集成差分电压测量系统的制作方法

1.本发明涉及一种用于测量患者的生物电信号的集成差分电压测量系统，所述集成差分电压测量系统包括尤其导电的电极覆盖件。

背景技术：

2.用于测量生物电信号的电压测量系统、尤其差分电压测量系统例如在医学中用于测量心电图(ecg)、脑电图(eeg)或肌电图(emg)。
3.尤其对于心脏的成像需要利用所提及的电压测量系统测量心脏活动，以便使成像的过程匹配于心脏在心跳期间的十分鲜明的运动。为此使用必须紧固在患者的身体上的传统的传感器。心跳测量的可行性是电容式ecg，其中纯电容式截取ecg信号，而患者与传感器不直接接触、尤其不穿过患者的衣物直接接触。为了达到心跳信号的良好的信号质量，测量信号幅度优选地必须是大的。这能够通过患者与传感器之间的大的电容来实现。经由传感器与患者之间的耦合面的大小影响电容。耦合面越大，则所实现的电容也越大。
4.为了抑制测量信号干扰，已知的是，设置例如呈电压测量系统的接地或参考电极、中性驱动电极(nde)的形式的保护措施。所述保护措施通常至少部分地作为与检测测量信号的传感器电极分离的传感器元件设置。这增加了电容式ecg测量的准备耗费，因为不同的传感器元件在患者处必须设置或保持在期望的位置中。
5.此外，已知层状地集成到导电的纺织品中的电容式ecg装置，其中例如通过利用导电颗粒的蒸镀工艺实现导电性。在此情况下，参考电极通常实施为单独的传感器元件。此外，在传感器元件中使用纺织品使清洁过程变得困难。此外，纺织品不是x射线透明的，并且因此不适合用于触发任意医学图像数据检测。

技术实现要素：

6.与此相对，本发明的目的是提供一种机构，所述机构在简单的操作的情况下提供可靠的干扰抑制，并且在水密性和可清洁性方面符合临床环境的卫生要求。
7.所述目的通过根据本发明的差分电压测量系统来解决。本发明的另外的特别有利的设计方案和改进方案从下文中的描述中得出，其中不同的实施例或变型方案的各个特征也能够组合成新的实施例或变型方案。
8.本发明涉及一种用于测量患者的生物电信号的集成差分电压测量系统。根据本发明的差分电压测量系统检测生物电信号，例如人类患者或动物患者的生物电信号。为此，所述集成差分电压测量系统具有多个测量线路或有效信号路径。所述测量线路或有效信号路径例如作为单个线缆将安装在患者处以检测信号的电极与电压测量系统的其他部件、即尤其电子装置连接，所述电子装置用于评估或显示检测到的生物电信号、尤其心跳信号。
9.差分电压测量系统尤其可以构成为心电图(ecg)、脑电图(eeg)或肌电图(emg)。
10.差分电压测量系统具有至少两个信号测量电路，所述信号测量电路分别对应于有效信号路径并且分别包括传感器电极。电压测量系统可以包括恰好两个、但也多于两个的
信号测量电路。
11.除了传感器电极外，信号测量电路还分别具有测量放大器电路和测量放大器电路与传感器电极之间的传感器线路。在本发明的实施方案中，传感器线路用于将借助于传感器电极检测到的生物电测量信号传输给相应的测量放大器电路。测量放大器电路优选地包括运算放大器，所述运算放大器能够构成为所谓的跟随器。即运算放大器的负输入端、也称为反相输入端与运算放大器的输出端耦合，由此在正输入端处产生高的虚拟输入阻抗。
12.电压测量系统还包括参考测量电路，所述参考测量电路包括参考电极。参考电极和所属的参考测量电路用于实现患者与ecg测量设备之间的电势平衡。在本发明的实施方案中，参考测量电路同样包括信号线路和运算放大器。
13.传感器电极以及参考电极分别构成为面电极并且具有膜状构造。换言之，所述传感器电极以及参考电极在一个空间维度上的尺寸明显比在其余两个空间维度上的尺寸小。电极能够任意成形。传感器电极尤其可以具有圆形、四边形或例如椭圆形的底面。传感器电极以及参考电极可以由以下材料构造或者包括所述材料中的至少一种材料：金属板或金属薄膜，蒸镀的或通过其他方法导电的纺织品，或其他导电材料如碳或具有碳混合物的材料。
