CN107019509A - 用于检测生物电信号的方法和设备 - Google Patents

Abstract

本发明说明一种用于运行生物电差分测量装置的方法。所述方法具有以下步骤：‑检测生物电测量信号（E），其中所述测量信号（E）具有生物电有用信号和干扰信号（S，SI），和‑检测通过借助所述生物电差分测量装置的共模电流测量引起的干扰信号（S）。同样说明了一种所属的差分测量装置。通过测量并显示所归因于的干扰信号（S，SI）或者由所述干扰信号导出的、干扰信号（S，SI）有多强地映射到有用信号上的指标，对于临床人员而言可以简化测量数据的分析并且因此明显降低错误诊断的风险。

Description

用于检测生物电信号的方法和设备

技术领域

本发明涉及一种用于运行差分测量装置的方法以及一种所属的用于检测生物电信号、例如EKG-信号的生物电差分测量装置。

背景技术

在生物电信号的、尤其EKG-信号的测量中由于测量装置的不理想的测量输入端而出现共模干扰信号。共模干扰信号是通过共模信号引起的干扰，如其例如可以由具有50Hz的电网频率产生的那样。

当在差分信号测量中在两个测量输入端上出现不相等的条件、如不同的阻抗和电容的时候出现共模干扰信号。用于测量心电图（EKG）的常用测量装置的示例在图1中示出。

图1示出根据现有技术的用于测量患者P的EKG-信号的电路装置。该电路装置包括第一电极1和第二电极2，它们与患者P接触，使得心脏电流可以通过电极1和2流至差分放大器4。差分放大器4具有第一输入端5、第二输入端6和输出端7。第一输入端5与第一电极1并且第二输入端6与第二电极2电连接。

放大器4的输出信号被传送给第一信号检测单元12，所述第一信号检测单元检测由放大器4放大的信号。这两个电极1和2以RC元件符号表示，该RC元件应表示两个测量路径15、16的阻抗值。在此，第一测量路径15从第一电极1与患者P的接触部经由第一电极1延伸到放大器4的第一输入端5并且第二测量路径16从第二电极2与患者P的接触部经由第二电极2延伸至放大器4的第二输入端6。

用于通过500千欧姆的阻抗差引起的共模干扰的EKG-信号E的一个示例在图2中给出。所属的测量结构相应于图1中的测量结构。在所示出的图表中，在单位为秒的时间t上绘出单位为mV的EKG-信号E的幅度A。干扰方的幅度A例如在500千欧姆阻抗差的示例中是约1.3mV。在该示例中，强的EKG-信号E以大于2mV的幅度A存在，但也有这样的患者P，其具有仅仅0.1mV的幅度A，该幅度将在这些干扰方中完全消失。在较大的阻抗差的情况下，共模干扰信号的幅度A进一步增加并且也可以达到所示示图的多倍。

原则上在差分测量装置中共模信号、例如干扰信号没有被一起放大，使得它们被抑制。然而，测量装置的输入端的不同阻抗导致在差分测量装置的放大器电路的两个输入端上存在由相同干扰信号引起的不同的输入信号，使得现在差分干扰信号与实际测量信号一起被放大。所述共模干扰信号在患者、例如人或动物上的应用中非常强，因为在患者皮肤上的这些电极接触部在无昂贵的准备的情况下具有非常不同的品质。

在患者上的电极接触部可以具有在10千欧姆和数兆欧姆之间的阻抗以及同样具有强烈地发生变化的电容。由此，在两个测量输入端上的阻抗和电容之间的差也位于直至数兆欧姆的范围内。通过500千欧姆的这样的阻抗差引起的共模干扰的EKG-信号E的一个示例在图2中示出。在测量装置的输入端上的阻抗差有时还更高，使得几乎不能够实现测量信号的分析或者可能导致错误诊断。

与此相反，电极接触部的阻抗的总和由于在具有数百兆欧姆至数千兆欧姆的输入阻抗的电路技术方面的进步而几乎不重要。该总和对于共模干扰信号完全不重要的。

用于在生物电信号的测量中的共模干扰抑制的方法并非在诊断的所有情况中是可靠的，因为这有时根据规范需要所示测量数据的受保证的传输功能，但这通过自适应方法不能够被保证。但共模干扰信号在诊断环境中是干扰性的并且可能导致错误诊断。

