JP6445290B2 - 増幅装置 - Google Patents

Description

本発明は、電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに、電極カテーテルから心内心電波形を得る電気生理学的検査システムに用いられ、刺激信号による刺激波形及び心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置に関する。

電極カテーテルを用いて心臓の異常部位を検査するようになされた電気生理学的検査（ＥＰＳ：Electrophysiology Study）システムがある（例えば特許文献１参照）。この種の電気生理学的検査システムにおいては、電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに、電極カテーテルから刺激信号に基づく刺激波形及び心内心電波形を得るようになっている。

ここで、刺激波形と心内心電波形とを同時に表示したい場合がある。例えば期外収縮を検査する場合のように、刺激のタイミングと、複数の心内心電波形のタイミングとを見比べたい場合である。

一般に、刺激波形及び心内心電波形は、増幅装置によって増幅されてから、ディスプレイ及び又は記録装置に出力される。

特開平６−１５４１８２号公報

ところで、上述したような電気生理学的検査システムにおいては、電極カテーテルの各チャネル（つまり電極）毎にアンプを設けて、各チャネル独立に増幅処理を施すようになっている。このため、チャネル数（つまり電極数）に応じたアンプが必要になる。電気生理学的検査システムにおいて検査をより精密に行うためには、電極カテーテルのチャネル数を多くすることが望まれるが、このようにするとアンプ数が増大して装置規模が大きくなるといった別の問題が生じる。

一般に、電気生理学的検査システムにおいては、刺激波形を増幅するアンプと心内心電波形を増幅するアンプを共用することにより、アンプ数を抑制している。しかしながら、このようにアンプを共用した場合には、増幅率（解像度）と復帰時間とを両立させることが困難であった。

実際には、心内心電アンプには、３０μＶ以下である微小な心内心電電位と、２０Ｖ程度である大きな刺激波形電圧が入力される。このような状況下で、心内心電アンプには、１０μＶ程度の心内心電波形を識別可能に出力できる解像度（耐ノイズ性能）と、２０Ｖ程度の刺激波形電圧が入力されたときに刺激後の心内心電波形をすぐに見るために１００ｍｓｅｃ以下で復帰できる復帰性能と、が求められる。

本発明は、以上の点を考慮してなされたものであり、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間を短くできる増幅装置を提供する。

本発明の電気生理学的検査システムに用いられる増幅装置の一つの態様は、
電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに前記電極カテーテルから心内心電波形を得る電気生理学的検査システムに用いられ、前記刺激信号による刺激波形及び前記心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置であって、
前記刺激波形及び前記心内心電波形を入力し、これらを増幅して出力する第１のアンプと、
前記第１のアンプの出力を入力し、低域周波数成分を遮断して出力するローカットフィルタと、
前記ローカットフィルタの出力を入力し、これを増幅して出力する第２のアンプと、
前記第１のアンプと前記ローカットフィルタとの接続中点に接続された第１の出力ラインと、
前記第２のアンプの出力端に接続された第２の出力ラインと、
を具備する。

本発明によれば、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間を短くできる。

実施の形態に係る電気生理学的検査システムの全体構成を示す概略図 電極カテーテルの説明に供する図 実施の形態における増幅装置の構成を示す接続図

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。

＜電気生理学的検査システムの全体構成＞
図１は、本実施の形態による電気生理学的検査システム１００の全体構成を示す外観図である。電気生理学的検査システム１００はポリグラフ１１０と電気刺激装置７００とを有する。ポリグラフ１１０は本体部１０１と生体情報収録部１０２とを有する。また、本体部１０１は、入力装置１０と、ディスプレイ２０と、記録装置３０と、本体ユニット２００と、を有する。生体情報収録部１０２は、スーパーユニット３００と、インターフェースユニット３０１と、ＥＰＳ（Electrophysiological Study：電気生理学的検査）ユニット４００と、中継ボックス５００、５１０と、中継ボックス５００、５１０に接続される電極カテーテル８００（図２）と、を有する。

