081,843

(32)【優先日】2008年7月18日

(33)【優先権主張国】US

【前置審査】

(73)【特許権者】

【識別番号】500364837

【氏名又は名称】フレクスコン カンパニー インク

(74)【代理人】

【識別番号】110001210

【氏名又は名称】特許業務法人ＹＫＩ国際特許事務所

(72)【発明者】

【氏名】グリーン アンドリュー

(72)【発明者】

【氏名】ゴークホール スレイ

(72)【発明者】

【氏名】バーナム ケニス

【審査官】 門田 宏

(56)【参考文献】

【文献】 国際公開第２００６／１３１８５５（ＷＯ，Ａ２）

【文献】 米国特許出願公開第２００４／００００６６３（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 特開２００５−１１０８０１（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表２００８−５４１９７７（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

ＪＳＴＰｌｕｓ／ＪＭＥＤＰｌｕｓ／ＪＳＴ７５８０（ＪＤｒｅａｍＩＩＩ）

Ａ６１Ｂ ５／０４ − ５／０５

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

約２０ｋΩ／□・ｍｉｌ以上の電極インピーダンスを有する、第１の電極導体（１ｍｉｌ＝約２．５４×１０^-5ｍ）、及び、上記第１の電極導体に隣接して設けられた第２の電極導体を備え、
上記第１及び第２の電極導体は、ともに、一つの誘電体と接するように配置され、
上記誘電体中には極性素材が分散され、前記極性素材は、上記誘電体の第１の表面における交流電界の存在に対して応答性を有し、上記誘電体は、上記第１の表面から生じる信号であってこれと対向する上記第１の電極導体が検知可能であって、かつ、当該信号とは対向していない上記第２の電極導体が検知不可となるバイオメディカル信号を生じさせる、バイオメディカルセンサシステム。

【請求項2】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記誘電体が接着剤であるバイオメディカルセンサシステム。

【請求項3】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記誘電体の前記第１の表面上に上記電極導体のアレイが存するバイオメディカルセンサシステム。

【請求項4】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１の電極導体が導電性ポリマを含有するバイオメディカルセンサシステム。

【請求項5】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１の電極導体がアルミニウム、銀、塩化銀又は導電性グラファイトを含有するバイオメディカルセンサシステム。

【請求項6】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１の電極導体が基板上に印刷されているバイオメディカルセンサシステム。

【請求項7】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１の電極導体が導電性カーボン被覆を有するバイオメディカルセンサシステム。

【請求項8】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、少なくとも約１Ω／□・ｍｉｌの抵抗値を有する導電路を介し上記第１の電極導体に接続されたモニタシステムを備えるバイオメディカルセンサシステム。

【請求項9】

請求項１記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１の電極導体と上記誘電体の合計厚が約２５０μｍ未満であるバイオメディカルセンサシステム。

【請求項10】

第１の電極導体、及び、上記第１の電極導体に隣接するようにして、第２の電極導体を設けるステップと、
上記第１及び第２の電極導体がともに接するように配置されるとともに、第１の表面から生じる信号であってこれと対向する上記第１の電極導体が検知可能であって、かつ、当該信号とは対向していない上記第２の電極導体が検知不可となる、バイオメディカル信号を生じさせる、一つの誘電体を設けるステップと、
患者に発する時変性信号を受け入れるステップと、
上記誘電体中に分散され上記誘電体の第１の表面における交流電界の存在に対して応答性を有する極性素材を設けることによって、患者からのバイオメディカル信号に応じて、上記誘電体に中間信号を生じさせるステップと、
上記バイオメディカル信号と対向する上記第１の電極導体に、当該バイオメディカル信号を検知させるステップと、
上記第１の電極導体に出力信号を供給するステップと、
約１Ω／□・ｍｉｌ以上の抵抗率を有する信号路を介しその出力信号をモニタシステムに送るステップと、
を実行することで、患者に発する時変性バイオメディカル信号を検出する方法。

【請求項11】

請求項１０記載の方法であって、上記誘電体が接着剤である方法。

【請求項12】

請求項１０記載の方法であって、上記第１の電極導体がアルミニウム、銀、塩化銀、導電性ポリマ又は導電性カーボン素材を含有する方法。

【請求項13】

請求項１０記載の方法であって、上記第１の電極導体が少なくとも約１００ｋΩの抵抗値を有する方法。

【請求項14】

請求項１０記載の方法であって、上記バイオメディカル信号が、患者の心臓から得られる心電図信号である方法。

【請求項15】

請求項１０記載の方法であって、上記バイオメディカルセンサに備わりかつ第２のバイオメディカル信号と対向する第３の電極導体に当該第２のバイオメディカル信号を別途供給するステップを有する方法。

【請求項16】

請求項１５記載の方法であって、上記第１から第３の電極導体が、当該第１から第３の電極導体間に跨るよう設けられた上記誘電体の上にある方法。

【請求項17】

第１の電極導体及び第２の電極導体を備え、上記第１及び第２の電極導体は、互いに隣接するとともに、一つの信号レセプタと接するように配置され、
バイオメディカル信号の存在に応答して向きが物理的に変化する素材を含むことにより、上記信号レセプタの第１の表面から生じる信号であってこれと対向する上記第１の電極導体が検知可能であって、かつ、当該信号とは対向していない上記第２の電極導体が検知不可となるバイオメディカル信号を生じさせる、バイオメディカルセンサシステム。

【請求項18】

請求項１７記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１及び第２の電極導体を含む複数の電極導体によってアレイが形成されており、そのアレイを構成する個々の電極導体が、当該複数の電極導体間に跨るよう設けられた上記信号レセプタに接しているバイオメディカルセンサシステム。

【請求項19】

請求項１７記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記信号レセプタを形成する素材が、誘電分散を呈する接着剤であるバイオメディカルセンサシステム。

【請求項20】

請求項１７記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記第１及び第２の電極導体が、いずれも、約５０ｋΩ／□・ｍｉｌ以上の抵抗率を有するバイオメディカルセンサシステム。

【請求項21】

請求項１７記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記複数の電極導体によってＥＣＧ用ハーネスが形成されており、そのＥＣＧ用ハーネスを構成する個々の電極導体が、当該複数の電極導体間に跨るように上記信号レセプタに接しているバイオメディカルセンサシステム。