14.传感器电极以及参考电极尤其层状地构造。两种电极形式具有至少一个导电层。导电层分别优选地具有最大100kohm的面电阻。所述导电层朝向电极覆盖件或患者定向。
15.此外，在实施方案中，传感器电极中的每个传感器电极包括另外的层，例如用于无源屏蔽强电磁干扰辐射或用于以提供高输入阻抗的方式的有源屏蔽。参考电极也可以包括另外的屏蔽层。所有另外的层都设置在导电层的背向患者的一侧上。
16.根据本发明，传感器电极和参考电极在同一平面中面状地彼此相邻设置或设置在彼此中。所述传感器电极和参考电极相对彼此具有限定的间距。参考电极在此构成为，使得所述参考电极至少部分地包围传感器电极。
17.传感器电极具有如下直径或边长：在圆形或正方形的实施方案中，所述直径或边长处于3cm至6cm、优选4cm至5cm的范围中。在本发明的优选实施方案中，传感器电极具有相同的基本形状，但也可以具有不同的形状。
18.参考电极具有在15cm至30cm之间、优选在18cm至25cm之间的范围中的直径或最大边长。
19.信号测量电路的传感器线路用于将借助于传感器电极检测到的测量信号传输给测量放大器电路。测量放大器电路优选地包括运算放大器，所述运算放大器能够构成为所谓的跟随器。即运算放大器的负输入端、也称为反相输入端与运算放大器的输出端耦合，由此在正输入端处产生高的虚拟输入阻抗。
20.根据本发明，传感器线路和信号线路以及信号测量电路以及参考测量电路的其他部件设置在电极平面外、优选在电极平面的背向患者的一侧上。
21.根据本发明的电压测量系统的特征还在于共同的导电电极覆盖件，其中导电电极覆盖件覆盖通过传感器电极和参考电极的底面形成的至少一个区域。导电电极覆盖件一件式构成。
22.换言之，共同的电极覆盖件至少不仅覆盖两个传感器电极，而且覆盖参考电极。在实施方案中，电极覆盖件伸出通过传感器电极和参考电极的底面形成的面，即本身更大。在本发明的优选实施方案中，电极覆盖件具有在15cm至30cm、优选在20cm至35cm之间的范围
中的直径或最大边长。
23.根据本发明，传感器电极、参考电极以及导电电极覆盖件或根据本发明的电压测量系统构成为整体的传感器元件，所述传感器元件定位在患者处或上以用于ecg测量，并且不仅用于ecg信号检测而且用于电势平衡。
24.以所述方式可以减少用于ecg测量的准备耗费，因为还仅必须将一个或少量的传感器元件定位在患者处。
25.本发明基于如下认知：尤其具有棉成分的纺织品在干燥状态下具有在100mohm和1000mohm之间的体积电阻。实践表明，通过借助于喷雾或患者的汗水润湿，在ecg测量期间，棉和许多其他纺织品的体积电阻典型地下降到低于10mohm、部分地甚至下降到低于1mohm。
26.因此，通过将电极嵌入到纺织层中构造纯电容式ecg不被认为是有意义的，因为在此欧姆连接会被抑制。
27.根据本发明，差分电压测量系统现在不仅利用欧姆绝缘层工作，并且同时利用欧姆导电层充分利用所述导电性的优点。因此，根据本发明的差分电压测量系统构成为，也建立欧姆导电的连接。差分电压测量系统特别有利地构成为，在干燥状态下具有最大10mohm的体积电阻，并且在添加水分的情况下具有最大1mohm的体积电阻。
28.所述和所有以下电阻规格在此对应于din en 61340-2-3(vde0300-2-3)、elektrostatik
–
teil 2-3:pr
ü
fverfahren zur bestimmung des widerstandes und des spezifischen widerstandes von festen werkstoffen,die zur vermeidung elektrostatischer aufladung verwendet werden(静电-第2-3部分：用于确定用于避免静电电荷积累的固体材料的电阻和电阻率的检查方法)(iec 61340-2-3:2016)的要求。
