JP2015508311A - 心電計センサーマット - Google Patents

Abstract

本発明は心電計センサーマット（１００）に関し、マット（１００）は、心臓信号を収集する多数の電極（１０４）と、プラグ（２００）とを有し、電極（１０４）は電気配線（１０２）によってプラグ（２００）に接続され、配線（１０２）はスイッチ（２０２）によってセグメント化され、スイッチ（２０２）は閉状態と開状態との間で切り換わり可能であり、閉状態において電極（１０４）はプラグ（２００）に電気的に接続され、開状態において電極（１０４）はプラグ（２００）から電気的に分離される。

Description

本発明は、心電計センサーマットに関する。

心疾患は、世界における第１位の死亡原因である。例えば、心房細動（ＡＦ）、心室頻拍（ＶＴ）及び鬱血性心不全（ＣＨＦ）を含め、心不整脈による心臓の異常な電気活動は、臨床開発及び産業開発の双方において最も急速に成長している分野である。

心臓電位図法（Electro-cardiographic mapping；ＥＣＭ）は、多数の表面電極から収集される体表面電気データを、例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）から得られる詳細な３次元解剖学データと組み合わせることによって、心拍ごとに心臓全体に関する詳細な心臓電気活動情報を提供する非侵襲技術である。これは故に、詳細な電気生理学情報（これは、さもなければ、侵襲性の電気生理学的処置にて心臓カテーテルを用いてのみ測定されることができる）を届ける可能性を有している。さらに、カテーテルデータは心サイクルの関数として局所的に収集され得るのみであるのに対し、ＥＣＭは、真に時間分解された過渡的な電気生理学データ及び多心室情報を提供する。ＥＣＭのような改善されたマッピング・局在化技術は、上述の疾患状態をより良好に診断して処置するための継続的努力にとって極めて重要になるであろう。

図１は、最新の試作ＥＣＭベスト（vest）の画像を示している。このＥＣＭベストは、多電極ベスト（参照符号１００によって指し示す）であり、個々の電極１０４全ての単純で素早い接続のために、２つのマルチコネクタプラグを有している。個々の電極１０４は、電気配線１０２を介してマルチコネクタプラグに接続されている。

図１ａは、ＥＣＭベストの写真的な画像を描写しており、図１ｂは、電気配線１０２の構成を拡大して更に詳細に示した、該ベストのＸ線画像を描写している。はっきりと見て取れるように、図１ｂの拡大図は、電極１０４を上述のマルチコネクタプラグに相互接続するために多数の電気配線が束にされていることを示している。典型的に、各電極は、それ専用のワイヤを割り当てられる。

図１に描写したもののようなＥＣＭ用の多電極ベストは、非侵襲診断ツールとしても、及び心臓内信号を取得するためにカテーテルと同時に使用されることが可能な場合に電気生理学的介入（インターベンション）においても、それら双方で重要になる。これは、長時間にわたる二点間マッピング手順、又は大きい多電極マッピング装置の必要性を、回避し、短縮する。

また、特許文献１により、複数の電極を備えたパッドを有するＥＫＧ装置が開示されている。それらの電極は、各々が或る特定の身体サイズに対応する複数の電極セットにグループ化されている。

しかしながら、ＥＣＭは、心臓の解剖学的構造を含め、患者の解剖学的構造に対する表面電極の正確な位置についての知識を必要とする。ここでは、‘患者’は人間又は動物の何れであってもよい。診断用途の場合、患者の生体構造に対する電極の正確な位置は、現在、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）によって取得されている。

米国特許第５７８２２３８号明細書

本発明の１つの目的は、改善された心電計センサーマットを提供することである。この問題は、独立請求項によって解決される。好適な実施形態が従属請求項に記載される。

本発明によれば、心電計センサーマットが提供され、当該マットは、心臓信号を収集する多数の電極と、プラグとを有し、前記電極は電気配線によって前記プラグに接続され、前記配線はスイッチによってセグメント化され、前記スイッチは閉状態と開状態との間で切り換わり可能であり、前記閉状態において前記電極は前記プラグに電気的に接続され、前記開状態において前記電極は前記プラグから電気的に分離される。

