JP2008539041A - Ｍｒｉにおいて使用するためのｅｃｇケーブル - Google Patents

Abstract

ＭＲＩ環境において患者をモニタする際に用いるためのケーブル。一実施形態において、ケーブルは、可撓性の基板から構成され、上記可撓性の基板上には、伝導性のインクを用いて、伝導性のトレースが引かれている。一実施形態において、可撓性の基板は、Ｋａｐｔｏｎである。一実施形態において、伝導性のインクは、カーボンインクである。一実施形態において、カーボンインクは、１０ｏｈｍｓ／ｓｑの抵抗を有する。一実施形態において、ケーブルは、１０，０００ｏｈｍｓ／ｆｔの分散インピーダンスを有する。

Description

（本発明の分野）
本発明は、モニタケーブルの分野に関し、より詳細には、ＭＲＩ環境において用いられるモニタケーブルの分野に関する。

（本発明の背景）
磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ）における最近の進歩により、ＭＲＩを用いて心臓を画像化することに関する興味が持たれている。ＭＲＩ画像はスライス毎の動きに敏感であり、心臓が停止することは実際には起こり得ないので、ＥＣＧ信号の「Ｒ」波のピークを正確に検出して、トリガ信号を生成し、これにより、心臓が同じ相対位置に存在するときに、各画像スライスが撮られることを保証する必要がある。

伝統的なアプローチは、非金属電極と、患者リードとを用い、処理が行なわれ得るＥＣＧ増幅器に向け、磁石のボアの外にＥＣＧ信号を引き出す。しかしながら、ＭＲＩ画像取得の性質により、患者は、患者に対し軸方向に照準が合わされた極度の静磁場、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸における移動磁場勾配（ｍｏｖｉｎｇ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｇｒａｄｉｅｎｔ）、ならびに約１５００Ｖ／メートルのパルス化された無線周波数（ＲＦ）場の対象となる。これらの場の各々は、ＥＣＧ信号の「Ｒ」波の正確な検出について、特別な挑戦を提示する。

これらの各々を順に考えると、ほとんどのＭＲＩデバイスにおける静磁場は、約１．５Ｔ（テスラ）であるか、または地球の磁場よりも約５０００倍強い。このことは、磁石のボアの近くにある磁性のアイテムが発射体となり、患者または医者に怪我をさせる結果になるという問題を提示する。また、「Ｒ」波の検出に関する２次的な問題もある。血液（これは、伝導性である）は、静磁場に対して垂直な方向に、心臓を出る。磁場における血液の動きは、「磁気ホモダイナミック効果（ｍａｇｎｅｔｏ−ｈｏｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｅｆｆｅｃｔ）」を引き起こし、血液中に電流が誘導される結果を招く。言い換えると、血液は磁場に対して直角に動く伝導体であるので、これは、発電機と等価である。血液中に誘導された電流は、「Ｔ」波を歪め（これは、心臓の再分極を示す）、「Ｔ」波の振幅を実際よりもはるかに大きく見えるようにし得る。このことは、一部の「Ｒ」波検出アルゴリズムが、代わりに「Ｔ」波を検出する結果を招き、これは、所望のトリガポイントから約４０ｍＳのシフトを引き起こし得る。

第２の問題は、移動磁場勾配によって引き起こされるが、これは、移動磁場勾配が、移動磁場勾配に対して露出されている任意の伝導体において電流が生成される原因となり得るからである。ＭＲＩのボア内部で患者リードおよび患者ケーブルを用い、低レベル（典型的には、１ｍＶ）のＥＣＧ信号を増幅器へと引き出すことは、ＥＣＧ信号自身と同じ帯域幅であり得るＥＣＧ信号におけるアーチファクトを引き起こし得る。勾配の周波数および持続時間は、実行されるスキャンシーケンスのタイプの関数であり、固定されたフィルタシーケンスを用いて効果的にフィルタされ得ない。