29.本发明特别有利地将导电性不仅应用于传感器电极，而且应用于借助于参考电极的干扰抑制。
30.电极覆盖件和传感器电极以及其他电极的导电构成方案引起，除了用于电容式测量ecg信号的电容耦合之外，在合适的环境条件下，在患者与电极之间可以构成欧姆连接。在这种状况中，电容性电抗和欧姆电阻是并联连接的。
31.在差分电压测量系统的实施方案中，导电电极覆盖件具有小于100μm、优选50μm的层厚度。电极覆盖件构成得越薄，则所述电极覆盖件就可以越好地变形，并且就越有助于传感器元件的特别低的构造。但是，例如在几毫米的范围内，更厚的设计变型方案也是可行的。
32.在差分电压测量系统的实施方案中，导电电极覆盖件由塑料，例如聚酰胺(pa)、聚乙烯(pe)、聚丙烯(pp)、聚氨酯(pu)、聚烯烃或聚氯乙烯(pvc)形成，由所述塑料可以特别简单地制造和进一步处理上述的薄层/薄膜。此外，塑料由于其平滑的、可清洗和可消毒的表面相对于纺织品具有特别好的清洁特性。
33.为了实现电极覆盖件的期望的导电性，在差分电压测量系统的实施方案中提出，电极覆盖件或形成电极覆盖件的材料富含碳颗粒。颗粒优选是纳米颗粒。碳掺和物的填充程度在此与所期望的导电性以及碳颗粒的类型相关。在选择碳颗粒时，尤其应考虑：对机械材料特性的影响随着更高的填充程度而增加。通过使用碳纳米管(英文：carbon-nano-tubes cnt)，已经可以在几体积百分比的非常低的填充程度的情况下实现足够的导电性。
34.在差分电压测量系统的另外的实施方案中，导电电极覆盖件由吸湿性材料构成。
除了一些塑料之外，纺织品、例如棉也具有所述特性。吸湿性材料的特征在于吸水和储水能力。所述吸湿性材料能够结合水分，此外，这能够实现导电性、或尤其体积电阻的与水分相关的适配。电极覆盖件优选地构成为，通过引入液体、例如汗水或水，使体积电阻降低到低于1mohm。所述值对应于在使用包括棉的纺织品或具有导电添加剂的低导电性基础材料进行欧姆连接的情况下ecg设备实现的导电性。以所述方式，可以借助于差分电压测量系统借助于欧姆连接导出高质量的ecg信号。
35.在特别优选的实施方案中，导电电极覆盖件由吸湿性塑料构成，这将导电性的可适配性与塑料的鲁棒性和良好的处理特性结合。
36.在本发明的实施方案中，导电电极覆盖件构成为，使得所述导电电极覆盖件具有大于500mohm的面电阻或小于100mohm的体积电阻。用于面电阻和体积电阻的值是有利的界限值，以便通过低的体积电阻实现所述的欧姆连接的优点，并且通过高的面电阻不期望地不增大传感器面并且建立与其他元件的接触。电阻规格涉及没有水分输入到电极覆盖件的材料中的干燥的环境条件。
37.在本发明的实施方案中，参考电极的底面是传感器电极的底面的数倍大。因此，参考电极的底面可以是传感器电极的底面的两倍或数倍大。参考电极的底面优选地完全或基本上完全/在很大程度上覆盖传感器电极之间的区域，以便当通过差分电压测量系统形成的传感器元件定位在患者处并且所述患者在很大程度上覆盖不同的电极时，一方面产生大的电容，另一方面产生低的欧姆电阻。
38.为了使借助于根据本发明的差分电压测量系统的总尺寸保持在范围内，在本发明的实施方案中，参考电极成形成，使得所述参考电极分别至少在180
°
的角度范围上包围传感器电极。在传感器电极的四边形的构造方案中，这意味着参考电极至少在彼此相邻的两侧包围传感器电极。因此，参考电极可以至少部分地在传感器电极之间、旁边或外部延伸。借此，有利地使用传感器电极之间的区域，以用于利用参考电极实现的电势平衡。
39.在实施方案中，参考电极还具有距传感器电极中的每个传感器电极的间距，在该间距下，参考电极与传感器电极之间的阻抗分别大于100mohm。在间距处于在0.5cm至1.5cm之间、尤其1cm的情况下实现所述阻抗值。