本体ユニット２００は、インターフェースユニット３０１にケーブルＬ１によって接続されており、インターフェースユニット３０１とＥＰＳユニット４００はケーブルＬ２によって接続されている。なお、図では、インターフェースユニット３０１を介して本体ユニット２００とＥＰＳユニット４００を接続した例を示しているが、本体ユニット２００とＥＰＳユニット４００をケーブルＬ２によって直接接続してもよい。

本体ユニット２００には、専用キーボード１１、キーボード１２、マウス１３等の入力装置１０と、複数のディスプレイ２０（２１、２２、２３）と、サーマルレコーダ等の記録装置３０と、が接続されている。本体ユニット２００は、ポリグラフ１１０の中央処理ユニットとしての機能を有する。本体ユニット２００は、スーパーユニット３００とインターフェースユニット３０１を介して入力した各生体情報に対してプログラムに従った演算処理や解析処理を施すことにより、各生体情報を所望の表示形態でディスプレイ２０に表示する。また、本体ユニット２００は、入力装置１０から入力された操作信号に基づいて、各生体情報の表示形態や、スーパーユニット３００、インターフェースユニット３０１及びＥＰＳユニット４００、並びにそれらに接続される各装置の動作を制御するようになっている。なお、スーパーユニット３００とインターフェースユニット３０１は、直接または図示しないケーブルによって接続されている。

スーパーユニット３００は、ＥＣＧ（心電図）用入力端子、非観血血圧用入力端子、ＳｐＯ_２用入力端子及び体温用入力端子などからなる生体情報入力端子群３１０を有する。インターフェースユニット３０１は、ＥＣＧ用出力端子３１１及び観血血圧用出力端子３１２を有する。また、インターフェースユニット３０１は、専用キーボードを接続するための入力端子３１３、スピーカ３１４等を有する。

スーパーユニット３００には、アンプが内蔵されており、生体情報入力端子群３１０から入力された所定の信号はアンプによって増幅された後にＡＤ変換され本体ユニット２００に出力される。

ＥＰＳユニット４００は、電気刺激装置７００が接続される端子４１１、アブレーター（図示せず）が接続される端子４１２を有する。また、ＥＰＳユニット４００は、体表面心電図用入力端子４１３を有し、この端子４１３には被検者の体表に装着された電極が接続される。これにより、心臓内の所定部位に電気刺激を与えたときの体表面心電図を得ることができる。本実施の形態の場合には、体表面心電図用入力端子４１３には１２誘導心電図を得るための電極が接続される。

さらに、ＥＰＳユニット４００は、中継ボックス５００、５１０が接続される端子４１４、４１５を有する。各中継ボックス５００、５１０には、電極カテーテルに設けられた各電極に対応する端子を接続するための多数の端子６００が設けられている。

図２に示すように、心臓９００内に挿入される電極カテーテル８００の各電極８１０に対応する端子が中継ボックス５００（５１０）の端子６００に接続される。電極カテーテル８００の各電極８１０の中には、心内心電図測定用の電極及び電気刺激用の電極が兼用されて含まれる。電極カテーテル８００の各電極８１０のうちどの電極から何ボルトの電気刺激を出力するかと、その開始及び終了タイミングは、電気刺激装置７００によって設定される。

本実施の形態の場合には、１つの中継ボックス５００（５１０、５２０、５３０）に双極で４０チャネル（つまり８０個の端子６００）が設けられている。ＥＰＳユニット４００は２つの中継ボックス５００、５１０を接続できるようになっており、従ってＥＰＳユニット４００は８０（＝２×４０）チャネル分の電気刺激信号の出力と心内心電波形及び電気刺激信号に基づく電気刺激波形の入力とが可能とされている。