【請求項22】

第１の長さ、幅及び厚みを有する可撓構造支持層、第２の長さ、幅及び厚みを有する導電電極層、及び第３の長さ、幅及び厚みを有する一つの誘電体層を備え、当該一つの誘電体層が、時変性信号の存在に応じその誘電特性が変化する誘電体を含み、
上記導電電極層は、切れ目無く延設された上記誘電体層に接する、電極導体のアレイを含み、
上記誘電体層は、バイオメディカル信号の存在に応答して向きが物理的に変化する素材を含む、バイオメディカルセンサシステム。

【請求項23】

請求項２２記載のバイオメディカルセンサシステムであって、
上記誘電体層は極性素材が実質的に分散された接着剤から構成されるとともに、少なくとも２０ｋΩ／□・ｍｉｌのインピーダンスを有するように形成される、バイオメディカルセンサシステム。

【請求項24】

請求項２２記載のバイオメディカルセンサシステムであって、上記可撓構造支持層、上記導電電極層及び上記誘電体層の合計厚が約２５０μｍ未満であるバイオメディカルセンサシステム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本願は、２００８年７月１８日付米国暫定特許出願第６１／０８１８４３号に基づく優先権主張を伴う出願である。この参照を以て当該暫定特許出願の全内容を本願に繰り入れることとする。

【0002】

本発明は、被検体内の電気信号を検出するセンサシステム、特に心電計（electro-cardiogram:ＥＣＧ）システムに関する。

【背景技術】

【0003】

従来のＥＣＧシステムでは、良好な導電性を呈する素材で被検部位表面・医療機器間の導電路を形成するのが普通である。例えばＥＣＧシステム等のバイオメディカル分野では、電極として、導電感圧接着剤を使用するもの（特許文献１）、導電接着性ヒドロゲルを使用するもの（特許文献２）、導電親水感圧接着剤を使用するもの（特許文献３）が知られている。

【0004】

図１に、一従来例に係る高伝導性の電極１０を模式的に示す。この電極１０は、イオン導電型の接着層１２、電極導体１４及び支持基板１６を備えている。接着層１２を患者に付着させると、その下にある身体部位から接着層１２を介し導体１４へと電気信号が伝わり、その先につながるモニタへとその電気信号が送られていく。ＥＣＧシステムで接着層１２として使用されるのは、水溶塩を分散させたイオン導電性ヒドロゲル等である。その種のヒドロゲルは、適宜調製することで、皮膚装着用接着剤としても機能させることができる。

【0005】

ただ、こうしたヒドロゲルは幾らか水分を含むものである。そのため、使用時まで密封パッケージに入れる等して封止環境内に保管しておく必要があるし、湿度が綿密に管理されていない環境では再使用できないことが多い。これらの制約は、導電性が高い接着層を備える電極の低コスト化にも、またその電極の活用局面多様化にも支障となっている。

【0006】

また、このヒドロゲルを介した信号の取込はイオン導電機構によるものであるので、信号レセプタ（信号受入層）としてのインピーダンスが低い値になってしまう。そのため、その電極導体として、銀及び塩化銀（Ａｇ／ＡｇＣｌ）を含有するもののように、シート抵抗値（従来使用されていたΩ／□／ｍｉｌ単位の値ではなくΩ／□単位の面抵抗率を単位体積当たりにした値）が０．１〜０．５Ω／□・ｍｉｌ程度のものを使用せざるを得なくなる。この電極導体の層は、ポリマフィルム上を覆う導電性カーボン被覆（そのインピーダンスは一般に約１〜１０００Ω／□／ｍｉｌ）の上に形成され、高導電率の出力導体を介しモニタに接続される層であり、生体内でイオンとして発生した信号を電気信号に変換して導電液中に送り出すトランスデューサとして働く。安定な化学的構造を有するＡｇ／ＡｇＣｌを使用し電極導体を形成すると、ＡｇＣｌが電解質内でイオンとして働き、電極導体内に電流が自由に出入りする。

【0007】

更に、ヒドロゲル付の電極を皮膚に接触させると、そのヒドロゲルを介し電極導体内外にイオンが拡散する。仮に、電極導体として銅を使用したとすると、電極電位（３４０ｍＶ）が心電図信号の電位（〜１ｍＶ）よりも高くなるので、その電極電位を打ち消すのに基準電極を設けることが必要となる。しかし、これは現実的な策とはいえない。電極電位はイオン性相互作用が原因で経時的に変動するものであるし、２個の電極を設けた場合、当該電極及びその下にある皮膚の表面状態は電極間で異なるものである。これらは電極間に電位差をもたらし、それは信号間オフセットとなって現れる。その点、ＡｇＣｌであれば電極電位が５ｍＶ未満になるため、通常のモニタで容易に対処でき、心電図信号の検出にも支障にならない。こうした事情があるため、心臓に現れる動悸の振幅をモニタに伝えねばならないＥＣＧ分野では、ノイズレベルが低レベル（１０μＶ未満）となるＡｇＣｌを使用せざるを得ない。

【0008】

そして、複数の検出電極がハーネスシステム（配線システム）で接続されることがある。その際に使用される個数は通常は３〜１３個であるが、それ以上の個数になることもある。使用する検出電極の個数が多いほど、被検部位例えば患者の心臓を検査する際、多くの参照ポイントを利用できるからである。例えば、図２に例示するＥＣＧ用ハーネスシステムでは、１０個以上のレセプタ付電極２０が共通のハーネス２２に接続されている。そのハーネス２２は、心電図モニタ（図示せず）に接続可能なコネクタ２４に接続されている。この図のようなハーネスシステムであれば、心電図モニタへの係止作業を、配線が電極別になっている構成に比べ容易に行うことができる。また、患者にあまり不快感を感じさせずに、よりしっかりと身体に装着することができる。しかしながら、ヒドロゲルが低インピーダンスであるので、ＥＣＧ用ハーネスシステムに対しても、その電気的インピーダンスが低いことが求められる。

【0009】

なお、特許文献４には、水不感・交流場反応型で、電極内のポリマフィルムや接着層として使用できる複合材が記載されている。この複合材には、交流場の印加に応じその誘電特性が変化する（例えば誘電分散を呈する）性質がある。即ち、その片面に交流信号が供給されたときに、誘電特性が変化し他面から電荷を放出する性質がある。そのため、この複合材であれば、その両面間を静電容量的に結合させることができる。同文献の記載によれば、信号レセプタとしてのインピーダンスが約１００ｋΩ以上という高い値になりうる。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0010】