本発明の実施形態は、患者の解剖学的構造に対するセンサーマットの電極の正確な位置を、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）によって取得することができる、という利点を有し得る。ＭＲＩは、軟組織のコントラストに対して非常に感度が高いという利点を有し、故に、患者の解剖学的構造を高度に正確に決定することを可能にする。また、ＭＲＩの利点は、ＣＴで発生する放射線が回避されることである。さらに、例えばＸ線と磁気共鳴（ＭＲ）とが組み合わされる一組の介入（ＸＭＲ）にて実行されるインターベンションにおいて、あるいはＭＲＩのみのセットアップであっても、磁気共鳴撮像を追加的に用いて、アブレーションされる構造を視覚化することができ、次いで、再びベストを用いて、アブレーション及びマッピングが続けられ得る。アブレーションは、例えば、患者を特定した心臓ＲＦアブレーションを用いて実行されることができる。

本発明の実施形態は、例えば、心電計センサーマットをＭＲ非適合状態とＭＲ適合状態との間で容易且つ高速に変化させ得るので、有利となり得る。例えば図１に描写したもののような種類のＥＣＧベストは、長い導通リード線１０２が皮膚（高い誘電率を有する）に直に隣接しているので、ＭＲＩでは安全に使用されることができない。リード線１０２は、ＭＲスキャナの共鳴周波数付近での共鳴を被り得る。これは、配線の端部（これは特に電極を意味する）での潜在的な加熱をもたらす。しかしながら、電極は皮膚に直に隣接する必要があるので、この加熱による皮膚火傷の高いリスクが存在する。

また、図１ｂに見られるように密に詰め込まれたリード線のＲＦカップリングが、予測あるいはモデル化が困難なものである多重共振を生じさせ得る。さらに、リード線１０２の存在は、ＭＲ画像内にＢ_１アーチファクトを生じさせ得る。

本発明の実施形態は、磁気共鳴撮像プロセスによって誘起される局所電流がリード線内で最小化されるように、切り換え可能な配線セグメンテーションを提供することによって、これらの問題全てを解消し得る。これはまた、リード線の端部の加熱と、マット内のリード線の存在に起因するＭＲ画像内のアーチファクトの発生とを最小化する。

なお、本発明の実施形態はまた、ベストの内部でのＲＦトラップ又は同様の装置の使用が回避されるという利点を有し得る。典型的なＲＦトラップは、かさばるものであり、自身を加熱してしまうことがあり、また、多量に配線された環境とどのようにＲＦトラップがカップリングするかを予測することはかなり困難である。

一般に、２次元又は３次元の画像を形成するために磁場と核スピンとの間の相互作用を利用するものである画像形成ＭＲ法は、軟組織の撮像において数多くの観点で他の撮像法より優れており、電離放射線を必要とせず、また、通常は非侵襲性であることにより、今日において、特に医療診断の分野において、広く使用されている。ＭＲＩは、例えば、心筋障害を視覚化する撮像技術として使用されている。心臓及び呼吸によりトリガーされるＭＲ撮像は、モルフォロジーを画像化するために使用されることができ、時間分解されたシネムービーは心臓機能を明らかにすることができ、動的なコントラスト強調撮像は、かん流を測定するために利用されることができ、また、ＭＲタグ付けシーケンスは、心筋の収縮を詳細に調査するために使用されることができる。

ＭＲ法によれば一般的に、患者の身体、又は一般には検査対象が、強い均一な磁場Ｂ_０内に配置される。同時に、磁場Ｂ_０の方向が、測定がベースとする座標系の軸（通常はｚ軸）を定める。

磁場は、印加される磁場強度に応じて個々の核スピンに異なるエネルギーレベルを作り出し、核スピンは、所謂ラーモア周波数又はＭＲ周波数である規定の周波数の交番磁界（ＲＦ場）の印加によって励起（スピン共鳴）されることができる。巨視的な視点から、個々の核スピンの分布が、適切な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）の印加によって平衡状態から逸らされることが可能な全体の磁化を作り出す一方で、磁場は、磁化がｚ軸の周りでの歳差運動を行うようにｚ軸に垂直に延在する。

