本發(fā)明涉及一種用于運行差分測量裝置的方法以及一種所屬的用于檢測生物電信號、例如ekg-信號的生物電差分測量裝置。

背景技術：

在生物電信號的、尤其ekg-信號的測量中由于測量裝置的不理想的測量輸入端而出現(xiàn)共模干擾信號。共模干擾信號是通過共模信號引起的干擾，如其例如可以由具有50hz的電網(wǎng)頻率產生的那樣。

當在差分信號測量中在兩個測量輸入端上出現(xiàn)不相等的條件、如不同的阻抗和電容的時候出現(xiàn)共模干擾信號。用于測量心電圖（ekg）的常用測量裝置的示例在圖1中示出。

圖1示出根據(jù)現(xiàn)有技術的用于測量患者p的ekg-信號的電路裝置。該電路裝置包括第一電極1和第二電極2，它們與患者p接觸，使得心臟電流可以通過電極1和2流至差分放大器4。差分放大器4具有第一輸入端5、第二輸入端6和輸出端7。第一輸入端5與第一電極1并且第二輸入端6與第二電極2電連接。

放大器4的輸出信號被傳送給第一信號檢測單元12，所述第一信號檢測單元檢測由放大器4放大的信號。這兩個電極1和2以rc元件符號表示，該rc元件應表示兩個測量路徑15、16的阻抗值。在此，第一測量路徑15從第一電極1與患者p的接觸部經由第一電極1延伸到放大器4的第一輸入端5并且第二測量路徑16從第二電極2與患者p的接觸部經由第二電極2延伸至放大器4的第二輸入端6。

用于通過500千歐姆的阻抗差引起的共模干擾的ekg-信號e的一個示例在圖2中給出。所屬的測量結構相應于圖1中的測量結構。在所示出的圖表中，在單位為秒的時間t上繪出單位為mv的ekg-信號e的幅度a。干擾方的幅度a例如在500千歐姆阻抗差的示例中是約1.3mv。在該示例中，強的ekg-信號e以大于2mv的幅度a存在，但也有這樣的患者p，其具有僅僅0.1mv的幅度a，該幅度將在這些干擾方中完全消失。在較大的阻抗差的情況下，共模干擾信號的幅度a進一步增加并且也可以達到所示示圖的多倍。

原則上在差分測量裝置中共模信號、例如干擾信號沒有被一起放大，使得它們被抑制。然而，測量裝置的輸入端的不同阻抗導致在差分測量裝置的放大器電路的兩個輸入端上存在由相同干擾信號引起的不同的輸入信號，使得現(xiàn)在差分干擾信號與實際測量信號一起被放大。所述共模干擾信號在患者、例如人或動物上的應用中非常強，因為在患者皮膚上的這些電極接觸部在無昂貴的準備的情況下具有非常不同的品質。

在患者上的電極接觸部可以具有在10千歐姆和數(shù)兆歐姆之間的阻抗以及同樣具有強烈地發(fā)生變化的電容。由此，在兩個測量輸入端上的阻抗和電容之間的差也位于直至數(shù)兆歐姆的范圍內。通過500千歐姆的這樣的阻抗差引起的共模干擾的ekg-信號e的一個示例在圖2中示出。在測量裝置的輸入端上的阻抗差有時還更高，使得幾乎不能夠實現(xiàn)測量信號的分析或者可能導致錯誤診斷。

與此相反，電極接觸部的阻抗的總和由于在具有數(shù)百兆歐姆至數(shù)千兆歐姆的輸入阻抗的電路技術方面的進步而幾乎不重要。該總和對于共模干擾信號完全不重要的。

用于在生物電信號的測量中的共模干擾抑制的方法并非在診斷的所有情況中是可靠的，因為這有時根據(jù)規(guī)范需要所示測量數(shù)據(jù)的受保證的傳輸功能，但這通過自適應方法不能夠被保證。但共模干擾信號在診斷環(huán)境中是干擾性的并且可能導致錯誤診斷。

在診斷環(huán)境中信號干擾的評價到目前為止是醫(yī)生的責任，醫(yī)生基于由有用信號和干擾信號組成的測量信號必須自身確定，哪些信號分量在診斷方面是有意義的并且哪些信號分量通過干擾引起。