40.在本发明的一个特别有利的实施方案中，差分电压测量系统也包括接地电路，所述接地电路包括接地电极，所述接地电极的底面由导电电极覆盖件覆盖。所述设置对应于用于差分电压测量系统的另外的集成阶段，接地电路现在也集成到所述差分电压测量系统中，其中为此也利用导电电极覆盖件的积极作用。
41.接地电极同样构成为具有层状或薄膜状构造的面电极，并且同样与传感器电极和参考电极设置在一个平面上。接地电极同样有利地大地构成，并且以节省空间的方式设置在传感器电极和/或参考电极之间、旁边或外部或至少部分地包围所述传感器电极和/或参考电极。接地电极也具有朝向患者定向的具有不超过100kohm的面电阻的导电层。可以设有另外的屏蔽层，然后在背向患者的一侧。
42.差分电压测量系统应构成为，使得接地电极与传感器电极中的每个传感器电极之间的阻抗值达到至少1gohm、优选地至少10gohm。通过选择接地电极与每个传感器电极之间的1.5cm至2.5cm之间、优选2cm的间距的方式来达到所述阻抗值。
43.原则上，更严格的要求适用于接地电极与传感器电极之间的间距而非参考电极与
传感器电极之间的间距。在更小抗阻值的情况下可能存在如下危险：通过接地电极还放大对所测量的ecg信号的电干扰。在预期电干扰影响仅仅小的并且在规范允许的情况下，也可以通过减少间距来降低阻抗。
44.差分电压测量系统还应构成为，使得在接地电极与参考电极之间达到至少200mohm、优选至少2gohm的阻抗值。通过选择接地电极与参考电极之间的0.5cm至2.5cm之间、优选1cm的间距的方式来达到所述阻抗值。
附图说明
45.在下文中参照附图根据实施例再一次详细阐述本发明。在此，在不同附图中相同的部件设有相同的附图标记。附图通常不是成比例的。附图示出：
46.图1示出一个实施例中的设置在患者处的差分电压测量系统的视图，
47.图2示出另一实施例中的差分电压测量系统的视图，
48.图3示出另一实施例中的差分电压测量系统的细节视图，以及
49.图4示出一个实施例中的差分电压测量系统的另一细节视图。
具体实施方式
50.在附图中，示例性地分别基于作为差分电压测量系统1的ecg测量系统1，以便测量生物电信号s(k)、在此ecg信号s(k)。但是，本发明不限于此。
51.图1示出一个实施例中的设置在患者p处的呈ecg测量系统1的形式的差分电压测量系统1的视图。电压测量系统1包括ecg设备17连同其电端子以及经由线缆k连接到其上的电极3、4、5，以便在患者p处测量ecg信号s(k)。
52.为了测量ecg信号s(k)，需要至少一个第一传感器电极3和第二传感器电极4，所述第一传感器电极3和第二传感器电极4安置在患者p处、患者p上或患者p下。通过信号测量线缆k，电极3、4经由端子25a、25b与ecg设备17连接，所述端子通常为插接连接件。在此，第一电极3和第二电极4连同信号测量线缆k形成信号检测单元的一部分，利用所述信号检测单元可以检测ecg信号s(k)。
53.第三电极5用作为参考电极，以便在患者p与ecg设备17之间实现电势平衡。典型地，所述第三电极5经由单独的传感器元件安置在患者p的右腿处(“右腿驱动”或“rld”)。然而在此，所述第三电极5构成传感器元件1a的整体的组成部分，即与传感器电极3和4一起构成，如参照其他附图还详细阐述的那样。此外，经由在ecg设备17处的未示出的另外的端子，还可以将用于其他引线(电势测量部)的多个另外的接触部安置在患者p处并且用于形成合适的信号。此外，传感器元件1a可以具有另外的传感器电极(在此未示出)。
54.在各个电极3、4、5之间形成用于测量ecg信号s(k)的电压电势uekg
34
、uekg
45
和uekg
35
。
55.直接测量的ecg信号s(k)显示在ecg设备27的用户界面14上。
56.在ecg测量中，患者p经由在此同样构成为单独的传感器元件的接地电路至少电容式与接地电势e耦合(通过右腿处的耦合示出)，所述接地电路包括接地电极6。对此替选地或与之并行地，这里在单独的传感器元件中的耦合在对应的设计中也可以以欧姆方式进行。