磁化の如何なる変化も、ｚ軸に垂直な方向で磁化の変化が測定されるようにＭＲ装置の検査ボリューム内に配置されて方向付けられる受信ＲＦアンテナによって、検出されることができる。

身体内での空間的な分解を実現するため、３つの主軸に沿って延在する切換え磁場勾配が、均一な磁場に重ね合わされることで、スピン共鳴周波数の線形な空間依存性がもたらされる。そのとき、受信アンテナで収得される信号は、身体内の相異なる位置に関連付けられることができる相異なる周波数の成分を含むものとなる。

受信アンテナにより取得される信号データは、空間周波数ドメインに対応するものであり、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データは通常、異なる位相エンコーディングを用いて収集される複数のラインを含む。各ラインは、多数のサンプルを収集することによってデジタル化される。一組のｋ空間データサンプルが、例えばフーリエ変換によって、ＭＲ画像に変換される。

本発明の一実施形態によれば、前記スイッチは機械スイッチである。例えば、前記スイッチは加圧ガスによって動作可能であり、当該マットは、前記ガスを供給するコネクタを受け入れて前記スイッチとのガス接続を提供するインタフェースを有する。これは、スイッチを動作させることのＭＲ安全性が提供され得るという利点を有し得る。スイッチの動作のための更なる電気接続（これは、ＭＲ画像収集プロセスを更に乱し得るものである）は必要とされない。

本発明の一実施形態によれば、前記スイッチは、加圧状態の前記ガスの受け入れにより前記開状態から前記閉状態へと切り換えられるように適応される。これは、受動状態すなわち非加圧状態におけるＭＲ安全が確実にされ得るという利点を有し得る。

本発明の更なる一実施形態によれば、前記スイッチは、前記加圧ガスの除去により前記閉状態から前記開状態へと自動的に切り換わるように適応される。やはり、これもまた、マットのＭＲ安全が確実にされるという利点を有し得る。さらに、これは、切り換えプロセスの可逆性により、多数回にわたって心電計センサーマットを再使用することを可能にし得る。

本発明の更なる一実施形態によれば、前記機械スイッチは、取り去り可能な導通素子を有し、該素子は、取り去り可能な層に固定され、前記スイッチは、該層の移動により前記閉状態から前記開状態へと切り換えられるように適応される。この代替実施形態においては、取り去り可能な導通素子を有する層を単純に取り去ることによって、ＭＲ安全を確保することができる。好ましくは、このような層は、マットがＭＲ安全状態にあるか否かをＭＲ装置のオペレータが容易にチェックすることができるように、視覚的に明瞭にマーキングされるべきである。好ましくは、ベスト及びこの層は、ＭＲ安全状態とＭＲ非安全状態とが容易に区別可能なように、例えば色によってマーキングされるべきである。

本発明の一実施形態によれば、前記移動は、当該マットからの前記層の取り去りを有する。しかしながら、層の移動がセンサーマットの所定方向での該層の単なるシフト（ずらすこと）の形態の移動であることも可能である。この場合、所定方向での層のシフトが、開状態と閉状態との間でスイッチを切り換え得る。

本発明の更なる一実施形態によれば、前記層は、締結手段によって当該マットに固定可能である。これは、心電図測定中に患者の動作が、取り去り可能な層の意図しない動きによるスイッチの意図しない動作をもたらさない、という利点を有する。締結手段は、故に、センサーマットに対する取り去り可能層の位置を正確に定める。