【特許文献1】米国特許第４８４８３５３号明細書

【特許文献2】米国特許第５８００６８５号明細書

【特許文献3】米国特許第６１２１５０８号明細書

【特許文献4】米国特許出願公開第２００４／００００６６３号明細書

【特許文献5】米国特許第３９１１９０６号明細書

【特許文献6】米国特許第４００８７２１号明細書

【特許文献7】米国特許第４０７４０００号明細書

【特許文献8】米国特許第４２９３６６５号明細書

【特許文献9】米国特許第４３５２３５９号明細書

【特許文献10】米国特許第４４６０３６９号明細書

【特許文献11】米国特許第４７９８７７３号明細書

【特許文献12】米国特許第５１２０３２５号明細書

【特許文献13】米国特許第５１２０４２２号明細書

【特許文献14】米国特許第５１４３０７１号明細書

【特許文献15】米国特許第５３３８４９０号明細書

【特許文献16】米国特許第５３６２４２０号明細書

【特許文献17】米国特許第５３８８０２６号明細書

【特許文献18】米国特許第５４２１９８２号明細書

【特許文献19】米国特許第５６４５０６２号明細書

【特許文献20】米国特許第６２１４２５１号明細書

【特許文献21】米国特許第６２３２３６６号明細書

【特許文献22】米国特許第６３４２５６１号明細書

【特許文献23】米国特許第６５７６７１２号明細書

【特許文献24】米国特許出願公開第２００２／００３７９７７号明細書

【特許文献25】米国特許出願公開第２００４／００７３１０４号明細書

【特許文献26】米国特許出願公開第２００６／００７４２８４号明細書

【特許文献27】英国特許出願公開第２１１５４３１号明細書（Ａ）

【特許文献28】国際公開第ＷＯ９５／３１４９１号パンフレット

【特許文献29】国際公開第ＷＯ９７／２４１４９号パンフレット

【特許文献30】国際公開第ＷＯ２００６／１３１８５５号パンフレット

【特許文献31】米国特許第６３２７４８７号明細書

【特許文献32】米国特許出願公開第２００６／００６９３２０号明細書

【特許文献33】カナダ国特許出願公開第２４７７６１５号明細書（Ａ１）

【非特許文献】

【0011】

【非特許文献1】"A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes," Searle et al., Physiological Measurement, Institute of Physics Publishing, Bristol, GB, Vol.21, No.2, p.271-283, May 1, 2000.

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0012】

しかしながら、バイオメディカルセンサ用ハーネスシステムに対しては、更に安価で実用的なものにすることが求められている。即ち、様々な用途で簡便に且つ低コストで利用可能で、その感度が高く、広範な医療従事者に有用な情報を提供可能なものにすることが求められている。

【課題を解決するための手段】

【0013】

ここに、本発明の一実施形態に係るバイオメディカルセンサシステムは、約２０ｋΩ／□・ｍｉｌ以上の電極インピーダンスを有する高インピーダンス電極導体と、その電極導体の表面上に位置する誘電体と、を備え、その誘電体を挟み電極導体とは逆側に生じた時変性信号に応じ当該誘電体から電気信号が放出され当該電極導体の表面に入るシステムである。

【0014】

本発明の他の実施形態に係る方法は、患者に発する時変性信号を受け入れるステップと、その時変性信号に応じ誘電体の誘電特性を変化させるステップと、バイオメディカルセンサに備わる電極導体に出力信号を供給するステップと、約１Ω／□・ｍｉｌ以上の抵抗率を有する信号路を介しその出力信号をモニタシステムに送るステップと、を実行することで、患者に発する時変性信号を検出する方法である。

【0015】

本発明の更に他の実施形態に係るバイオメディカルセンサシステムは、複数の電極導体を備え、それら複数の電極導体が、当該複数の電極導体間に跨るよう設けられた信号レセプタに接しているシステムである。

【図面の簡単な説明】

【0016】

【図1】従来技術に係るバイオメディカルセンサを示す模式図である。

【図2】従来技術に係るバイオメディカルセンサ用ハーネスシステムを示す模式図である。

【図3A】本発明の一実施形態に係るセンサシステムの動作を示す模式図である。

【図3B】本発明の一実施形態に係るセンサシステムの動作を示す模式図である。

【図4】本発明の一実施形態に係るセンサシステムで使用される電極アレイを示す模式的平面図である。

【図5】図４に示したセンサシステムの模式的端面図である。

【図6】本発明の一実施形態に係るセンサシステムを示す模式的斜視図である。

【図7】本発明の他の実施形態に係るセンサシステムを示す模式的斜視図である。

【図8A】本発明の一実施形態に係るシステムで得られた心電図信号を示すグラフである。

【図8B】従来技術に係るシステムで得られた心電図信号を示すグラフである。

【図9】本発明の一実施形態に係る固定電極型テストシステムを示す模式図である。

【図10A】本発明の他の実施形態に係る多電極システムをテストする目的で取得したＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦの心電図信号を示すグラフである。

【図10B】本発明の他の実施形態に係る多電極システムをテストする目的で取得したＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦの心電図信号を示すグラフである。

【図10C】本発明の他の実施形態に係る多電極システムをテストする目的で取得したＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦの心電図信号を示すグラフである。

【図10D】本発明の他の実施形態に係る多電極システムをテストする目的で取得したＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦの心電図信号を示すグラフである。

【図10E】本発明の他の実施形態に係る多電極システムをテストする目的で取得したＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦの心電図信号を示すグラフである。

【図11】本発明の他の実施形態に係るシステムを示す模式図である。

【図12】図１１に示したシステムの電気的構成要素を示す模式図である。

【発明を実施するための形態】

【0017】

以下、説明用に作成した図面（等比縮尺図ではない）を参照しつつ、本発明の諸実施形態についてより詳細に説明する。これから説明する通り、本発明によれば、連綿と拡がる高インピーダンスな信号レセプタを形成することができ、その高インピーダンス信号レセプタを複数の高インピーダンス電極導体で装着用接着層として共用する多部位カバー型のアレイを形成することができ、また安価な高インピーダンス導電路を用いそれら電極導体を外部に接続することができる。更に、信号レセプタ形成素材（signal receptive material:ＳＲＭ）として、そのインピーダンスが例えば２０ｋΩ／□・ｍｉｌ超と高く、しかも局所的な時変性信号(time varying signal)には反応するがそれを媒介としたイオン導電は生じない、という性質のものを用いているので、様々な点で有利なシステムを形成することができる。まず、その製造が簡単である。個別の電極導体に信号レセプタを位置合わせする（整列させる）必要がなく、共通の信号レセプタ上に複数の電極を配するだけでよいからである。次に、接着層の面積が広くなるため患者の身体に好適に付着させやすい。更に、使用する電極導体を例えば５０ｋΩ／□・ｍｉｌ超の高インピーダンス電極導体にすることや、接続に使用する出力導体を例えば５０ｋΩ／□・ｍｉｌ超の高インピーダンス導体にすることが可能になるので、センサシステム全体のコストを抑えることや電極の扱いを簡便にすることができる。そして、可撓性のある基板を支持構造として使用することや、そうした支持基板として水蒸気及び酸素を透過させる柔軟なものを使用することができる。その種の基板は、例えば、創傷被覆材や手術用ドレープで多用されている医用素材で形成することができる。