為了使干擾分量最小化，醫(yī)學人員因此應負責良好的并且穩(wěn)定的電極-皮膚-過渡電阻和因此盡可能對稱的測量路徑。但即使借助非常良好的過渡電阻也不保證無干擾，因為僅僅基于測量結構中的公差不能夠實現(xiàn)完美的對稱性。僅僅少的測量設備實施電極-過渡電阻的阻抗測量，以便在施加電極的情況下為醫(yī)學人員提供幫助。

技術實現(xiàn)要素：

因此，本發(fā)明的任務是，說明一種支持生物電信號的診斷性分析的方法和設備。

根據(jù)本發(fā)明，所提出的任務借助獨立權利要求的方法和設備解決。有利的擴展方案在從屬權利要求中說明。

本發(fā)明的一個重要的方面在于用于運行生物電差分測量裝置的方法，其中除了受共模信號干擾的有用信號之外也借助差分測量裝置確定干擾信號。將兩個信號未經改變地或經改變地或者由此導出的指標提供給差分測量裝置的操作人員。

本發(fā)明要求保護一種用于運行生物電差分測量裝置的方法，其具有生物電測量信號的檢測和通過借助相同的生物電差分測量裝置的共模電流測量引起的干擾信號的同時檢測，其中所述測量信號具有生物電有用信號和干擾信號。兩個信號未經改變地或經改變地顯示給用戶。

對于診斷性分析，測量信號的精確的并且經常由生理學決定地不尋常的信號變化過程是重要的。在差分測量的情況下，如上所述，所述信號變化過程可以受外部干擾影響，所述外部干擾本身有時幾乎不可識別或者完全不可識別。通過測量或者顯示歸因于所述外部干擾的干擾信號或者干擾信號以何種程度映射到有用信號上的指標，可以使測量信號的分析對于臨床人員而言變得容易。由此降低了錯誤診斷的風險。

在所述方法的一種擴展方案中，同時在時間上顯示所述生物電測量信號和干擾信號。

在另一種實施方式中，在時間上顯示所述生物電測量信號和阻抗縮放的干擾信號，其中為了縮放所述干擾信號，使用所述測量裝置的電極的事先確定的阻抗。由此，干擾可在其絕對大小方面適合于測量信號地顯示。

在另一種構造中，可以在共同的圖表中顏色不同地示出所述生物電測量信號和阻抗縮放的干擾信號。例如，測量信號著色為黑色并且干擾信號著色為紅色。

在所述方法的一種擴展方案中，由所述干擾信號確定干擾指標，所述干擾指標是用于所述生物電測量信號的干擾程度的度量，并且在時間上光學顯示所述生物電測量信號以及所述干擾指標。

在另一種實施方式中，確定相關性指標，所述相關性指標是用于在所述生物電測量信號和所述干擾信號之間的相關性的度量，并且在時間上光學顯示所述生物電測量信號以及所述相關性指標。

在另一種實施方式中，確定無干擾信號的生物電測量信號并且在時間上附加地光學顯示所述無干擾信號的生物電測量信號。

在一種優(yōu)選的構型中，可以實現(xiàn)所述干擾信號的分析，所述分析確定由所述干擾引起的物理過程的類型。

在一種擴展方案中，所述分析可以基于在時域和/或頻域中的特征比較并且進行與所存儲的干擾模式的比較。

通過干擾的分類，可以通過臨床用戶有針對性地改善患者環(huán)境，使得較少的干擾或無干擾產生并且即使利用差的電極-過渡電阻的每一次測量質地變得更好。基于否則非常難以分析的干擾源，這在共模干擾處理方面和對于所述干擾源的改善的評估是一個優(yōu)點。作為第二方面，分類在接近大型設備的ekg測量的應用中可以由大型設備的制造商用于檢測并且有針對性地最小化所述大型設備的干擾輻射。

本發(fā)明也要求保護一種測量裝置，所述測量裝置用于測量和顯示生物電測量信號，所述測量裝置具有差分電壓測量系統(tǒng)，所述差分電壓測量系統(tǒng)借助根據(jù)本發(fā)明的方法檢測所述生物電測量信號和所述干擾信號。

在一種擴展方案中，所述測量裝置具有顯示單元，所述顯示單元顯示所確定的信號或指標。

在另一種實施方式中，所述差分電壓測量系統(tǒng)具有以下部件：

-第一電極和第二電極，所述第一電極和所述第二電極在輸入端上與患者連接并且在所述輸出端上提供各一個測量接觸部，

-分流電阻，所述分流電阻與所述第二電極串聯(lián)連接，

-第一放大器電路，所述第一放大器電路具有用于所述第一電極的第一信號的第一輸入端和用于所述第二電極的第二信號的第二輸入端并且具有輸出端，

-第二放大器電路，所述第二放大器電路具有第一輸入端和第二輸入端并且具有輸出端，其中所述第二放大器電路的第一輸入端連接在所述分流電阻和所述第一放大器電路的第二輸入端之間并且所述第二放大器電路的第二輸入端連接在所述第二電極和所述分流電阻之間，