57.在替选的实施方案中，如参照另外的附图所示，接地电极也可以构成为传感器元件1a的整体的组成部分。
58.从第一传感器电极3和第二传感器电极4引导至ecg设备17的信号测量线缆k是有效信号路径6a、6b的一部分。从参考电极5引导至ecg设备17的信号测量线缆k在此对应于第三有效信号路径7n的一部分。第三有效信号路径7n传输经由患者p和电极耦合输入的干扰信号。
59.线缆k具有屏蔽件s，所述屏蔽件在此示意性作为包围所有有效信号路径6a、6b、7n的虚线柱体示出。但是，屏蔽件不必共同地包围所有线缆k，而是线缆k也能够是单独地屏蔽的。然而，端子25a、25b、25c优选地分别集成地具有用于屏蔽件s的极。然后，这些极一起引导到共同的屏蔽端子25d上。屏蔽件s在此例如构成为包围相应的线缆k的导体的金属薄膜，所述金属薄膜然而与导体绝缘。
60.此外，如在图1中所示，ecg设备17可以具有外部接口15，以便例如提供用于打印机、存储装置和/或甚至网络的端子。根据本发明的实施例，ecg设备17也具有与相应的端子25a、25b相关联的信号测量电路30(例如参见图3)。
61.图2示出本发明的另一实施例中的差分电压测量系统1的视图，所述差分电压测量系统1在一个实施例中包括四个信号测量电路30。四个信号测量电路30具有相同的构造，因此信号测量电路30的对应的部件出于概览性实际设有附图标记仅一次。
62.单个传感器电极3、4的设置在此以基本上电容式的ecg测量电路的形式图解说明。患者p和传感器电极3彼此处于空间附近。更确切地说，包括传感器电极3、4的传感器元件1a平放或贴靠在患者p上。
63.在本实施方案中，传感器元件1a具有略微梯形的基本形状，所述基本形状具有倒圆的角。传感器元件1a的整个底面，在此尺寸为36cm x 24cm，通过电极覆盖件3a覆盖。传感器电极3、4当前具有正方形的基本形状，所述基本形状具有5cm的边长。传感器电极3、4以朝向传感器元件1a的角移动的方式以距边缘4cm至5cm的间距设置。
64.在下文中详细阐述信号测量电路30的构造。患者p例如能够设有材料衣物c。传感器元件1a通过承载结构22、例如具有可压缩的、稳定的填充材料、例如pu泡沫的硬壳的塑料壳体机械地稳定。传感器电极3、4两者以及其余两个传感器电极都由共同的电极覆盖件3a覆盖。电极覆盖件3a构成为导电的覆盖层。传感器电极3、4同样包括导电层。电极覆盖件3a不引起传感器电极3、4与患者p的完全的欧姆绝缘。就此而言，传感器电极3、4用作与在患者p与传感器电极3、4之间的电容性电抗并联连接的欧姆电阻。在任何情况下，传感器电极3、4都能够与患者p电容式耦合。此外，在合适的患者衣物和/或对应的环境温度或环境(空气)湿度的情况下，电极覆盖件3a和传感器电极3、4的导电层允许患者p与传感器电极3、4之间的欧姆连接。ecg信号到传感器电极3、4的电容式耦合输入不受传感器覆盖件3a妨碍。
65.所述设置提供以下优点：
66.通过借助于导电电极覆盖件3a将容抗和欧姆电阻并联连接，形成与纯电容耦合相比明显更小的阻抗。这引起改进的ecg信号质量，所述ecg信号质量与具有粘性电极或腕夹的常规的欧姆耦合的ecg设备类似。
67.这允许构成具有所有单部段的经典的ecg信号形状的完全特征，其中未抑制低频成分、例如t波(t-welle)。
68.因为电极覆盖件3a在传感器元件1a的最大可能的面上延伸，所以在整个面上的静电放电(esd，英文electro-static discharge)是可行的，这引起较少的信号干扰。
69.共同的、全包的电极覆盖件3a能够简单地制造，对应的传感器元件1a的构造同样简单。电极覆盖件3a、尤其如果构成为塑料薄膜，能够实现具有良好的清洁特性的光滑、卫生的表面。
70.如果患者穿着具有小于10gohm的体积电阻的纺织衣物、例如棉或任何其他受最小程度蒸镀或汗湿的编织材料，则经由电极覆盖件3a出现患者p的静电电荷积累，这引起更快的信号初始化。