在诊断环境中信号干扰的评价到目前为止是医生的责任，医生基于由有用信号和干扰信号组成的测量信号必须自身确定，哪些信号分量在诊断方面是有意义的并且哪些信号分量通过干扰引起。

为了使干扰分量最小化，医学人员因此应负责良好的并且稳定的电极-皮肤-过渡电阻和因此尽可能对称的测量路径。但即使借助非常良好的过渡电阻也不保证无干扰，因为仅仅基于测量结构中的公差不能够实现完美的对称性。仅仅少的测量设备实施电极-过渡电阻的阻抗测量，以便在施加电极的情况下为医学人员提供帮助。

发明内容

因此，本发明的任务是，说明一种支持生物电信号的诊断性分析的方法和设备。

根据本发明，所提出的任务借助独立权利要求的方法和设备解决。有利的扩展方案在从属权利要求中说明。

本发明的一个重要的方面在于用于运行生物电差分测量装置的方法，其中除了受共模信号干扰的有用信号之外也借助差分测量装置确定干扰信号。将两个信号未经改变地或经改变地或者由此导出的指标提供给差分测量装置的操作人员。

本发明要求保护一种用于运行生物电差分测量装置的方法，其具有生物电测量信号的检测和通过借助相同的生物电差分测量装置的共模电流测量引起的干扰信号的同时检测，其中所述测量信号具有生物电有用信号和干扰信号。两个信号未经改变地或经改变地显示给用户。

对于诊断性分析，测量信号的精确的并且经常由生理学决定地不寻常的信号变化过程是重要的。在差分测量的情况下，如上所述，所述信号变化过程可以受外部干扰影响，所述外部干扰本身有时几乎不可识别或者完全不可识别。通过测量或者显示归因于所述外部干扰的干扰信号或者干扰信号以何种程度映射到有用信号上的指标，可以使测量信号的分析对于临床人员而言变得容易。由此降低了错误诊断的风险。

在所述方法的一种扩展方案中，同时在时间上显示所述生物电测量信号和干扰信号。

在另一种实施方式中，在时间上显示所述生物电测量信号和阻抗缩放的干扰信号，其中为了缩放所述干扰信号，使用所述测量装置的电极的事先确定的阻抗。由此，干扰可在其绝对大小方面适合于测量信号地显示。

在另一种构造中，可以在共同的图表中颜色不同地示出所述生物电测量信号和阻抗缩放的干扰信号。例如，测量信号着色为黑色并且干扰信号着色为红色。

在所述方法的一种扩展方案中，由所述干扰信号确定干扰指标，所述干扰指标是用于所述生物电测量信号的干扰程度的度量，并且在时间上光学显示所述生物电测量信号以及所述干扰指标。

在另一种实施方式中，确定相关性指标，所述相关性指标是用于在所述生物电测量信号和所述干扰信号之间的相关性的度量，并且在时间上光学显示所述生物电测量信号以及所述相关性指标。

在另一种实施方式中，确定无干扰信号的生物电测量信号并且在时间上附加地光学显示所述无干扰信号的生物电测量信号。

在一种优选的构型中，可以实现所述干扰信号的分析，所述分析确定由所述干扰引起的物理过程的类型。

在一种扩展方案中，所述分析可以基于在时域和/或频域中的特征比较并且进行与所存储的干扰模式的比较。

通过干扰的分类，可以通过临床用户有针对性地改善患者环境，使得较少的干扰或无干扰产生并且即使利用差的电极-过渡电阻的每一次测量质地变得更好。基于否则非常难以分析的干扰源，这在共模干扰处理方面和对于所述干扰源的改善的评估是一个优点。作为第二方面，分类在接近大型设备的EKG测量的应用中可以由大型设备的制造商用于检测并且有针对性地最小化所述大型设备的干扰辐射。

本发明也要求保护一种测量装置，所述测量装置用于测量和显示生物电测量信号，所述测量装置具有差分电压测量***，所述差分电压测量***借助根据本发明的方法检测所述生物电测量信号和所述干扰信号。