さらに、ＥＰＳユニット４００には、拡張用のＥＰＳユニット４１０が接続可能とされている。拡張用ＥＰＳユニット４１０も２つの中継ボックス５２０、５３０を接続できるようになっており、従ってＥＰＳユニット４００は拡張用ＥＰＳユニット４１０を接続すれば、１６０（＝４×４０）チャネル分の電気刺激信号の出力と心内心電波形及び電気刺激信号に基づく電気刺激波形の入力をすることができる。

ＥＰＳユニット４００には、増幅装置（図３）が内蔵されており、中継ボックス５００、５１０、５２０、５３０から入力された心内心電波形は増幅装置によって増幅された後、ＡＤ変換され、インターフェースユニット３０１を介して本体ユニット２００に送出される。また、端子４１１から入力された電気刺激装置７００からの刺激信号は中継ボックス５００（５１０、５２０、５３０）を介して電極カテーテル８００に出力され心臓へと与えられる。さらに、電極カテーテル８００が心臓から取得した刺激波形は増幅装置によって増幅された後、ＡＤ変換され、インターフェースユニット３０１を介して本体ユニット２００に送出される。つまり、ＥＰＳユニット４００は、心内心電波形及び刺激波形を増幅する増幅装置を有する。そして、増幅装置によって増幅された心内心電波形及び刺激波形が本体ユニット２００を介してディスプレイ２０に表示される。

また、ＥＰＳユニット４００は、ＥＣＧ用出力端子４１６、スピーカ４１７等を有する。

＜増幅装置＞
図３は、ＥＰＳユニット４００に内蔵された増幅装置の構成を示す接続図である。増幅装置１０００は、電気生理学的検査システム１００が測定可能なチャネル数分だけ設けられている。つまり、図３に示した構成は、１チャネル分の刺激波形及び心内心電波形を増幅するための構成である。本実施の形態の場合、測定可能なチャネル数は双極（バイポーラ）で１６０チャネルなので、ＥＰＳユニット４００には図３の増幅装置１０００が３２０個設けられている。

第１のアンプ１００１の入力端には、中継ボックス５００（５１０、５２０、５３０）を介して電極カテーテル８００が接続される。これにより、第１のアンプには、電極カテーテル８００より心内心電波形及び刺激波形が入力される。

第１のアンプ１００１の出力端には１次ローカットフィルタ（ＬＣＦ）１００２が接続されている。さらに、１次ローカットフィルタ１００２の出力端には第２のアンプ１００３が接続されている。

第２のアンプ１００３の出力は、アナログディジタル変換回路（ＡＤＣ）１００４によってディジタル信号に変換される。アナログディジタル変換回路１００４から出力されるディジタル信号は、２次ローカットフィルタ（ＬＣＦ）１００５によって３０Ｈｚ未満の周波数成分が遮断される。

また、第１のアンプ１００１の出力端にはアナログディジタル変換回路（ＡＤＣ）１００６が接続されている。第１のアンプ１００１の出力は、アナログディジタル変換回路（ＡＤＣ）１００６によってディジタル信号に変換される。アナログディジタル変換回路１００６から出力されるディジタル信号は、１次ローカットフィルタ（ＬＣＦ）１００７によって０．０５Ｈｚ未満の周波数成分が遮断される。

電気生理学的検査システム１００においては、１次ローカットフィルタ１００７から出力される信号のうち０．０５〜１０Ｈｚ以上の周波数帯域の信号を用い、２次ローカットフィルタ１００５から出力される信号のうち３０〜１００Ｈｚ以上の周波数帯域の信号を用いるようになっている。本実施の形態では、１次ローカットフィルタ１００７から出力される信号のうち０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ以上の周波数の信号を用いるとともに、２次ローカットフィルタ１００５から出力される信号のうち３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ以上の周波数の信号を用いるようになっている。つまり、増幅装置１０００の増幅ターゲット周波数は、０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ以上である。

ここで、第１のアンプ１００１、１次ローカットフィルタ１００２、第２のアンプ１００３は、ＡＣアンプ１０１０を構成している。一方、第１のアンプ１００１は、ＤＣアンプ１０２０を構成している。第１のアンプ１００１は、ＡＣアンプ１０１０とＤＣアンプ１０２０で共用されており、入力インピーダンスを高くするバッファとしての機能も有する。