71.传感器电极3、从传感器电极3延伸至运算放大器27的传感器线路6a以及包括运算放大器27的测量电路30由所谓的有源保护屏障25和优选地屏蔽件s包围。运算放大器27构成为所谓的跟随器。即运算放大器27的负输入端27a与运算放大器27的输出端28耦合。以这种方式，对于运算放大器27在正输入端27b处实现高的虚拟输入阻抗。这就是说，由于在输出端28与正输入端27b之间的电压适配，在传感器3与有源保护屏障25之间几乎没有电流流动。此外，运算放大器27的正输入端27b借助于连接到测量设备接地(也称为“测量接地(英文：measuring ground)”)的电阻26保持在偏置电压上。借此，正输入端能够置于所期望的测量电势上。以这种方式，尤其在主要是电容耦合期间可以抑制dc成分。
72.信号测量电路30还经由另一接地层es与接地e连接。
73.屏蔽件(shield)s经由端子31同样连接到设备接地。
74.有源保护屏障(英文：active guard)25、屏蔽件s和接地层es分别包围传感器电极3、4，以便有效地屏蔽所述传感器电极3、4。有源保护屏障25、屏蔽件s和接地层es还包围传感器线路6a并与之共同以合适的方式通过承载结构22而到达运算放大器27。有源保护屏障25、屏蔽件s和接地层es、传感器线路6a以及运算放大器27尤其设置在传感器电极3、4的背向患者p的一侧上。
75.构成为接地电极6的另一面电极也设置在用于将患者p至少电容式、但是也欧姆式耦合到接地电势e上的在此示出的传感器元件1a中，并且可以说，集成到传感器元件1a中。接地电极6在此具有正方形的基本形状，并且同样具有5cm的边长。距传感器电极的间距在此为4cm。通过所述间距能够达到远高于200mohm的阻抗值。
76.构成为参考电极5的另一面电极或者所属的测量电路36在传感器元件1a中用于电势导出、例如用作所谓的驱动中性电极(英文：driven neutral electrode)(dne)。参考电极5具有匹配于其余电极的设置和形状的基本形状，并且基本上完全填满其他电极之间的区域，其中距其余电极设有至少1mm的间距。通过所述间距能够达到远高于1gohm的阻抗值。
77.参考电极5和接地电极6同样由电极覆盖件3a跨越，并且具有导电层。通过将参考电极5和接地电极6以低阻抗耦合，实现对干扰电场增加达到20db的抑制。
78.差分电压测量系统1可选地可以包括呈开关矩阵33形式的开关设备。在多个传感器电极的情况下，所述开关设备用于例如根据患者解剖学选择传感器电极中的哪些传感器电极用于另外的信号处理。
79.差分电压测量系统1也可以包括呈信号处理盒(英文：signal processing box)34的形式的信号处理设备。所述信号处理设备构成用于对检测到的测量信号执行预处理，以便去除干扰分量。信号处理设备34能够构成用于利用基于频率的滤波器如带通或带阻滤波
器执行标准处理，但也执行例如在德国专利申请de 102019203627a中的扩展的干扰抑制。
80.此外，差分电压测量系统1还可以包括触发设备35。所述触发设备构成用于识别患者p的心跳或心律并且从中生成包括用于医学成像设备的触发或开始时刻信息的控制信号。基于触发设备35的控制信号，成像设备计算用于图像数据检测的时刻。
81.图3和图4分别示出另外的实施例中的根据本发明的差分电压测量系统1的细节视图，其中尤其示出根据本发明的传感器元件1a的层状构造。
82.根据本发明的集成差分电压测量系统1包括至少两个传感器电极3、4，所述传感器电极3、4分别属于信号测量电路30。电压测量系统在此包括两个另外的传感器电极，所述传感器电极可选地可以用于截取ecg信号。
83.电压测量系统1在图3和图4中也包括属于对应的参考测量电路的整体的参考电极5。
84.在图4中，在电压测量系统1中也设有属于对应的接地电路的集成的接地电极6。在图3中，电压测量系统包括设置在另一单独的传感器元件处的接地电极。