在一种扩展方案中，所述测量装置具有显示单元，所述显示单元显示所确定的信号或指标。

在另一种实施方式中，所述差分电压测量***具有以下部件：

-第一电极和第二电极，所述第一电极和所述第二电极在输入端上与患者连接并且在所述输出端上提供各一个测量接触部，

-分流电阻，所述分流电阻与所述第二电极串联连接，

-第一放大器电路，所述第一放大器电路具有用于所述第一电极的第一信号的第一输入端和用于所述第二电极的第二信号的第二输入端并且具有输出端，

-第二放大器电路，所述第二放大器电路具有第一输入端和第二输入端并且具有输出端，其中所述第二放大器电路的第一输入端连接在所述分流电阻和所述第一放大器电路的第二输入端之间并且所述第二放大器电路的第二输入端连接在所述第二电极和所述分流电阻之间，

-在所述第一放大器电路的输出端上的第一信号检测单元，和

-在所述第二放大器电路的输出端上的第二信号检测单元，所述第二信号检测单元检测所述第二放大器电路的信号作为共模电流的电流强度的测量参量。

附图说明

本发明的其他特点和优点从多个实施例借助附图的随后解释中可见。

其中：

图1示出根据现有技术的EKG-测量装置的电路框图，

图2示出根据现有技术的具有所叠加的干扰信号的EKG-信号的图表，

图3示出EKG-信号的图表和干扰信号的图表，

图4示出EKG-信号的图表和阻抗缩放的干扰信号的图表，

图5示出EKG-信号的图表和阻抗缩放的干扰信号的图表，

图6示出EKG-信号的图表和干扰指标的图表，

图7示出生物电测量装置的电路框图，

图8示出差分电压测量***的电路框图，

图9示意性地示出另一差分电压测量***，并且

图10示意性地示出另一差分电压测量***。

具体实施方式

多个实施例的详细描述

下面以EKG-测量和EKG-信号（作为生物电测量信号）为例详细描述本发明。在另外的生物电测量中，例如在EEG-测量中可以类似地应用本发明。

图3示出EKG-信号E的图表和干扰信号的图表，其中在单位ms的时间t上绘出单位mV的幅度A。干扰信号S和EKG-信号E借助差分测量装置同时测量，其中所述干扰信号由共模信号的电流测量来确定。图7和图8示例性地示出这样的测量装置。

在EKG-信号E中可以明显看出在范围1300ms至2750ms内的干扰，所述干扰通过干扰信号S引起。将共模电流测量作为另一测量信号绘出和/或示出对于医学人员而言简化了有用信号与干扰的分离。根据经扩展的测量数据容易评价，在EKG中标出心室颤动的、在1250sm和2750ms之间的信号区段很可能归因于共模信号干扰。

图4示出EKG-信号E的图表和阻抗缩放的干扰信号SI的图表，其中在单位ms的时间t上绘出单位mV的幅度A。干扰信号SI和EKG-信号E借助差分测量装置同时测量，其中由共模信号的电流测量确定干扰信号SI。图7和图8示例性地示出所属的测量装置。

通过电极阻抗的独立实施的测量，可以缩放地示出干扰信号SI，如其通过所述阻抗和所测量的干扰信号在差分有用信号上可以预测的那样。又可以看出在1250sm和2750ms之间的范围中的干扰。

图5示出EKG-信号E的和阻抗缩放的干扰信号SI的图表，其中在单位ms的时间t上绘出单位mV的幅度A。干扰信号SI和EKG-信号E借助于差分测量装置同时测量，其中由共模信号的电流测量确定干扰信号SI。图7和图8示例性地示出这样的测量装置。

在唯一的图表中绘出并且为更好地区分起见以不同的线宽示出这两个信号变化过程E和SI。又可以清楚地看出在1250sm和2750ms的范围中的干扰。替代地，也可以以不同的颜色或其他区分特征在一个图形中示出信号变化过程E和SI。