-在所述第一放大器電路的輸出端上的第一信號檢測單元，和

-在所述第二放大器電路的輸出端上的第二信號檢測單元，所述第二信號檢測單元檢測所述第二放大器電路的信號作為共模電流的電流強度的測量參量。

附圖說明

本發(fā)明的其他特點和優(yōu)點從多個實施例借助附圖的隨后解釋中可見。

其中：

圖1示出根據(jù)現(xiàn)有技術的ekg-測量裝置的電路框圖，

圖2示出根據(jù)現(xiàn)有技術的具有所疊加的干擾信號的ekg-信號的圖表，

圖3示出ekg-信號的圖表和干擾信號的圖表，

圖4示出ekg-信號的圖表和阻抗縮放的干擾信號的圖表，

圖5示出ekg-信號的圖表和阻抗縮放的干擾信號的圖表，

圖6示出ekg-信號的圖表和干擾指標的圖表，

圖7示出生物電測量裝置的電路框圖，

圖8示出差分電壓測量系統(tǒng)的電路框圖，

圖9示意性地示出另一差分電壓測量系統(tǒng)，并且

圖10示意性地示出另一差分電壓測量系統(tǒng)。

具體實施方式

多個實施例的詳細描述

下面以ekg-測量和ekg-信號（作為生物電測量信號）為例詳細描述本發(fā)明。在另外的生物電測量中，例如在eeg-測量中可以類似地應用本發(fā)明。

圖3示出ekg-信號e的圖表和干擾信號的圖表，其中在單位ms的時間t上繪出單位mv的幅度a。干擾信號s和ekg-信號e借助差分測量裝置同時測量，其中所述干擾信號由共模信號的電流測量來確定。圖7和圖8示例性地示出這樣的測量裝置。

在ekg-信號e中可以明顯看出在范圍1300ms至2750ms內的干擾，所述干擾通過干擾信號s引起。將共模電流測量作為另一測量信號繪出和/或示出對于醫(yī)學人員而言簡化了有用信號與干擾的分離。根據(jù)經擴展的測量數(shù)據(jù)容易評價，在ekg中標出心室顫動的、在1250sm和2750ms之間的信號區(qū)段很可能歸因于共模信號干擾。

圖4示出ekg-信號e的圖表和阻抗縮放的干擾信號si的圖表，其中在單位ms的時間t上繪出單位mv的幅度a。干擾信號si和ekg-信號e借助差分測量裝置同時測量，其中由共模信號的電流測量確定干擾信號si。圖7和圖8示例性地示出所屬的測量裝置。

通過電極阻抗的獨立實施的測量，可以縮放地示出干擾信號si，如其通過所述阻抗和所測量的干擾信號在差分有用信號上可以預測的那樣。又可以看出在1250sm和2750ms之間的范圍中的干擾。

圖5示出ekg-信號e的和阻抗縮放的干擾信號si的圖表，其中在單位ms的時間t上繪出單位mv的幅度a。干擾信號si和ekg-信號e借助于差分測量裝置同時測量，其中由共模信號的電流測量確定干擾信號si。圖7和圖8示例性地示出這樣的測量裝置。

在唯一的圖表中繪出并且為更好地區(qū)分起見以不同的線寬示出這兩個信號變化過程e和si。又可以清楚地看出在1250sm和2750ms的范圍中的干擾。替代地，也可以以不同的顏色或其他區(qū)分特征在一個圖形中示出信號變化過程e和si。

信號變化過程e和si在唯一的圖表中的疊加更明顯地說明阻抗縮放的干擾信號si和ekg-信號e之間的相互關系。

圖6示出ekg-信號e的圖表和干擾指標n的圖表，其中在單位ms的時間t上繪出單位mv的ekg-信號e的幅度并且無量綱地繪出干擾指標n的幅度。

代替示出所測量的、必要時阻抗縮放的干擾信號s或si，而是由干擾信號s并且優(yōu)選地由電極的所測量的阻抗計算簡化的干擾指標n，所述干擾指標是用于ekg-信號e的預期的干擾程度的度量。對于醫(yī)學人員而言，干擾指標n不僅可以作為圖形而且例如可以作為數(shù)值或以類似于交通燈的簡化的可視化來示出。