本発明の一実施形態によれば、締結手段は例えばパテントファスナを有する。

本発明の更なる一実施形態によれば、前記スイッチによるセグメンテーション（分割）は複数のセグメントを生じさせ、これらのセグメントの長さは最適長さに等しいか、それ未満であり、該最適長さは、当該マットを担持する物体の磁気共鳴スキャンが、前記配線の存在に起因するアーチファクトが所定の閾値未満である磁気共鳴画像、及び／又は、磁気共鳴スキャンが誘起する渦電流に起因した、所定の閾値未満の前記電極及び前記セグメントの局所加熱、を生じさせる長さによって与えられる。とりわけ、電気配線のセグメントの長さは、問題とする核の種類（通常はプロトン（^１Ｈ））の磁気回転比と磁気共鳴検査システムの磁場強度とに関連付けられるラーモア波長（ラーモア周波数に対応する）の１／４未満である。このλ／４セグメントより小さいセグメンテーションは、電気配線内でのＲＦ共鳴を抑圧する。また、配線の幅は、渦電流（例えば、磁気共鳴システムの磁場勾配の切り換えに起因する）が支援されないように小さくされる。他の例では、配線に長手方向にスリットを入れることで渦電流を抑圧してもよい。

本発明の更なる一実施形態によれば、当該マットは衣服内に含まれており、該衣服は、心臓信号の収集を行う物体によって着用可能である。例えば、この衣服はベストである。これは、撮像対象の物体に容易に電極を取り付けることを可能にする。

本発明の更なる一実施形態によれば、前記電気配線は、必ずしもセグメント化されず、しかし、少なくとも２ｋΩ／ｍ、好ましくは５ｋΩ／ｍの抵抗率を有する。これは、潜在的に存在するＲＦ共鳴が更にダンピングされ、故に、ＭＲ画像アーチファクトが更に最小化されるという利点を有する。そうであっても、これは依然として、ＥＣＧ信号の伝送を可能にする。安全性を更に高め、且つ／或いは画像アーチファクトを更に抑制するために、高抵抗配線をセグメント化することを付加的に用いてもよい。

他の一態様において、本発明は、プラグと、該プラグに少なくとも２ｋΩ／ｍ、好ましくは５ｋΩ／ｍの抵抗率を有する電気配線によって接続された、心臓信号を収集する複数の電極と、を有する心電計センサーマットに関する。

図２、３及び４を有する同封の図面により、本発明の好適な実施形態が開示される。しかしながら、理解されるべきことには、図面は、本発明の範囲を定めるものとしてではなく、単に例示の目的で作成されたものである。図面は以下の図を含む。
最新の試作ＥＣＭベストを例示する画像である。 最新の試作ＥＣＭベストを例示する画像である。 ＭＲ撮像システムに結合された心電計センサーマットを例示する模式図である。 スイッチを例示する模式図である。 スイッチを例示する更なる模式図である。 スイッチを例示する更なる模式図である。

以下、同様の要素は同じ参照符号によって表す。

図２は、心電計センサーマット１００の模式図を示している。このマットは、患者の心臓信号を収集する多数の電極１０４を有している。好ましくは、センサーマットは、例えば患者に着用されて、患者に取り付けられる。この場合、センサーマットは好ましくは、患者によって着用されるベストである。

個々の電極１０４は、ベスト１００のプラグ２００に接続される。この接続は、電気配線１０２によって描かれている。電気配線１０２はスイッチ２０２によってセグメント化（分割）されており、スイッチは閉状態と開状態との間で切り換わり可能であり、閉状態においてはプラグに電極が電気的に接続され、開状態においてはプラグから電極が電気的に分離される。

図２には更に、磁気共鳴撮像システムのＲＦアンテナ２０４が示されている。典型的に、そのようなシステムは、超電導性又は抵抗性の主磁場コイルを有しており、実質的に均一で時間的に一定の主磁場Ｂ_０が、検査ボリュームを貫いてｚ軸に沿って作り出される。ベスト１００及びＲＦアンテナ２０４は何れも、検査ボリューム内に配置される。

典型的に、磁気共鳴システムは、ＭＲ撮像を実行するために、磁場勾配（グラディエント）を切り換えて一連のＲＦパルスを印加することで、核磁気スピンを反転あるいは励起し、磁気共鳴を誘起し、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的あるいはその他でエンコードし、スピンを飽和させるなどする。