信号变化过程E和SI在唯一的图表中的叠加更明显地说明阻抗缩放的干扰信号SI和EKG-信号E之间的相互关系。

图6示出EKG-信号E的图表和干扰指标N的图表，其中在单位ms的时间t上绘出单位mV的EKG-信号E的幅度并且无量纲地绘出干扰指标N的幅度。

代替示出所测量的、必要时阻抗缩放的干扰信号S或SI，而是由干扰信号S并且优选地由电极的所测量的阻抗计算简化的干扰指标N，所述干扰指标是用于EKG-信号E的预期的干扰程度的度量。对于医学人员而言，干扰指标N不仅可以作为图形而且例如可以作为数值或以类似于交通灯的简化的可视化来示出。

在图6中，干扰指标N作为具有值0至1的图示出，其中干扰指标N在1250sm和2750ms之间的干扰阶段期间增大并且否则为0。

类似于干扰指标N地，但基于所测量的有用信号和干扰信号，可以计算相关性指标，所述相关性指标反映有用信号和干扰信号之间的一致性程度，并且如干扰指标N那样可以以最不同的形式向医学人员示出。

可以持续不断地或者在达到确定的干扰指标或相关性指标的情况下，在交互性操作界面中除了其余显示以外还向用户显示有用信号的估计。基于该第一显示，医学人员可以决定，还显示哪个信号，所测量的EKG-信号或所估计的无干扰的信号。

通过分析干扰信号可以推断，通过哪个类型的物理过程引起所述干扰。干扰信号的分析例如可以通过分类器实现，所述分类器在时域和频域中搜索可预给定的特征并且将所述特征与所存储的干扰模式进行比较。频繁的物理过程例如是隔离的、静态可充电的部分的运动以及所述部分的摩擦。例如心肺泵导致十分周期性的干扰模式，所述心肺泵遵守确定的频率。在诊所日常生活中的其他频繁的干扰来源于注射泵或患者的或临床人员的运动，当他们穿戴具有塑料成分的服饰时如此。根据所述分类向用户示出所识别的干扰原因的类型，使得用户可以改善其周围环境，使得避免干扰。

由所测量的干扰信号S也可以优选地在了解电极-皮肤-过渡电阻的情况下估计在有用信号上的干扰的幅度。在很小的干扰信号S的情况下，在有用信号上的干扰在很差的电极的情况下也是小的，与此相反在很大的干扰信号S的情况下即使在良好粘结的电极的情况下干扰还是大的。

基于阻抗测量和在有用信号上的所预期的干扰的估计，现在向用户提供建议，重新并且更好地安装电极或者如果通过电极的重新安装不能够实现改善则也可以改变工作环境，例如与患者一起寻找另一房间。

干扰信息的添加相对于简单的阻抗测量和由此导出的用于重新安装电极的建议适合两点：

a)当同时出现相关的干扰时，差的阻抗才是不利的。

b）即使在良好的阻抗的情况下，有用信号也可能受很强的干扰影响。于是所尝试的、电极的更好的应用是无用的。

由此仅仅当真正有意义的时候才必须重新运用电极并且因此与通过单纯的阻抗测量相比明显更少地运用电极。因此，所述方法通过在很强干扰的情况下的警告为临床人员带来时间与成本节省和质量收益，所述干扰自身通过电极重新运用不能够被改善。

在进一步的上下文中因此也提高了测量的质量，因为借助差的电极也能够实现不受干扰的测量这一经验可以促使临床人员正当地质疑并且持久地忽视阻抗测量的效力。

图7示出具有差分电压测量***17和与所述差分电压测量***连接的显示单元18的生物电测量装置的电路框图。借助电压测量***17不仅测量生物电测量信号、诸如EKG-信号E而且测量干扰信号S。在显示单元18上显示并且向医学人员提供如关于图3至图6描述的那样的两个信号的曲线变化过程和必要时其他参数以便鉴定和评估诊断的重要性。

在图8中示出根据同一申请人的后公开专利申请DE 10 2014 219 943.3的用于EKG-信号的差分测量的电路装置。第一电极1借助其输入端与患者P连接。第一电极1是第一测量路径14的一部分，第一测量路径包括第一电极1和附加地包括电阻15。第二电极2借助其输入端同样与患者P电连接。第二电极2借助其输出端与分流电阻3连接并且与分流电阻3一起构成第二测量路径16。