在圖6中，干擾指標n作為具有值0至1的圖示出，其中干擾指標n在1250sm和2750ms之間的干擾階段期間增大并且否則為0。

類似于干擾指標n地，但基于所測量的有用信號和干擾信號，可以計算相關性指標，所述相關性指標反映有用信號和干擾信號之間的一致性程度，并且如干擾指標n那樣可以以最不同的形式向醫(yī)學人員示出。

可以持續(xù)不斷地或者在達到確定的干擾指標或相關性指標的情況下，在交互性操作界面中除了其余顯示以外還向用戶顯示有用信號的估計?；谠摰谝伙@示，醫(yī)學人員可以決定，還顯示哪個信號，所測量的ekg-信號或所估計的無干擾的信號。

通過分析干擾信號可以推斷，通過哪個類型的物理過程引起所述干擾。干擾信號的分析例如可以通過分類器實現(xiàn)，所述分類器在時域和頻域中搜索可預給定的特征并且將所述特征與所存儲的干擾模式進行比較。頻繁的物理過程例如是隔離的、靜態(tài)可充電的部分的運動以及所述部分的摩擦。例如心肺泵導致十分周期性的干擾模式，所述心肺泵遵守確定的頻率。在診所日常生活中的其他頻繁的干擾來源于注射泵或患者的或臨床人員的運動，當他們穿戴具有塑料成分的服飾時如此。根據(jù)所述分類向用戶示出所識別的干擾原因的類型，使得用戶可以改善其周圍環(huán)境，使得避免干擾。

由所測量的干擾信號s也可以優(yōu)選地在了解電極-皮膚-過渡電阻的情況下估計在有用信號上的干擾的幅度。在很小的干擾信號s的情況下，在有用信號上的干擾在很差的電極的情況下也是小的，與此相反在很大的干擾信號s的情況下即使在良好粘結的電極的情況下干擾還是大的。

基于阻抗測量和在有用信號上的所預期的干擾的估計，現(xiàn)在向用戶提供建議，重新并且更好地安裝電極或者如果通過電極的重新安裝不能夠實現(xiàn)改善則也可以改變工作環(huán)境，例如與患者一起尋找另一房間。

干擾信息的添加相對于簡單的阻抗測量和由此導出的用于重新安裝電極的建議適合兩點：

a)當同時出現(xiàn)相關的干擾時，差的阻抗才是不利的。

b）即使在良好的阻抗的情況下，有用信號也可能受很強的干擾影響。于是所嘗試的、電極的更好的應用是無用的。

由此僅僅當真正有意義的時候才必須重新運用電極并且因此與通過單純的阻抗測量相比明顯更少地運用電極。因此，所述方法通過在很強干擾的情況下的警告為臨床人員帶來時間與成本節(jié)省和質量收益，所述干擾自身通過電極重新運用不能夠被改善。

在進一步的上下文中因此也提高了測量的質量，因為借助差的電極也能夠實現(xiàn)不受干擾的測量這一經驗可以促使臨床人員正當?shù)刭|疑并且持久地忽視阻抗測量的效力。

圖7示出具有差分電壓測量系統(tǒng)17和與所述差分電壓測量系統(tǒng)連接的顯示單元18的生物電測量裝置的電路框圖。借助電壓測量系統(tǒng)17不僅測量生物電測量信號、諸如ekg-信號e而且測量干擾信號s。在顯示單元18上顯示并且向醫(yī)學人員提供如關于圖3至圖6描述的那樣的兩個信號的曲線變化過程和必要時其他參數(shù)以便鑒定和評估診斷的重要性。

在圖8中示出根據(jù)同一申請人的后公開專利申請de102014219943.3的用于ekg-信號的差分測量的電路裝置。第一電極1借助其輸入端與患者p連接。第一電極1是第一測量路徑14的一部分，第一測量路徑包括第一電極1和附加地包括電阻15。第二電極2借助其輸入端同樣與患者p電連接。第二電極2借助其輸出端與分流電阻3連接并且與分流電阻3一起構成第二測量路徑16。

第一放大器電路4包括第一輸入端5和第二輸入端6以及輸出端7。第一放大器電路4借助其第一輸入端5通過電阻14與第一電極1連接。第一放大器電路4借助其第二輸入端6通過分流電阻3與第二電極2電連接。第一放大器電路4的輸出端7與第一信號檢測單元12的輸入端連接。第一信號檢測單元12的輸出端與分析單元19的輸入端連接。