【0018】

導電性の高い複合材、例えばヒドロゲルで形成された接着層をこうした形態で使用することができないのは、前述の通り、Ｘ、Ｙ及びＺのいずれの方向についてもヒドロゲルのインピーダンスが低い、という技術的問題があるためである。仮に、複数の電極導体に跨る接着層をそうしたヒドロゲルで形成したとすると、様々な部位で生じた信号がヒドロゲル内部を通りその全体に拡散伝搬してしまうため、その信号がどの部位で生じたかを特定することができなくなる。そうした状況を発生させないようにするには、使用する素材を、高い内部インピーダンスを有していて、バイオメディカル信号の存在に反応することができ、そのことを示す信号を対応する部位の電極導体のみに伝えうるものにする必要がある。

【0019】

その点、本発明では高インピーダンスな信号レセプタ、例えばバイオメディカル信号（通常は交流信号等の時変性信号）に応じその誘電特性が変化する誘電性の信号レセプタを使用している。そうした信号レセプタは、ポリマ素材中に極性素材を存分に分散させたマトリクス素材、例えば特許文献４に記載のもので形成することができ（この参照を以て当該文献の全開示内容を本願に繰り入れることにする）、またその素材を使用できるか否かを後述するテスト手順で調べることができる。その種の素材、即ちポリマ素材中に極性素材を存分に分散させたマトリクス素材であれば、例えば米国マサチューセッツ州スペンサー所在のＦＬＥＸｃｏｎ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｉｎｃ．が販売している接着剤ＥＸＨ−５８５（商品名）のように、約２０００００Ωといった抵抗値を実現することができる。これに対し、電極導体対毎に分かれているヒドロゲルに対しては、ＡＭＳＩ／ＡＡＭＩ（米国規格協会／米国医療器具開発協会）が定めたディスポーザブルＥＣＧ電極規格ＥＣ−１２により、その抵抗値を３０００Ω未満にすることが求められている。実際、従来型のヒドロゲルは、患者の皮膚より導電率が高くないと適正に機能させることができない。

【0020】

また、特許文献４に記載されている相溶性選別法であれば、大きく拡がるポリマ素材中に有機塩を分散させることができる。熱反応接着層を使用するシステムと同様な容量性結合ひいては信号応答特性を呈する非粘着性の素材に調製することや、非感圧性接着剤即ち非ＰＳＡに調整することもできる。検査中に被検者がほとんど又は全く動かないよう、その上に被検者を載せて使用される電極アレイのように、接着性が不要又は有害な場合は、非ＰＳＡの方が特性的に適している。

【0021】

なお、従来から使用されているヒドロゲルのインピーダンス及び前述した接着剤ＥＸＨ−５８５（商品名）のインピーダンスは、米国カリフォルニア州パロアルト所在のＨｅｗｌｅｔｔ Ｐａｃｋａｒｄ Ｃｏｍｐａｎｙが販売している波形生成器ＨＰ−３３１２０Ａ（商品名）を用い１０Ｈｚ正弦波信号を発生させ、ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩ規格ＥＣ−１２に適合する試料に対しタブ電極用接着剤間接続経由でその信号を供給し、米国カリフォルニア州ヨーバリンダ所在のＢ＆Ｋ Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎが販売している１００ＭＨｚオシロスコープＢＫ Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎモデル２１９０（商品名）に応答信号を供給し、その結果表示された波形を一群の既知抵抗値でのテストで取得済の波形群と比較してマッチングする波形を探し、試料についての波形に対し最も好適にマッチングする波形に係る既知抵抗値を以てその試料の抵抗値と見なす、という手順で計測したものである。

【0022】

このように、連綿と拡がる高インピーダンスなＳＲＭを使用することで、多くの信号検出部位に跨る信号レセプタを形成することが可能になり、またその接続系統として高インピーダンスなものを使用することが可能になる。前述の通り、この仕組みには、患者の体に簡単に装着できる、総接着面積が広いため患者の体に接着させやすい、電極導体のいずれかで接着が弱くなるといったことがほとんどない、特定又は不特定な組合せに係る複数の部位で検出を行い例えば患者の心臓の電気的な活動をより正確にプロファイルすることができる、等といったメリットがある。

【0023】

更に、イオン導電機構を使用せずにバイオメディカル信号を取得することができる高インピーダンスなＳＲＭを使用しているので、低コストな導電機構を信号伝達に使用することができる。即ち、電極導体をＡｇ／ＡｇＣｌ電極とする必要がないので、アルミニウムの真空蒸着で形成された電極や導電性カーボン被覆として形成された電極等、高導電率でより安価な電極を、そうしたＳＲＭと共に電極導体として全面的に活用することができる。

【0024】

図３Ａ及び図３Ｂに、本発明で使用される信号レセプタの一例を示す。これらの図では、被検部位（例えば患者の心臓）で発生するバイオメディカル信号（例えば交流信号等の時変性信号）が符号３０で示されている。図３Ａでは信号３０の振幅が増しており、図３Ｂでは減っている。

【0025】

まず、バイオメディカル信号３０の振幅が増していくときには、被検体表面の信号伝達部位と高インピーダンス電極導体３８の間に挟まれた部位で、ポリマ素材３４中に分散している極性素材３２の向きが、信号３０の向きに対して揃っていく。信号伝達部位・電極導体３８の直間に位置していない極性素材３６の向きは揃わない。このようにして、ポリマ素材３４中で極性素材３２の向きが図３Ａの如く揃うにつれ、そのポリママトリクスのうち極性素材３２が分散している部位の誘電特性が変化していく。

【0026】

次に、バイオメディカル信号３０の振幅が減っていくときには、誘電体分極の緩和が進行するため、図３Ｂに示すように極性素材３２の向きが揃わなくなっていき、それら極性素材３２の分散部位から電荷が放出される。この電荷は小振幅の信号３０として高インピーダンス電極導体３８に取り込まれ、検出回路に送られる。しかし、その電極導体３８のそばにある別の高インピーダンス電極導体４０に取り込まれることはない。その電極導体４０のそばにある極性素材の向きが、その信号３０の向きに対し揃うわけではないからである。従って、複数の高インピーダンス電極導体を相互干渉無しに至近配置することができる。例えば、電極導体３８・４０の間の距離ｄ₂を、極性素材を含有するポリママトリクスの厚みｄ₁と同程度にすることができる。