第一放大器电路4包括第一输入端5和第二输入端6以及输出端7。第一放大器电路4借助其第一输入端5通过电阻14与第一电极1连接。第一放大器电路4借助其第二输入端6通过分流电阻3与第二电极2电连接。第一放大器电路4的输出端7与第一信号检测单元12的输入端连接。第一信号检测单元12的输出端与分析单元19的输入端连接。

第二放大器电路8包括第一输入端9和第二输入端10，其中第二放大器电路8的第一输入端9连接在分流电阻3和第一放大器电路4的第二输入端6之间并且第二放大器电路8的第二输入端10连接在第二电极2与分流电阻3之间。第二放大器电路8借助其输出端11与第二信号检测单元13电连接。

第一放大器电路4用于检测生物电测量信号、也即患者P的心脏电流。第一放大器电路向第一信号检测单元21转发相应于由第一电极1和第二电极2检测的信号的差的信号。然而，该信号可能还具有共模分量。

第二放大器电路8用于在分流电阻3上确定电压降——所述电压降与在第二测量路径16中流动的共模电流成比例，并且将该电压降转发给第二信号检测单元13。

分析单元19例如可以具有自适应滤波器，所述自适应滤波器根据由第二信号检测单元13检测的信号来调节并且对由第一信号检测单元12检测的信号进行滤波，使得由第一信号检测单元12检测的测量信号的共模分量被抑制。

替代地，与图4的测量电路类似地构建的装置可以具有多通道的结构。此外，在多通道的测量装置中也能够实现复用电路。这在相同数目的测量路径的情况下明显更紧凑地设计。

在图9中示意性地示出另一差分电压测量***，例如EKG-测量电路。该差分电压测量***包括两个测量路径15、16和一个信号测量部件26、例如EKG-部件，其具有两个测量电路27、28。第一测量电路27在此是以下信号测量电路，利用该信号测量电路例如测量具有共模电流的EKG-信号。第二测量电路28，在下面也称作干扰信号测量电路，用于干扰性共模电流的测量并且被设置用于通过以下方式测量共模电流，即测量从EKG-部件26的电位V经由寄生电容或针对ESD保护设计的保护电容器——在图9中表示为阻抗IM——到地的路径上的电流。

信号测量电路27，也称作EKG-测量电路，包括第一电极1，该第一电极借助其输入端与患者P连接。第一电极1是第一测量路径15的一部分，所述第一测量路径包括第一电极1。信号测量电路27包括第二电极2，所述第二电极借助其输入端同样与患者P电连接。第二电极2在此是第二测量路径16的一部分。

信号测量电路27包括第一放大器电路4，所述第一放大器电路具有第一输入端5和第二输入端6以及输出端7。第一放大器电路4借助其第一输入端5与第一电极1连接并且借助其第二输入端6与第二电极2电连接。第一放大器电路4的输出端7与第一信号检测单元12的输入端连接。

在图9中右下方示出第二测量电路，也即干扰信号测量电路28，用于测量干扰性共模电流。干扰测量电路28不直接与EKG-测量电路27连接，而是仅仅通过参考电位V连接，所述参考电位也称作EKG-部件的电位V。电位V例如可以是EKG-部件的电压测量***的壳体的电位。

如在图9中可以看出，在干扰信号测量电路28中，电流I_E从参考电位V经由阻抗IM并且经由附加电容C流向地。阻抗IM用于将流向地的电流转换成由干扰信号测量电路28可测量的电压。附加电容C可以包括例如寄生电容、电容器或者ESD-保护电容器。

干扰信号测量电路28包括第二放大器电路8，所述第二放大器电路具有第一输入端9和第二输入端10和输出端11。第二放大器电路8的第一输入端9与阻抗IM的位于参考电位V上的端部电连接并且干扰信号测量电路28的第二输入端10与阻抗IM的布置在接地侧的端部连接。干扰信号测量电路28的输出端与第二信号检测单元13电连接。如果现在电流I_E从EKG-部件的电位V流向地方向，则可以借助干扰信号测量电路28测量该电流。