第二放大器電路8包括第一輸入端9和第二輸入端10，其中第二放大器電路8的第一輸入端9連接在分流電阻3和第一放大器電路4的第二輸入端6之間并且第二放大器電路8的第二輸入端10連接在第二電極2與分流電阻3之間。第二放大器電路8借助其輸出端11與第二信號檢測單元13電連接。

第一放大器電路4用于檢測生物電測量信號、也即患者p的心臟電流。第一放大器電路向第一信號檢測單元21轉發(fā)相應于由第一電極1和第二電極2檢測的信號的差的信號。然而，該信號可能還具有共模分量。

第二放大器電路8用于在分流電阻3上確定電壓降——所述電壓降與在第二測量路徑16中流動的共模電流成比例，并且將該電壓降轉發(fā)給第二信號檢測單元13。

分析單元19例如可以具有自適應濾波器，所述自適應濾波器根據(jù)由第二信號檢測單元13檢測的信號來調節(jié)并且對由第一信號檢測單元12檢測的信號進行濾波，使得由第一信號檢測單元12檢測的測量信號的共模分量被抑制。

替代地，與圖4的測量電路類似地構建的裝置可以具有多通道的結構。此外，在多通道的測量裝置中也能夠實現(xiàn)復用電路。這在相同數(shù)目的測量路徑的情況下明顯更緊湊地設計。

在圖9中示意性地示出另一差分電壓測量系統(tǒng)，例如ekg-測量電路。該差分電壓測量系統(tǒng)包括兩個測量路徑15、16和一個信號測量部件26、例如ekg-部件，其具有兩個測量電路27、28。第一測量電路27在此是以下信號測量電路，利用該信號測量電路例如測量具有共模電流的ekg-信號。第二測量電路28，在下面也稱作干擾信號測量電路，用于干擾性共模電流的測量并且被設置用于通過以下方式測量共模電流，即測量從ekg-部件26的電位v經由寄生電容或針對esd保護設計的保護電容器——在圖9中表示為阻抗im——到地的路徑上的電流。

信號測量電路27，也稱作ekg-測量電路，包括第一電極1，該第一電極借助其輸入端與患者p連接。第一電極1是第一測量路徑15的一部分，所述第一測量路徑包括第一電極1。信號測量電路27包括第二電極2，所述第二電極借助其輸入端同樣與患者p電連接。第二電極2在此是第二測量路徑16的一部分。

信號測量電路27包括第一放大器電路4，所述第一放大器電路具有第一輸入端5和第二輸入端6以及輸出端7。第一放大器電路4借助其第一輸入端5與第一電極1連接并且借助其第二輸入端6與第二電極2電連接。第一放大器電路4的輸出端7與第一信號檢測單元12的輸入端連接。

在圖9中右下方示出第二測量電路，也即干擾信號測量電路28，用于測量干擾性共模電流。干擾測量電路28不直接與ekg-測量電路27連接，而是僅僅通過參考電位v連接，所述參考電位也稱作ekg-部件的電位v。電位v例如可以是ekg-部件的電壓測量系統(tǒng)的殼體的電位。

如在圖9中可以看出，在干擾信號測量電路28中，電流ie從參考電位v經由阻抗im并且經由附加電容c流向地。阻抗im用于將流向地的電流轉換成由干擾信號測量電路28可測量的電壓。附加電容c可以包括例如寄生電容、電容器或者esd-保護電容器。

干擾信號測量電路28包括第二放大器電路8，所述第二放大器電路具有第一輸入端9和第二輸入端10和輸出端11。第二放大器電路8的第一輸入端9與阻抗im的位于參考電位v上的端部電連接并且干擾信號測量電路28的第二輸入端10與阻抗im的布置在接地側的端部連接。干擾信號測量電路28的輸出端與第二信號檢測單元13電連接。如果現(xiàn)在電流ie從ekg-部件的電位v流向地方向，則可以借助干擾信號測量電路28測量該電流。