本実施の形態の場合、第１のアンプ１００１の増幅率は低倍率とされ、第２のアンプ１００３の増幅率は高倍率とされている。よって、ＡＣアンプ１０１０からは高倍率に増幅された信号が出力され、ＤＣアンプ１０２０からは低倍率に増幅された信号が出力される。ＤＣアンプは増幅率が低いので刺激波形のように大きな電圧が入力された場合でも飽和が抑制される。また、ＡＣアンプ１０１０は、２つのアンプ１００１、１００３によって増幅率を稼ぐ構成となっているが、ハード１次、ソフト２次のローカットフィルタ１００２、１００５によって飽和が抑制される。

以上説明したように本実施の形態によれば、刺激波形及び心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置１０００において、刺激波形及び心内心電波形を入力し、これらを増幅して出力する第１のアンプ１００１と、第１のアンプ１００１の出力を入力し、低域周波数成分を遮断して出力するローカットフィルタ１００２と、ローカットフィルタ１００２の出力を入力しこれを増幅して出力する第２のアンプ１００３と、を設け、第１のアンプ１００１の出力と、第２のアンプ１００３の出力とを増幅後の波形として用いるようにしたことにより、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間の短い増幅装置１０００を実現できる。

従来は、心内心電アンプの構成は、ＡＣアンプのみ、或いは、ＤＣアンプのみとなっている。本発明では、必要な周波数帯域を得るためのフィルタの設定により、ＡＣアンプ１０１０とＤＣアンプ１０２０とを使い分けている。

ここで、解像度（耐ノイズ性能）を良くするためにはアナログアンプの増幅率を上げなければならい。そのためには、ＤＣアンプよりもＡＣアンプの方が優れている。しかし、そうすると、低い周波数帯域まで増幅対象とした場合、復帰時間が長くなる。例えばアナログ回路でフィルタの切り換えなどを行なったり、低い周波数帯域が入力されても復帰時間が短いフィルタ構成などを実現しようとすると回路規模が非常に大きくなる。

また、従来は、ＡＣアンプのローカットフィルタとして０．０５Ｈｚといった非常に低い周波数を設定しているので、ＡＣアンプの復帰時間が長くなってしまう。これに対して、本実施の形態では、ローカットフィルタ１００２のカットオフ周波数を０．０５Ｈｚよりも高い周波数に設定しているので、ＡＣアンプの復帰時間を短くできる。実際上、ローカットフィルタ１００２のカットオフ周波数は１〜３０Ｈｚの範囲に設定される。

増幅装置１０００は、バイポーラ波形とユニポーラ波形とでＡＣアンプ１０１０とＤＣアンプ１００６とを使い分けていると言うことができる。バイポーラ波形（バイポーラ電位）とは、例えば電極カテーテル８００の隣り合う電極間の電位のように、心臓内の局所的な電位のことであり、双極誘導とも呼ばれる。このバイポーラ波形の周波数帯域は３０Ｈｚ〜５００Ｈｚ程度である。一方、ユニポーラ波形とは、離れた電極間の電位のことであり、単極誘導とも呼ばれる。このユニポーラ波形の周波数は０．０５Ｈｚ〜５００Ｈｚ程度である。

本発明は、以下の点に着目してなされている。

・ユニポーラ波形は、復帰時間が若干長くても運用上問題ない。例えば復帰時間は、１００ｍｓｅｃ以上でもよい。一方、バイポーラ波形は、高い解像度（耐ノイズ性能）に加えて短い復帰時間が要求される。

・心内心電図増幅装置として使用した場合、ＤＣアンプは、ＡＣアンプよりも増幅率（解像度）が低く耐ノイズ性能が若干悪い。ＡＣアンプを用いたとしても、低い周波数帯域まで帯域を広げると刺激波形による復帰時間が長くなってしまう。