有利地，流经附加电流路径的电流I_E比通过第一和第二测量路径15、16的电流I_CM大多个数量级。此外，在附加电流路径中的测量对输入端布线也没有影响。这样的电路在使用所谓的右腿驱动（用于右腿的驱动电路）——也称作RLD-路径——的情况下也起作用。在这种情况下，流至地的电流I_E通常具有比流过测量路径15、16的电流高1至3个数量级的值。如已经提及的那样，在图8中示出的信号测量电路中，用于共模电流或共模信号的测量的测量路径虽然已经不直接在信号测量电路中，但始终还是在模拟输入端布线的影响范围中。与此相反，根据图9的电路装置仅仅还分享共同的参考电位并且因此最大地去耦合，这有利地导致通过共模电流的测量引起的、EKG-测量路径的干扰的最小化，当并非完全被消除时。

在图10中示意性地示出另一差分电压测量***，例如EKG-测量电路，其中在特殊的电流路径中测量共模电流，所述电流路径被构造为RLD-路径。在这样的电流路径中，以下电流I_RLD流动：所述电流大约比通过测量电路的第一测量路径15和第二测量路径16的电流I_CM大1至3个数量级。在图10中示出的测量电路类似于在图9中示出的测量电路地具有第一测量路径15和第二测量路径16，所述第一测量路径具有第一电极1，所述第一电极借助其输入端与患者P连接，所述第二测量路径具有第二电极2，所述第二电极借助其输入端同样与患者P电连接。

在图10中示出的测量电路还具有第一放大器电路4，所述第一放大器电路包括第一输入端5和第二输入端6以及输出端7。第一放大器电路4借助其第一输入端5与第一电极1电连接并且借助其第二输入端6与第二电极2电连接。放大器电路4的输出端7与第一信号检测单元12的输入端电连接。

附加地，第一信号检测单元12与驱动电路22——也称作右腿驱动——连接。驱动电路22经由附加路径RLD借助附加接触部29与患者P连接。通过该附加路径——也称作RLD路径，将患者P置于参考电位上。驱动电路22用于产生信号，所述信号被调节到单个信号或所有信号的平均共模电压上或者可以被置于固定的电压值上。附加地，在驱动电路22与接触部29之间布置有分流电阻3。在分流电阻3上下降的电压由电压测量装置25确定。电压测量装置25包括第二放大器电路8，所述第二放大器电路测量在分流电阻3上下降的电压并且将该电压转发给第二信号检测单元13。第二放大器电路8包括第一输入端9和第二输入端10以及输出端11。第一输入端9与分流电阻3的朝向驱动电路22的端部21连接并且第二输入端10与分流电阻3的朝向患者P的端部20连接。第二放大器电路8的输出端11与第二信号检测单元13电连接。借助第二放大器电路8测量在分流电阻3上下降的电压并且因此测量共模电流作为通过RLD-路径RLD的电流I_RLD的分量。

RLD-路径RLD的总阻抗几乎不受分流电阻3影响，因为该分流电阻与患者保护电阻和电极-过渡电阻相比是相对小的。用于分流电阻3的典型值在10千欧姆至100千欧姆的范围内运动，患者保护电阻的电阻值通常位于100千欧姆至500千欧姆的范围内，用于电极-过渡电阻的值通常位于10千欧姆至2兆欧姆的范围内。

虽然具体地通过实施例详细地说明和描述本发明，但本发明不限于所公开的示例，并且可以由本领域人员从中导出其他变型方案，而不脱离本发明的保护范围。

附图标记列表

1 第一电极

2 第二电极

3 分流电阻

4 第一放大器电路

5 第一放大器电路4的第一输入端

6 第一放大器电路4的第二输入端

7 第一放大器电路4的输出端

8 第二放大器电路

9 第二放大器电路8的第一输入端

10 第二放大器电路8的第二输入端

11 第二放大器电路8的输出端

12 第一信号检测单元

13 第二信号检测单元

14 电阻

15 第一测量路径

16 第二测量路径

17 差分电压测量***

18 显示单元

19 分析单元

20 分流电阻3的端部

21 分流电阻3的端部

22 驱动电路

25 电压测量装置

26 信号测量部件/EKG-部件

27 信号测量电路

28 干扰信号测量电路

29 附加的接触部

A 幅度

C 电容

E EKG-信号（生物电测量信号）

I_CM 电流

I_E 电流

I_RLD 电流

IM 阻抗

N 干扰指标

P 患者

RLD 附加的电流路径

S 干扰信号

SI 阻抗缩放的干扰信号

t 时间

V 电位。

Claims (11)