最後に、パルス化されたＲＦ場は、効果的なＥＣＧ検出に関し、最大の挑戦を提示する。通常、ＲＦパルスは、１．５Ｔのシステムに対して６４ＭＨｚに集中されたＳＩＮＣ（（Ｓｉｎ ｘ）／ｘ）のパルスであり、持続時間は、約５ｍＳである。パルスの反復速度は、数十Ｈｚから数ＫＨｚまでである。場は、磁石のボア内部で生成され、パルスを生成するコイルは、５０ＫＷのＲＦ電力を用いて活性化され、上記ＲＦ電力は、しばしば１５００Ｖ／Ｍを超過する場の強さを形成する。これらのＲＦパルスは、非常に高出力であるので、患者リードが場に露出されるときに、患者にとって重大なリスクの源となる。ワイヤ（ワイヤ自身の周りでループする）は、絶縁体を介する短絡回路として現れ得る。言い換えると、このことは、ループ内で渦電流が生成されることを可能にし、渦電流は、その後ワイヤを加熱し、第３度のやけどを引き起こすのに十分であり得る。渦電流の生成を制限するために、患者リードは、約１０Ｋｏｈｍｓ／ｆｔの分散インピーダンスを有していなければならない。結果として、ＲＦパルスは、電極において潜在的に熱を生成することに加え、ＥＣＧ増幅器において、患者のスキャンに用いられる反復速度で、アーチファクトを形成する。患者リードのインピーダンスの高さはまた、システムの電気的なノイズを増大させる。

現在市場に出回っているシステムによって用いられている伝統的なアプローチは、高インピーダンスの患者リードに取り付けられたカーボンファイバーの電極を用い、磁石のボアの外へと、低レベル（１〜５ｍＶ）のＥＣＧ信号を引き出すことを含む。一旦ボアの外に出ると、高インピーダンスのリードは、従来の患者ケーブルに接続し、これはその後、ＥＣＧ増幅器に信号を供給する。ＥＣＧ増幅器は、典型的には、磁石の外部のＲＦシールド筺体に、しばしば１５フィートの範囲だけ離れて配置される。信号は、ＭＲＩアーチファクトによって非常に劣化されているので、「Ｒ」波を検出するのに十分な程度に信号をきれいにするために、大量の後処理（ｐｏｓｔ−ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）が必要とされる。この処理は、通常、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）ベースであり、経時的に迅速にパラメータを変化させることができるフィルタを使用してアーチファクトを低減させることを必要とし得る。これらは、一般に、適応フィルタと呼称される。現在、全てのスキャン状況下できれいなＥＣＧ波形を生成することができる解決策を有している製造業者は存在しない。

本発明は、ＭＲＩ場におけるケーブルの使用を取り巻くこれらの問題を低減させることを助ける。

（本発明の概要）
本発明は、ＭＲＩ環境において患者をモニタする際に用いるためのケーブルに関する。一実施形態において、ケーブルは、可撓性の基板から構成され、上記可撓性の基板上には、伝導性のインクを用いて、伝導性のトレースが引かれている。一実施形態において、可撓性の基板は、Ｋａｐｔｏｎである。一実施形態において、伝導性のインクは、カーボンインクである。一実施形態において、カーボンインクは、１０ｏｈｍｓ／ｓｑの抵抗を有している。一実施形態において、ケーブルは、１０，０００ｏｈｍｓ／ｆｔの分散インピーダンスを有している。本明細書に開示されている様々な実施形態において、ケーブル、ならびにそれと電気的に連絡する要素は、ＭＲＩデバイスによって誘導された磁場に応答する動きに実質的に耐えることに適合されている。

別の局面において、本発明は、ＭＲＩ環境において患者をモニタすることに適合されたケーブルを製造する方法に関する。方法は、第１の表面および第２の表面を有する可撓性の基板を提供するステップと；伝導性のインクを用いて第１の表面上に複数の伝導性のトレースを引くステップとを含む。

さらに別の局面において、本発明は、ＭＲＩ環境において患者をモニタするためのシステムに関する。システムは、ケーブルと、ＥＣＧモニタと、ＥＣＧ電極とを含む。ケーブルは、可撓性の基板を含み、上記可撓性の基板上には、伝導性のインクを用いて、複数の伝導性のトレースが引かれており、ケーブルは、ＭＲＩデバイスによって誘導された磁場に応答する動きに実質的に耐えることに適合されている。言い換えると、ＥＣＧモニタは、ケーブルと電気的に連絡することに適合されている。システムはまた、ケーブルと電気的に連絡するＥＣＧ電極をも含み、ケーブルは、ＭＲＩ環境において患者をモニタする際に用いることに適合されている。