・ＡＣアンプは、コンデンサと抵抗からなるローカットフィルタが必要となり、従来のように０．０５Ｈｚ以下のローカットフィルタを実現しようとすると、ＣＲ値を大きくしなければならず、その結果、部品や実装面積の増加を招く。

本発明はこれらの点を考慮して、高い解像度（耐ノイズ性能）と短い復帰時間が要求されるバイポーラ波形（低域遮断周波数：３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ）はＡＣアンプ１０１０により増幅したものを用い、ユニポーラ波形（低域遮断周波数：０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ）はＤＣアンプ１０２０により増幅したものを用いるようにした。これにより、バイポーラ波形ではローカットフィルタ１００２及び第２のアンプ１００２で低い周波数を処理しなくて済むので、ＡＣアンプ１０１０の復帰時間を短くでき、構成を簡単化できる。

因みに、体表面心電図の多くの場合には、低域遮断周波数０．０５Ｈｚと０．５Ｈｚなど2種類程度を増幅するだけでよいが、心内心電図の場合には、低域遮断周波数０．０５Ｈｚ、０．５Ｈｚ、１．０Ｈｚ、５．０Ｈｚ、１０．０Ｈｚ、３０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚと多くの周波数帯域を増幅しなければならない。本実施の形態では、この多数の周波数に対して、短い復帰時間が要求される周波数と、その要求が少ない周波数とで、第１のアンプ１００１を共用しつつ、増幅系統を分けたことにより、回路構成の増加を抑制しつつ、心内心電波形及び刺激波形に対して、解像度（耐ノイズ性能）を低下させずに、復帰時間の短い増幅装置１０００を実現できる。

上述の実施の形態は、本発明を実施するにあたっての具体化の一例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。すなわち、本発明はその要旨、またはその主要な特徴から逸脱することの無い範囲で、様々な形で実施することができる。

本発明は、心内心電波形及び刺激波形を増幅する増幅装置に適用し得る。

１００ 電気生理学的検査システム
１０１ 本体部
１０２ 生体情報収録部
１１０ ポリグラフ
２００ 本体ユニット
３００ スーパーユニット
３０１ インターフェースユニット
４００ ＥＰＳ（Electrophysiological Study：電気生理学的検査）ユニット
５００、５１０、５２０、５３０ 中継ボックス
７００ 電気刺激装置
８００ 電極カテーテル
１０００ 増幅装置
１００１ 第１のアンプ
１００２、１００７ １次ローカットフィルタ
１００３ 第２のアンプ
１００５ ２次ローカットフィルタ
１０１０ ＡＣアンプ
１０２０ ＤＣアンプ

Claims (4)

1. 電極カテーテルから心臓に刺激信号を与えるとともに前記電極カテーテルから心内心電波形を得る電気生理学的検査システムに用いられ、前記刺激信号による刺激波形及び前記心内心電波形を入力してこれらを増幅する増幅装置であって、
   前記刺激波形及び前記心内心電波形を入力し、これらを増幅して出力する第１のアンプと、
   前記第１のアンプの出力を入力し、低域周波数成分を遮断して出力するローカットフィルタと、
   前記ローカットフィルタの出力を入力し、これを増幅して出力する第２のアンプと、
   前記第１のアンプと前記ローカットフィルタとの接続中点に接続された第１の出力ラインと、
   前記第２のアンプの出力端に接続された第２の出力ラインと、
   を具備する増幅装置。
2. 前記第１のアンプは、ＤＣアンプを構成しており、
   前記第１のアンプ、前記ローカットフィルタ及び前記第２のアンプは、ＡＣアンプを構成している、
   請求項１に記載の増幅装置。
3. 前記第１の出力ラインの出力は、ユニポーラ波形のために用いられ、
   前記第２の出力ラインの出力は、バイポーラ波形のために用いられる、
   請求項２に記載の増幅装置。
4. 前記増幅装置は、前記電気生理学的検査システムの各測定チャネル毎に設けられている、
   請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の増幅装置。

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