より具体的には、グラディエントパルス増幅器が、検査ボリュームのｘ、ｙ及びｚ軸に沿って全身グラディエントコイルのうちの選択されたものに電流パルスを印加する。ＲＦ送信器２０８が、送信／受信スイッチを介してＲＦアンテナ２０４にＲＦパルス又はパルスパケットを送信することで、検査ボリューム内にＲＦパルスを伝送する。典型的なＭＲ撮像シーケンスは、互いに共に使用される複数の短時間のＲＦパルスシーケンスを含んだパケットで構成され、印加される磁場勾配によって、核磁気共鳴の選択された操作が達成される。それらのＲＦパルスは、検査ボリューム内に位置する患者の一部又は全体の磁化を、飽和、励起、反転、リフォーカス、又は操作するために使用される。得られたＭＲ信号もまた、ＲＦアンテナ２０４によって収得され得る。

上述のように、ＲＦパルスを用いる磁気共鳴撮像プロセスは、検査ボリューム内に位置する身体のみに制限されず、ベスト１００をも含む。ＥＣＭは、患者の解剖学的構造に対する心電計センサーマットの電極の正確な位置を必要とし、故に、電極１０４の正確な位置を決定することも重要である。好ましくは、電極は、強いＭＲ信号を提供する材料を有し得る。これは、電極の正確な位置を容易に特定することを可能にする。例えば、電極は、信号を増強してＭＲ画像からの電極位置決定を単純化するＭＲ造影剤、を添加されたゲルパッドを担持し得る。

患者及びベスト１００の限られた領域のＭＲ画像の生成のため、例えばパラレルイメージングでは、撮像に選択された領域に近接して、一組の局所アレイＲＦコイルが配置される。これらアレイコイルを用いて、ＲＦアンテナによって起こされるＲＦ送信によって誘起されたＭＲ信号を受信することができる。しかしながら、これらアレイコイルを用いて、検査ボリュームにＲＦ信号を送信することも可能である。

結果として得られるＭＲ信号は、ＲＦアンテナ２０４によって、且つ／或いは上述のＲＦコイルのアレイによって収得され、そして、好ましくは前置増幅器を含む受信器によって復調される。受信器は、送信／受信スイッチを介してＲＦコイルに接続される。

ホストコンピュータが、例えばエコープラナー撮像（ＥＰＩ）、エコーボリューム撮像、グラディエント・スピンエコー撮像、ファースピンエコー撮像、超短エコー時間収集パルスシーケンスを用いる撮像、及びこれらに類するものなど、複数の撮像シーケンスのうちの何れかを生成するよう、グラディエントパルス増幅器及び送信器を制御する。

選択されたシーケンスに関し、受信器は、各ＲＦ励起パルス後に立て続けに同様の複数のＭＲデータラインを受信する。データ収集システムが、受信された信号のアナログ−デジタル変換を実行して、各ＭＲデータラインを更なる処理に適したデジタルフォーマットに変換する。最近のＭＲシステムでは、データ収集システムは、ロー（未加工）画像データの収集に特化された別個のコンピュータである。

最終的に、デジタルロー画像データは、フーリエ変換又はその他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサによって、画像表現へと再構成される。ＭＲ画像は、患者を通る平坦スライス、複数の平坦スライスの配列、３次元ボリューム、任意形状にされた信号のボリューム、平面、線束など、又は、その他の種類の多かれ少なかれ複雑な空間信号配置を表現し得る。そして、画像は画像メモリに格納される。画像にアクセスして、画像表現のスライス又はその他の部分を、例えば得られたＭＲ画像のヒト読取可能表示を提供するビデオモニタによる視覚化に適したフォーマットへと変換し得る。