【0027】

このように、被検体内で生じた時変性信号に応じ複合材たるＳＲＭの誘電特性を変化させる仕組みであるので、生成される出力信号から、発生したバイオメディカル信号の内容及びその発生部位を詳しく知ることができる。即ち、ＳＲＭが導電性ではなく誘電性であるため、連続的な信号レセプタ上に複数の電極導体を相互至近配置した場合、局在する信号に応じＳＲＭの（全域ではなく）局部で誘電分散が生じることとなる。

【0028】

図４及び図５に、本発明の一実施形態に係る高インピーダンスＳＲＭ付多電極アレイ４８を示す。図４は透明なＳＲＭを介し眺めた上面図、図５は図４中の線５−５に沿って眺めた端面図である。このアレイ４８は、上述の通り複合材たるＳＲＭで形成された連綿たる信号レセプタ５２の上に、高インピーダンス電極導体５０のアレイを形成した構成であり、心電図検査を含め医用・非医用の別を問わず広範に使用することができる。図４中の支持基板５４はレセプタ５２及び電極導体５０を支持する一種のキャリアであり、ＳＲＭの露出面５６を患者に付着させた上で、それらレセプタ５２及び電極導体５０から分離させることができる。

【0029】

この多電極アレイ４８では、密集して配置されている複数の電極（両図に示すものと異なる配置でもかまわない）からの信号が集線バス５８によって集められ、補助バス群を経由し又は在来の多重化法を利用してコネクタ５９へと送られる。これらの電極は、選択的にアクティブにすることができる。どれをアクティブにするかは、予め定めておくことも、何らかの情報処理解析法乃至アルゴリズムで自動決定することもできる。後者はアレイ装着後でも実行できるので、アクティブにするパッドを検査実施中に随時変更することができる。即ち、使用する電極を随時選定することができるので、診断医は最適な視角から動悸状態を調べることができ、またその視角をベクトル法により正確に制御することができる。コネクタの短絡や不適切な接続が原因で計測の正確さが損なわれることもかなり少なくなる。

【0030】

使用するＳＲＭは、前述したものでもそれに類する他のものでもかまわない。選定の基準となるのは次に示す二種類の基本特性である。第１に、ＡＭＳＩ／ＡＡＭＩが定めたプレゲルドディスポーザブルＥＣＧ電極規格ＥＣ−１２に従い計測されるインピーダンスが、例えば２０００００Ω超といった高い値になることである。第２に、信号を伝える機構がイオン導電機構でないことである。これらを満たすＳＲＭであれば、単一のＳＲＭ層の上に複数の電極導体を配しそれらを複数の導電路に接続した構成を、信号の相互干渉無しに実現することができる。即ち、患者の身体と電極導体との間の静電容量的な結合によりコンデンサ的な構造が形成されるので、連綿としたＳＲＭ層が複数の電極導体に跨り延びる構造を実現することができる。そうした構造は、低インピーダンスなイオン導電性のヒドロゲルでは実現できないものである。

【0031】

使用する高インピーダンス電極導体やそれにつながる出力導体は、印刷等で形成された薄い高インピーダンス導電被覆である。この種の被覆のインピーダンスは面抵抗率で表すことができ、その単位としては前述のΩ／□を使用することができる。“□”は無次元であり、その被覆の面積を幅Ｗの自乗としたときの抵抗値であることを示している。本件技術分野で習熟を積まれた方々（いわゆる当業者）であれば、１ｍｉｌ厚の被覆における値になるようこの値を正規化し、Ω／□・ｍｉｌ単位の値にすることができよう。素材の面抵抗率がわかっていれば、その素材を薄く堆積させたものの抵抗値を、例えば
Ｒ_S＝面抵抗率（Ω／□）
Ｒ_V＝体積抵抗率（Ω／□・ｍｉｌ）
Ｔ＝被覆厚（ｍｉｌ）
Ｌ＝長さ（ｍｉｌ）
Ｗ＝幅（ｍｉｌ）
Ｒ＝Ｒ_S×（Ｌ／Ｗ）×（１／Ｔ）
の式により算出することができる。

【0032】

このように高インピーダンスＳＲＭを利用する構成は、バイオメディカル検査の分野では幾つかの点で有利である。まず、その電極導体として、高価なＡｇ／ＡｇＣｌを含む素材ではなく安価な素材で形成された、高インピーダンスな電極導体を使用することができる。それと心電図モニタとの間に位置する出力導体も高インピーダンスでよいので、高インピーダンスな非金属導体で形成することができる。従来のＡｇ／ＡｇＣｌ電極に代え用いることができる高インピーダンス導体としては、例えば、前掲のＦＬＥＸｃｏｎ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｉｎｃ．が製造しているＥＸＶ−２１６（商品名）等の導電性カーボンによる被覆や、独国所在のＨ．Ｃ．ＳｔａｒｋＧｍｂＨが販売しているＣＬＥＶＩＯＳ（登録商標）シリーズ等の固有導電性ポリマや、米国テキサス州ヒューストン所在のＣａｒｂｏｎ Ｎａｎｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｉｎｃ．が販売しているＳｕｐｅｒ ＨｉＰＣＯナノチューブ（商品名）等のカーボンナノチューブ分散系がある。そして、それら高インピーダンス電極導体及び高インピーダンス出力導体は、いずれも共通の支持基板への印刷で形成できるので、ＳＲＭ厚の低減だけでなく製造の容易化を通じたコスト低減を実現することができる。

【0033】

また、単体の信号レセプタ上に複数の高インピーダンス電極導体を配置する構成であるため、イオン導電性のヒドロゲルを使用した場合のように個々の電極導体を緻密に位置合わせする必要がなく、製造コストを更に低減することができる。更に、イオン電解質例えばヒドロゲルを使用するとその厚みが往々にして３００〜６２５μｍにもなるのに対し、静電容量的な結合を介し働く信号レセプタはより薄いものとなる。ヒドロゲルの場合にその嵩が増すのは、皮膚との間に隙間が生じないようヒドロゲルを接触させると共に、心臓からの信号を好適にピックアップできるようにするためである。これに対し、静電容量的な結合を介し働く信号レセプタに備わる固有接着性は、そのベースとして使用されているポリマの官能性に多くを拠っているので、その用途で必要とされる度合いに応じ接着性を調整することができる。ＳＲＭの嵩で信号ピックアップ性能が左右されることもない。そのため、その信号レセプタの厚みは例えば約５〜２００μｍとすることができる。こうして得られるバイオメディカルセンサデバイスの厚み、即ち高インピーダンス電極導体、信号レセプタ（誘電体）及びそれらに付随する支持素材の合計厚も、従来から使用されているヒドロゲル単独での厚みに比しても小さい約２５０μｍ未満となる。