85.根据本发明，不仅传感器电极3、4，而且参考电极5并且在图4中也有接地电极6，都由共同的导电电极覆盖件3a覆盖，其中导电电极覆盖件3a跨接通过传感器电极和参考电极的底面形成的至少一个区域。当前，电极覆盖件3a甚至还更大一些，并且覆盖通过传感器元件的底面形成的面，并且因此仍然伸出于传感器电极和参考电极。
86.参考电极5、接地电极6以及传感器电极3、4(以及另外的传感器电极)构成为平坦的、面状的层电极，所述层电极设置在传感器元件1a的朝向患者p的一侧的一个平面上。不同电极的高度可以处于300μm至3mm之间。在此，电极应具有500μm的厚度。电极越薄，则对应的传感器元件也越薄。此外，在电极的更薄的设计方案中，可以优化电极对患者p的解剖结构的可塑性。传感器电极在此构成为正方形的，参考电极5或接地电极6基本上设置在传感器电极之间或彼此部分相邻地设置，部分也设置在通过传感器电极而展开的面之外。参考电极5在此成形成，使得参考电极5分别至少在180
°
的角度范围内、即在当前的正方形的底面的情况下至少在两侧包围传感器电极。在替选的实施方案中，参考电极也可以完全包围传感器电极。
87.传感器电极以及参考电极5和接地电极6具有层状构造。因此，所述传感器电极以及参考电极5和接地电极6由至少两个层构成。电极中的每个电极包括至少一个上导电层，所述上导电层可以经由导电电极覆盖件3a与电容耦合并联地构造与患者p的欧姆连接，这如上文所述对ecg信号质量有积极影响。
88.在根据图3和图4的实施方案中，导电电极覆盖件3a具有80μm至90 80μm的层厚度，并且由此有利地是薄的，这对传感器元件1a的总结构高度有积极影响。
89.当前，电极覆盖件3a由塑料构成，为了达到期望的导电特性，碳颗粒嵌入到所述塑料中。优选的，填充程度处于10至30体积百分比。
90.根据本发明，电极覆盖件3a在此设计成，使得所述电极覆盖件3a具有至少500mohm、优选地更大的表面电阻，以及最大100mohm、优选地更小的体积电阻。电阻规格在此符合din en 61340-2-3(vde 0300-2-3)、elektrostatik
–
teil 2-3:pr
ü
fverfahren zur bestimmung des widerstandes und des spezifischen widerstandes von festen werkstoffen,die zur vermeidung elektrostatischer aufladung verwendet werden
(静电-第2-3部分：用于确定用于避免静电电荷积累的固体材料的电阻和电阻率的检查方法)(iec 61340-2-3:2016)的规定。
91.在图3和图4中，电极覆盖件由吸湿性材料构成。所述材料在其分子结构中结合来自环境的水，由此电极覆盖件3a的导电性在信号检测时可能受到积极的影响。
92.不仅在图3而且在图4中，参考电极5的底面具有对应于传感器电极3、4的底面的数倍的大小。参考电极并且在图4中也有接地电极6基本上填满传感器元件1a的通过传感器电极所展开的面。以所述方式，有利地可以在传感器元件1a的宽大的区域上进行电势平衡，所述电势平衡引起高的信号质量。
93.当在传感器元件1a的底面上设置/分布不同电极时，应注意在各个电极之间达到足够大的阻抗值的间隔。
94.因此，在参考电极5与传感器电极中的每个传感器电极之间必须遵守间距，所述间距实现参考电极与传感器电极之间的至少100mohm的阻抗。
95.参照图4，在接地电极6与传感器电极中的每个传感器电极之间应遵守如下间距，在该间距下接地电极6与传感器电极之间的阻抗为至少1gohm，并且在接地电极6与参考电极5之间应遵守如下间距，在该间距下实现接地电极6与参考电极5之间的至少200mohm的阻抗。