（好適な実施形態の説明）
図１を参照すると、本発明にしたがって構成されたケーブルは、可撓性の基板１２から構成されたケーブル１０を含んでおり、上記可撓性の基板上には、伝導性のインクを用いて、複数の伝導性のトレース１４が引かれている。（カリフォルニア州、カルバーシティのＯｈｍｅｇａ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）。一実施形態において、可撓性の基板は、Ｋａｐｔｏｎである。一実施形態において、伝導性のインクは、カーボンインクである。一実施形態において、カーボンインクは、１０ｏｈｍｓ／ｓｑの抵抗を有する。一実施形態において、ケーブルは、１０，０００ｏｈｍｓ／ｆｔのインピーダンスを有する。

一実施形態において、示されているケーブルは、ＥＣＧモニタと共に用いるための、６フィート長のケーブルである。そのようなケーブルは、４本のトレースを有し、ＥＣＧモニタへと信号を伝導する。ケーブルの２つの端部１６，１６’は、銅パッドを有する延長領域を含んでおり、上記銅パッドは、ケーブルの一端部がＥＣＧ電極に接続し、他端部がＥＣＧモニタに接続することを可能にする。

本発明は、ＥＣＧモニタケーブルの範疇で記載されてきたが、ＭＲＩ場において適切なモニタを用いることにより、適切な数の伝導体を有するケーブルが、患者上のセンサに接続され得る。

図１は、本発明にしたがって構成されたケーブルの実施形態のスキーム図である。

Claims (15)

1. ＭＲＩ環境において患者をモニタする際に用いるためのケーブルであって、
   可撓性の基板
   を備え、該可撓性の基板上には、伝導性のインクを用いて、伝導性のトレースが引かれている、ケーブル。
2. 前記可撓性の基板は、Ｋａｐｔｏｎである、請求項１に記載のケーブル。
3. 前記伝導性のインクは、カーボンインクである、請求項１に記載のケーブル。
4. 前記カーボンインクは、１０ｏｈｍｓ／ｓｑの抵抗を有している、請求項３に記載のケーブル。
5. 前記ケーブルは、１０，０００ｏｈｍｓ／ｆｔの分散インピーダンスを有している、請求項１に記載のケーブル。
6. ＭＲＩ環境において患者をモニタすることに適合されたケーブルを製造する方法であって、該方法は、
   第１の表面および第２の表面を有する可撓性の基板を提供するステップと、
   伝導性のインクを用いて該第１の表面上に複数の伝導性のトレースを引くステップと
   を包含する、方法。
7. 前記可撓性の基板は、Ｋａｐｔｏｎである、請求項６に記載の方法。
8. 前記伝導性のインクは、カーボンインクである、請求項６に記載の方法。
9. 前記カーボンインクは、１０ｏｈｍｓ／ｓｑの抵抗を有している、請求項８に記載の方法。
10. 前記ケーブルは、１０，０００ｏｈｍｓ／ｆｔの分散インピーダンスを有している、請求項６に記載の方法。
11. ＭＲＩ環境において患者をモニタするためのシステムであって、該システムは、
    ＭＲＩ環境において患者をモニタする際に用いることに適合されたケーブルであって、該ケーブルは、可撓性の基板を備えており、該可撓性の基板上には、伝導性のインクを用いて、複数の伝導性のトレースが引かれており、該ケーブルは、ＭＲＩデバイスによって誘導された磁場に応答する動きに実質的に耐えることに適合されている、ケーブルと、
    ＥＣＧモニタであって、該モニタは、該ケーブルと電気的に連絡することに適合されている、ＥＣＧモニタと、
    該ケーブルと電気的に連絡するＥＣＧ電極と
    を備える、システム。
12. 前記可撓性の基板は、Ｋａｐｔｏｎである、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記伝導性のインクは、カーボンインクである、請求項１１に記載のシステム。
14. 前記カーボンインクは、１０ｏｈｍｓ／ｓｑの抵抗を有している、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記ケーブルは、１０，０００ｏｈｍｓ／ｆｔの分散インピーダンスを有している、請求項１１に記載のシステム。

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