【0034】

更に、薄めのＳＲＭ層（例えば２５〜１００μｍのもの）を使用することで、除細動処置時に加わる過負荷からより好適に回復できるようにしつつ、患者の皮膚に対する接触を好適に保つことができる。無論、ＳＲＭ層を薄めにするとコスト的にも有利である。これらの利点は接触面積が広くなっても変わらない。ヒドロゲル及び及びＡｇ／ＡｇＣｌを使用する場合、コスト低減のため接触面積縮小が望まれるのに対し、静電容量的な結合を介して働くＳＲＭを使用する場合、５〜２００μｍといった薄い堆積厚にしても、またその接触面積を広くしても、素材コストや製造コストの面ではなおかなり有利となる。信号レセプタの厚み抑制には、こうした経済的利点のほかに、非等方性が増すという効果もある。

【0035】

こうしたコスト上の利点は、信号レセプタが高インピーダンス電極導体より広い構成でも同様に生じる。図６に、支持基板６０上に高インピーダンス電極導体６２及び信号レセプタ６４を付着させた実施形態を示す。この実施形態では、支持基板６０及びレセプタ６４の面積は所要値に比べかなり大きく、またレセプタ６４が電極導体６２の縁から大きく張り出している。こうした電極であれば、ＳＲＭを装着用接着剤として使用しつつ、またその接着性を好適に管理しつつ、ＳＲＭを介し信号を取り込むことができる。なお、ヒドロゲルを使用する従来の構成では、患者の身体により好適に接着するようヒドロゲルの面積を大きくすると、単なるコスト損失に留まらない問題が発生する。即ち、通常のヒドロゲルを同じように引き延ばして電極をカバーさせたとしたら、そのヒドロゲルで覆われている部位のうち電極導体外の部分から不要な信号が侵入し、そのＥＣＧ電極でピックアップされた信号がどこの位置からの信号かを十分に特定できなくなる可能性がある。

【0036】

図７に、支持基板７０及び信号レセプタ７４の中心領域に高インピーダンス電極導体７２を配し、その電極導体７２から出力導体７６を延ばした実施形態を示す。この実施形態では、出力導体７６の付加によってインピーダンス要素が付加されることとなるが、電極導体７２に対する出力導体７６の面積比Ａ_lead／Ａ_electrodeが小さいためそのインピーダンス要素の影響が小さく、高インピーダンスＳＲＭを介した信号受入を好適に実行することができる。また、その面積比Ａ_lead／Ａ_electrodeが臨界値を上回っている場合、即ち出力導体自体が実質的に電極導体として振る舞い電極導体外部位から信号をピックアップするような値になっている場合でも、十分な厚みを有する絶縁素材又は誘電体の層を、出力導体・信号レセプタ間に位置するようその出力導体に面し配置することで、出力導体自身による信号取込を抑え又はなくすことができる。従って、高インピーダンスＳＲＭを使用したため信号忠実度が損なわれる、といった問題は生じない。

【0037】

これら図６及び図７に示した実施形態群では、支持基板により電極導体が、また信号レセプタにより皮膚が好適に固定されるため、電極導体が浮き上がることやその周囲の皮膚が動くことで生じる検査上の誤差・誤りを、好適に抑制・防止することができる。なお、低インピーダンス接着剤を含有する従来のイオン導電性ヒドロゲルを使用しこれと同じ形状の電極を形成したとしても、その付近にある皮膚の動きで生じた信号が、そのヒドロゲルのＸＹ平面に沿い電極導体に伝わる構成になってしまう。

【0038】

また、これらの実施形態を、連綿とした膜（例えば図４及び図５中の高インピーダンスＳＲＭ）の上に電極アレイを形成し患者に接着する、という形態に変形することもできる。その場合、接着面積が広いことで患者に対する接着性が高まるため、厚手の接着層や高接着性の接着層を使用する必要がない。その身体から電極が取り外されたときに患者が覚える不快感は、こうした構成では軽くなる。

【0039】

更に、これら静電容量的な結合を介し信号を伝える実施形態には、伝わる信号が小電流になる、という性質がある。従って、除細動処置が執られる際のように、電気的なシャントが必要になる状況でも好適に使用することができる。高インピーダンス電極導体や高インピーダンス出力導体も遮蔽手段として働くので、過剰な電流に対する露出から患者及び医療従事者を保護することができる。

【0040】

加うるに、図４及び図５を模した多電極アレイ型の構成であれば、より多様な視角から簡便に検査を行うことができる。これによって、信号検出が容易になる。医療従事者が、外部雑音から有効な信号をより好適に見分けることができるようになる。この仕組みを、使用する電極導体の自動選択に活用することもできる。

【0041】

そして、電極導体のインピーダンスが高いということは金属成分の使用量が少ないということである。心電図モニタとの間にある出力導体や、ＳＲＭを含めた電極全体でも同様である。従って、Ｘ線撮影、コンピュータ支援断層撮像（ＣＡＴ）スキャン、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）解析等の検査・診断を行う前に電極を取り外す必要がほとんどなくなる。また、使用する高インピーダンス電極導体及び出力導体がこのように非金属性であれば、Ａｇ／ＡｇＣｌを用いた場合に生じるような廃棄上の問題もほとんど生じない。

【0042】

次に、本発明に係る非Ａｇ／ＡｇＣｌ型センサシステムで得られる心電図波形の例を示す。計測に使用したＥＣＧ電極は、前掲のＦＬＥＸｃｏｎ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｉｎｃ．が販売している接着剤ＥＸＨ−５８５（商品名）をＳＲＭとして使用するものである。この接着剤はイオン導電機構ではなく静電容量的結合で作動するものであり、その層厚は２５μｍとした。その接着剤の付着先は、前掲のＥＸＶ−２１６（商品名）で形成された２５μｍ厚の導電性カーボン被覆をその片面に備える２５μｍ厚のポリエステルフィルムとした。そのポリエステルフィルムの導電性カーボン被覆面のうち、ＥＸＨ−５８５（商品名）で覆われていない面に出力導体を形成し、その出力導体の他端を、米国ニューヨーク州スケネクタディ所在のＧｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ社が販売しているＧＥメディカルシステムモデルＭＡＣ１２００（商品名）に接続した。こうしたパッド状の電極を３個、被検体に付着させて検査を実行し心電図波形を取得した。