1.用于运行生物电差分测量装置的方法，所述方法具有以下同步的步骤：

- 检测生物电测量信号 （E），其中所述测量信号（E）具有生物电有用信号和干扰信号（S，SI），

- 检测通过借助所述生物电差分测量装置的共模电流测量引起的干扰信号（S），以及

在显示单元（18）上显示所述测量信号（E）和所述干扰信号（S）、经改变的干扰信号或者由所述干扰信号确定的干扰指标。

2. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于

- 在时间（t）上光学显示所述生物电测量信号（E）并且

- 在时间（t）上光学显示所述干扰信号（S）。

3. 根据权利要求1所述的方法，其特征在于，

- 在时间（t）上光学显示所述生物电测量信号（E）并且

- 在时间（t）上光学显示阻抗缩放的干扰信号（SI），

- 其中为了缩放所述干扰信号（S），使用所述测量装置的电极（1，2）的事先确定的阻抗。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，在共同的图表中颜色不同地示出所述生物电测量信号（E）和阻抗缩放的干扰信号（SI）。

5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，

- 由所述干扰信号（S）确定干扰指标（N），所述干扰指标是用于所述生物电测量信号（E）的干扰程度的度量，

- 在时间（t）上光学显示所述生物电测量信号（E），并且

- 在时间（t）上光学显示所述干扰指标（N）。

6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，

- 确定相关性指标，所述相关性指标是用于在所述生物电测量信号（E）和所述干扰信号（S）之间的相关性的度量，

- 在时间（t）上光学显示所述生物电测量信号（E），并且

- 在时间（t）上光学显示所述相关性指标。

7. 根据以上权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，

- 确定无干扰信号的生物电测量信号，并且

- 在时间（t）上光学显示所述无干扰信号的生物电测量信号。

8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，

- 分析所述干扰信号（S），所述分析确定由所述干扰引起的物理过程的类型。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述分析基于在时域和/或频域中的特征比较并且进行与所存储的干扰模式的比较。

10. 一种测量装置，所述测量装置用于测量和显示生物电测量信号（E），其特征在于：

- 差分电压测量***（17），所述差分电压测量***被构造用于根据以上权利要求中任一项所述的方法检测所述生物电测量信号（E）和所述干扰信号（S，SI），和

- 显示单元（18），所述显示单元被构造用于显示所确定的信号（E，S，SI）或指标（N）。

11.根据权利要求10所述的测量装置，其特征在于，所述差分电压测量***具有：

- 第一电极（1）和第二电极（2），所述第一电极和所述第二电极在输入端上与患者（P）连接并且在输出端上提供各一个测量接触部，

- 分流电阻（3），所述分流电阻与所述第二电极（2）串联连接，

- 第一放大器电路（4），所述第一放大器电路具有用于所述第一电极（1）的第一信号的第一输入端（5）和用于所述第二电极（2）的第二信号的第二输入端（6）并且具有输出端（7），

- 第二放大器电路（8），所述第二放大器电路具有第一输入端（9）和第二输入端（10）并且具有输出端（11），其中所述第二放大器电路（8）的第一输入端（9）连接在所述分流电阻（3）和所述第一放大器电路（4）的第二输入端之间并且所述第二放大器电路（8）的第二输入端（10）连接在所述第二电极（2）和所述分流电阻（3）之间，

- 在所述第一放大器电路（4）的输出端（7）上的第一信号检测单元（12），和

- 在所述第二放大器电路（8）的输出端（11）上的第二信号检测单元（13），所述第二信号检测单元检测所述第二放大器电路（8）的信号作为共模电流的电流强度的测量参量。