96.最后再一次指出，在上文中详细描述的设备仅仅是实施例，所述实施例可以由本领域技术人员以不同的方式修改，而不脱离本发明的范围。因此，差分电压测量系统不仅可以涉及ecg设备，而且也可以涉及用以检测生物电信号的其他医学设备，如例如eeg、emg等。此外，使用不定冠词“一个”或“一”并不排除相关的特征也可以多次存在。
97.若未明确发生，但有意义并且与本发明一致，能够将各个实施例、实施例的各个子方面或特征彼此组合或交换，而不脱离本发明的范围。在没有明确说明的情况下，若可转用，则本发明的参照实施例描述的优点也适用于其他实施例。

技术特征：

1.一种用于测量患者(p)的生物电信号(s(k))的集成差分电压测量系统(1)，所述差分电压测量系统(1)具有：-至少两个信号测量电路(30)，所述信号测量电路(30)分别包括：-传感器电极(3，4)；-参考测量电路，所述参考测量电路包括参考电极(5)；以及-共同的导电电极覆盖件(3a)，其中所述导电电极覆盖件覆盖通过所述传感器电极和所述参考电极的底面形成的至少一个区域。2.根据权利要求1所述的差分电压测量系统，其中所述传感器电极以及所述参考电极具有层状构造，所述层状构造分别至少包括上导电层。3.根据权利要求1或2中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述导电电极覆盖件具有小于100μm的层厚度。4.根据权利要求1、2或3中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述导电电极覆盖件由塑料形成。5.根据权利要求4所述的差分电压测量系统，其中所述导电电极覆盖件富含碳颗粒。6.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述导电电极覆盖件具有大于500mohm的表面电阻。7.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述导电电极覆盖件具有小于100mohm的体积电阻。8.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述导电电极覆盖件由吸湿性材料构成。9.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述参考电极的底面对应于传感器电极的底面的数倍。10.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述参考电极成形成，使得所述参考电极分别至少在180
°
的角度范围上包围所述传感器电极。11.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，其中所述参考电极具有距所述传感器电极的间距，在该间距下，参考电极与传感器电极之间的阻抗分别大于100mohm。12.根据上述权利要求中任一项所述的差分电压测量系统，所述差分电压测量系统还具有：-接地电路，所述接地电路包括接地电极(6)，所述接地电极(6)的底面由所述导电电极覆盖件覆盖。13.根据权利要求12所述的差分电压测量系统，其中-所述接地电极距所述传感器电极具有如下间距，在该间距下，接地电极与传感器电极之间的阻抗分别大于1gohm，以及-所述接地电极距所述参考电极具有如下间距，在该间距处，接地电极与参考电极之间的阻抗大于200mohm。

技术总结

本发明涉及一种用于测量患者(P)的生物电信号(S(k))的集成差分电压测量系统(1)，所述差分电压测量系统(1)具有：至少两个信号测量电路(30)，所述信号测量电路(30)分别包括传感器电极(3，4)；参考测量电路，所述参考测量电路包括参考电极(5)；以及共同的导电电极覆盖件(3a)，其中导电电极覆盖件覆盖通过传感器电极和参考电极的底面形成的至少一个区域。和参考电极的底面形成的至少一个区域。和参考电极的底面形成的至少一个区域。