【0043】

図８Ａに示したのは、こうした電極からの出力を心電図モニタの画面上に表示させたものである。表示されているのはコンポジット信号のうち一部であり、出力導体Ｉ、ＩＩ及びＩＩＩからの信号と共に、出力導体ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦからの信号が含まれている。図中、符号８０、８２、８４、８６、８８及び８９は、順に、本発明に係る前述のＳＲＭを使用しある被検体を検査したとき、出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦから得られた出力を表している。

【0044】

比較のため、これと同じ被検体をスイス国所在のＴｙｃｏ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ Ｒｅｔａｉｌ Ｓｅｒｖｉｃｅｓ ＡＧ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎが販売しているＫｅｎｄａｌｌ（登録商標）Ｑ−Ｔｒａｃｅ電極（商品名）にて再検査してみた。この電極はイオン導電型ヒドロゲル系をポリエステルフィルム上に形成した電極であり、そのポリエステルフィルム上の導電性カーボン被覆がＡｇ／ＡｇＣｌ被覆によって覆われている。そのヒドロゲルによってピックアップされた信号を電極からの出力として心電図モニタに供給したところ、図８Ｂに示すような波形が得られた。図中、符号９０、９２、９４、９６、９８及び９９は、順に、ヒドロゲルを使用するこの従来手法における出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦからの出力を表している。図８Ａ及び図８Ｂに示した二組の心電図波形間の比較からわかるように、信号忠実度は遜色なく保たれている。

【0045】

また、前述した通り、本発明に係るシステムにはほかにも長所がある。例えば、複数の電極導体に跨る連綿とした接着層を形成できることである。即ち、信号レセプタが電極導体別でなくＸＹ平面に沿い複数の電極導体に亘っているのに、Ｚ方向に沿い強力でユニークな信号を電極導体に伝えうる、ということである。この効果を計測によって確かめるため、幾通りかのテストを行ってみた。

【0046】

図９に、それらのテストに使用した固定電極の構成を示す。このテスト用固定電極は、米国カリフォルニア州チャッツワース所在のＳｐａｃｅｌａｂｓ，Ｉｎｃ．によって販売されている患者モニタＳｐａｃｅｌａｂｓモデル５１４（商品名）を共通のテスト信号源とし、また前掲のＧＥメディカルシステムモデルＭＡＣ１２００（商品名）を心電図モニタとするテストシステムの一部であり、図示の通り、信号源側高インピーダンスコネクタ１１０、１１２、１１４、１１６及び１１８のうち対応するものを介しテスト信号源に接続される第１群の電極１００、１０２、１０４、１０６及び１０８と、モニタ側高インピーダンスコネクタ１３０、１３２、１３４、１３６及び１３８のうち対応するものを介しモニタに接続される第２群の電極１２０、１２２、１２４、１２６及び１２８とを備えている。テスト対象となるＳＲＭは第１群の電極と第２群の電極との間に配置した。

【0047】

テストに当たっては、信号源から信号源側配線２Ｓ及び３Ｓを介し電極１０２及び１０４へと個別に信号を供給した。また、その信号がモニタ側配線２Ｍ及び３Ｍひいては電極１２２及び１２４へと伝わるよう、試料を信号源側配線及びモニタ側配線に直に物理接触させた。更に、それら５個の対（１００，１２０）、（１０２，１２２）、（１０４，１２４）、（１０６，１２６）及び（１０８，１２８）をなす電極の構成を、患者の心臓に発する信号の計測に当たり従来から使用されている配置対象身体部位に、配置することができるような構成とした。そして、電極出力をモニタに供給し、心臓の働きを示すコンポジット信号、その特定部分たる個別信号又はその双方をその画面上に表示させた。具体的には、一般に心電図信号として使用されている出力導体Ｉ、ＩＩ及びＩＩＩからの信号並びに出力導体ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦからの信号を表示させた。

【0048】

行ったテストは次の五種類である。テスト１では、第１群の電極と第２群の電極が接触するシステム構成とした。テスト２では、第１群の電極と第２群の電極の間に従来型のヒドロゲル素材があるシステム構成とした。そのヒドロゲル素材は隣り合う電極対毎に別体としたので、例えば電極１００に接するヒドロゲルと電極１０２に接するヒドロゲルは別体のものであった。テスト３では、第１群の電極と第２群の電極の間に前述のＳＲＭがあるシステム構成とした。但し、同じＳＲＭが複数の信号源側電極に接することや複数のモニタ側電極に接することがないようにした。テスト４では、前述の如く全ての電極対に亘り拡がる大面積なＳＲＭを使用するシステム構成とした。即ち、電極１０２・１２２間に存するＳＲＭが電極１０４・１２４間にも延び、連綿とした膜になるようにした。テスト５では、全ての電極対に跨るよう従来型のヒドロゲルを配したシステム構成とした。

【0049】

図１０Ａに、各対の電極間にＳＲＭを配さないシステム（テスト１）における出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦそれぞれの出力１４０、１４２、１４４、１４６、１４８及び１４９を示す。図１０Ｂに、ヒドロゲル素材がそれを挟む電極対毎に別体となっているシステム（テスト２）における出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦそれぞれの出力１５０、１５２、１５４、１５６、１５８及び１５９を示す。図１０Ｃに、本発明に係るＳＲＭがそれを挟む電極対毎に別体となっているシステム（テスト３）における出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦそれぞれの出力１６０、１６２、１６４、１６６、１６８及び１６９を示す。図１０Ｄに、本発明に係るＳＲＭが連綿としていて全ての電極対に跨っているシステム（テスト４）における出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦそれぞれの出力１７０、１７２、１７４、１７６、１７８及び１７９を示す。図１０Ｅに、従来型のヒドロゲル素材が連綿としていて全ての電極対に跨っているシステム（テスト５）における出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦそれぞれの出力１８０、１８２、１８４、１８６、１８８及び１８９を示す。