有利地，流經附加電流路徑的電流ie比通過第一和第二測量路徑15、16的電流icm大多個數(shù)量級。此外，在附加電流路徑中的測量對輸入端布線也沒有影響。這樣的電路在使用所謂的右腿驅動（用于右腿的驅動電路）——也稱作rld-路徑——的情況下也起作用。在這種情況下，流至地的電流ie通常具有比流過測量路徑15、16的電流高1至3個數(shù)量級的值。如已經提及的那樣，在圖8中示出的信號測量電路中，用于共模電流或共模信號的測量的測量路徑雖然已經不直接在信號測量電路中，但始終還是在模擬輸入端布線的影響范圍中。與此相反，根據(jù)圖9的電路裝置僅僅還分享共同的參考電位并且因此最大地去耦合，這有利地導致通過共模電流的測量引起的、ekg-測量路徑的干擾的最小化，當并非完全被消除時。

在圖10中示意性地示出另一差分電壓測量系統(tǒng)，例如ekg-測量電路，其中在特殊的電流路徑中測量共模電流，所述電流路徑被構造為rld-路徑。在這樣的電流路徑中，以下電流irld流動：所述電流大約比通過測量電路的第一測量路徑15和第二測量路徑16的電流icm大1至3個數(shù)量級。在圖10中示出的測量電路類似于在圖9中示出的測量電路地具有第一測量路徑15和第二測量路徑16，所述第一測量路徑具有第一電極1，所述第一電極借助其輸入端與患者p連接，所述第二測量路徑具有第二電極2，所述第二電極借助其輸入端同樣與患者p電連接。

在圖10中示出的測量電路還具有第一放大器電路4，所述第一放大器電路包括第一輸入端5和第二輸入端6以及輸出端7。第一放大器電路4借助其第一輸入端5與第一電極1電連接并且借助其第二輸入端6與第二電極2電連接。放大器電路4的輸出端7與第一信號檢測單元12的輸入端電連接。

附加地，第一信號檢測單元12與驅動電路22——也稱作右腿驅動——連接。驅動電路22經由附加路徑rld借助附加接觸部29與患者p連接。通過該附加路徑——也稱作rld路徑，將患者p置于參考電位上。驅動電路22用于產生信號，所述信號被調節(jié)到單個信號或所有信號的平均共模電壓上或者可以被置于固定的電壓值上。附加地，在驅動電路22與接觸部29之間布置有分流電阻3。在分流電阻3上下降的電壓由電壓測量裝置25確定。電壓測量裝置25包括第二放大器電路8，所述第二放大器電路測量在分流電阻3上下降的電壓并且將該電壓轉發(fā)給第二信號檢測單元13。第二放大器電路8包括第一輸入端9和第二輸入端10以及輸出端11。第一輸入端9與分流電阻3的朝向驅動電路22的端部21連接并且第二輸入端10與分流電阻3的朝向患者p的端部20連接。第二放大器電路8的輸出端11與第二信號檢測單元13電連接。借助第二放大器電路8測量在分流電阻3上下降的電壓并且因此測量共模電流作為通過rld-路徑rld的電流irld的分量。

rld-路徑rld的總阻抗幾乎不受分流電阻3影響，因為該分流電阻與患者保護電阻和電極-過渡電阻相比是相對小的。用于分流電阻3的典型值在10千歐姆至100千歐姆的范圍內運動，患者保護電阻的電阻值通常位于100千歐姆至500千歐姆的范圍內，用于電極-過渡電阻的值通常位于10千歐姆至2兆歐姆的范圍內。

雖然具體地通過實施例詳細地說明和描述本發(fā)明，但本發(fā)明不限于所公開的示例，并且可以由本領域人員從中導出其他變型方案，而不脫離本發(fā)明的保護范圍。

附圖標記列表

1第一電極

2第二電極

3分流電阻

4第一放大器電路

5第一放大器電路4的第一輸入端

6第一放大器電路4的第二輸入端

7第一放大器電路4的輸出端

8第二放大器電路

9第二放大器電路8的第一輸入端

10第二放大器電路8的第二輸入端

11第二放大器電路8的輸出端

12第一信號檢測單元

13第二信號檢測單元

14電阻

15第一測量路徑

16第二測量路徑

17差分電壓測量系統(tǒng)

18顯示單元

19分析單元

20分流電阻3的端部

21分流電阻3的端部

22驅動電路

25電壓測量裝置

26信號測量部件/ekg-部件

27信號測量電路

28干擾信號測量電路

29附加的接觸部

a幅度

c電容

eekg-信號（生物電測量信號）

icm電流

ie電流

irld電流

im阻抗

n干擾指標

p患者

rld附加的電流路徑

s干擾信號

si阻抗縮放的干擾信號

t時間

v電位。