【0050】

図１０Ａ〜図１０Ｃから読み取れるように、一般的な心電図信号は、上述したテスト１〜３では互いによく似た信号となっている。図１０Ｄに示すように、本発明に係るＳＲＭを連綿と設けたシステムでも、出力導体Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ＡＶＲ、ＡＶＬ及びＡＶＦから得られる一般的な信号は図１０Ａ〜図１０Ｃのそれと類似している。それに対し、全ての電極対に跨るよう従来型のヒドロゲル素材を連綿と設けたシステムでは、図１０Ｅに示すように、出力導体Ｉ、ＩＩＩ、ＡＶＲ及びＡＶＬから得られる信号の振幅がかなり小さく、また出力導体ＡＶＬから得られる信号が逆極性となっている。こうしたことが生じるのは、個々の電極がその真向かいに位置していない電極からも信号を受け取ってしまうからであろう。少なくともその一部は、それらの電極に跨るヒドロゲル素材が静電容量性ではなく導電性であることによる。ＥＣＧシステム内で生じる導体出力がこうした信号であったとしたら、それをいくら解析したとしても、不正確（で恐らくは危険）な計測結果しか得ることができないであろう。対するに、図１０Ｄに係るシステムは、全ての電極対に跨る連綿とした単一のＳＲＭ膜を使用しているにもかかわらず、非常に好適に機能している。

【0051】

このことからよくわかるように、その内部インピーダンスが高いことはＳＲＭの強力な利点である。そのため、複数の電極導体を有する複合的な構成、例えば複数の電極導体が単一のＳＲＭ層で覆われている前述の多電極アレイを、点信号忠実度欠陥無しに実現することができる。そうした装置は、医用・非医用の別を問わず様々な検査に使用することができ、また診断でも様々に活用することができる。

【0052】

図１１に、本発明の一実施形態に係るシステムを示す。このシステムで使用される電極は高抵抗接着層２００及び電極導体２０２を備えており、また約５００００〜５０００００Ω／□・ｍｉｌ（好ましくは約１５００００〜２５００００Ω／□・ｍｉｌ）といった高い抵抗値Ｒ１を有している。電極導体２０２を形成している素材は高抵抗素材、例えばアルミニウム、（極薄の）銀、（極薄の）塩化銀、錫、銅といった安価な導電素材や、前掲のＥＸＶ−２１６（商品名）を初めとする導電性カーボン被覆や、前掲のＣＬＥＶＩＯＳ（登録商標）を初めとする導電性ポリマであり、約３０〜３０００Ω／□・ｍｉｌ（好ましくは約１００〜１５００Ω／□・ｍｉｌ）といった面抵抗率を有している。

【0053】

接続に使用される電子系統の抵抗値も従来のそれよりかなり高くすることができる。例えば、電極導体２０２に接続される出力導体２０４や、必要に応じその出力導体２０４に接続される延長導体２０６を、アルミニウム、（極薄の）銀、（極薄の）塩化銀、錫、銅といった安価な高抵抗導電素材や前掲の導電性カーボン被覆等で形成することができる。

【0054】

それらとモニタシステム２１０との間を接続する可撓高インピーダンス信号伝送導体２０８も、例えば約０．０１２〜１０⁶Ω／□・ｍｉｌ（好ましくは約０．１〜２０Ω／□・ｍｉｌ）といった抵抗値を有する導電性カーボン等の高抵抗素材で形成することができる。即ち、ケーブルの導電性を高くする必要性が薄いので、こうした伝送導体２０８は可撓性の高いケーブルにすることができる。

【0055】

なお、高インピーダンス電極導体２０２たる信号取込用導電パッチは、Ａｇ／ＡｇＣｌ、Ｃｕ、Ｓｎ、導電性カーボン被覆等に限らず、それに類する信号伝達特性を備えた信号伝達素材で形成することができる。導体２０４及び２０６たる高インピーダンス信号伝送路は、導電性カーボン、導電性グラファイト等に限らず、それに類する高インピーダンス信号導体で形成することができる。Ｒ５は、その信号を心電図モニタに送る信号伝送導体の抵抗値を表している。

【0056】

図１２に、図１１に示したシステムの電気的構成要素を示す。この図は信号の伝わり方を模式的に示したものである。まず、図１１に示した接着層２００は医用電極を接着するための層であり、心電図信号等の低周波バイオメディカル信号（即ち交流信号）が印加されると分極するよう構成されている。そのため、信号を伝える際には充電中のコンデンサのように振る舞い、低周波では（コンデンサと同じく）等価的に開放となるので直流乃至低周波電流が阻止される。分極による容量性結合であるので、低周波信号が伝わる際に大きな電流が流れることはない。互いに並列接続されている高インピーダンス導体２１２（Ｒ１）及びコンデンサ２１３（Ｃ１）は、接着層２００に備わるこうした低周波インピーダンスを定量的に表したものである。また、図１１に示した信号取込用導電パッチ（Ｒ２）は抵抗２１４で、その信号を伝える導体（Ｒ３，Ｒ４）は抵抗２１６及び２１８で、またその信号を心電図モニタにもたらす導体（Ｒ５）は抵抗２２０でそれぞれ表されている。図１１に示した諸要素の合計インピーダンスは、抵抗２２２のそれ（Ｒ６）を除き少なくとも２０ｋΩとなる。図１２中の抵抗２２２（Ｒ６）、即ち心電図モニタの入力インピーダンスを表す抵抗２２２の値は、前掲の心電図モニタＭＡＣ１２００（商品名）のように１００ＭΩ以上とすべきである。

【0057】

モニタの入力インピーダンスが信号伝送上問題となるのは、そのインピーダンスが分圧器の一部として働くためである。即ち、信号伝送に際しては、直列接続されている抵抗間で信号振幅が案分されるので、心電図モニタの入力インピーダンスが図１２中の要素Ｒ１〜Ｒ５の直列インピーダンスに比し数桁高い値であれば、信号振幅の大部分を心電図モニタに正確に伝えることができる。これを式で表すとＶ_{out ECG}＝Ｖ_{in Medical Electrode}×｛Ｒ６／（Ｒ６＋Ｒ５＋Ｒ４＋Ｒ３＋Ｒ２）｝となる。例えば、信号振幅Ｖ_{in Medical Electrode}＝１００ｍＶ、Ｒ６＝１００ＭΩ、Ｒ２〜Ｒ５＝２０ｋΩであれば、信号のうちＶ_{out ECG}＝９９．９ｍＶが伝わることとなる。

【0058】

なお、いわゆる当業者には自明な通り、本願記載の諸実施形態には、本発明の技術的範囲内で様々な変形及び改良を施すことができる。

【図1】

【図2】

【図3A】

【図3B】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8A】

【図8B】

【図9】

【図10A】

【図10B】

【図10C】

【図10D】

【図10E】

【図11】

【図12】