図２に示したシステム２０６は、例えば、ホストコンピュータの上述の機能を実行する専用コンピュータシステムとし得る。

プラグ２００は、ケーブル、光伝送手段、又はＲＦ伝送手段の何れかである適切な伝送手段によって、ＥＣＭユニット２０５に接続される。故に、ＥＣＭユニット２０５は、電極１０４から心臓信号を受信することができる。ＥＣＭユニット２０５は、心臓電位図作成の目的で、ＥＣＭベスト１００を用いて収集された心電図信号を増幅し、フィルタリングし、処理し、格納し、そして表示するように設計される。このＥＣＭユニット２０５はまた、ＥＣＭベスト１００のスイッチ２０２を動作させるように備えられ得る。ＥＣＭユニット２０５は更に、コンピュータシステム２０６のインタフェース２１０によって、コンピュータシステム２０６に接続されている。故に、コンピュータシステム２０６及びＥＣＭユニット２０５は通信し合うことができる。ＭＲ測定及び心臓電位図法の時間決定及び調整の目的で通信が行われ得る。

図３は、２つの電極１０４の電気配線１０２間に介在したスイッチ２０２を例示している。スイッチ２０２は、加圧ガスによって動作可能である。この目的のため、スイッチ２０２はコネクタ３０２を有しており、これを通してガスが当該スイッチのチャンバ３０６内に供給され得る。この加圧ガスの供給は、参照符号３０４によって指し示されている。遮断接点（インタラプトコンタクト）が３０８、スイッチ２０２の開状態と閉状態との間で、方向３１０に移動可能にされている。この遮断接点は、バネ３００を用いてバネ動作される。コネクタ３０２を通して加圧状態のガスを受け入れると、チャンバ３０６がガスで充たされる。これは、遮断接点３０８への圧力印加をもたらし、それにより、該接点が、図３に描写された開状態から閉状態へと移動される。閉状態では、電気的な相互接続が与えられる。

なお、図３においては、２つの電極を相互接続することができるように唯一の配線１０２が示されているが、これは必ずしも、これらの電極が互いに相互接続される必要があるということを意味するものではない。図３は、単に例示の目的で示されたものであり、好ましくは、各電極が個別に上述のプラグに接続される。故に、電極同士の相互接続は必要でない。従って、実際には、遮断接点は、多数の電気配線１０２を相互接続することができる多数の個別のコンタクトを有する。

好ましくは、気圧動作式のスイッチ２０２は、ベスト１００内で複数の配線に沿って分布される。これらのスイッチは好ましくは、ベスト内に含められる細いプラスチック管（チューブ）によってアドレス指定される。全てのプラスチック管が共に、圧力アクチュエータを取り付けることが可能な中央の接続ソケット又はコネクタを起源とする。非常に単純な例において、そのような圧力アクチュエータは注射器とし得る。このコネクタ内に空気を送り込むことは、ＥＣＭ動作のために全てのスイッチを閉じることができる。圧力の解除は、ＭＲスキャンのためにスイッチを開く。このバリエーションは、受動状態すなわち非加圧状態におけるＭＲ安全を確実にする。この実施形態は更に、横たわっている患者の場合にも、ＭＲコイルの内側でベストを切り換えることを可能にする。これにより、ＥＣＧ記録とＭＲスキャンとの間での電極の再配置が回避される。

例えば、コネクタ内への空気の送り込み及びベストからの空気の除去は、ＥＣＭユニット２０５を用いて自動化されることができる。故に、コンピュータシステム２０６はまた、ＥＣＭユニット２０５を制御するためのインタフェース２１０を有する。システムは、第１のステップにて、利用可能な圧力がベストから除去され、自動ＥＣＧ測定が実行されるように適応され得る。ＥＣＧ測定を完了した後、第２のステップにて、ベストのコネクタに空気圧が供給されて、スイッチがＭＲ安全状態すなわち開状態へと切り換えられる。そして、自動的にＭＲＩ測定が実行される。その後、ＥＣＧ及びＭＲＩからの結果が分析される。他の一実施形態において、インタフェース２１０は、ＥＣＧユニット２０５が、如何なるＭＲスキャンをも阻止すること、又は非常に低いＲＦ送信パワーでのＭＲスキャンのみを許可すること、を可能にするように使用される。

なお、スイッチを動作させることには、如何なる好適な媒体が使用されてもよい。これは、空気、窒素、又はヘリウムを含むが、ＭＲ画像を収集することを妨げない非導電性あるいは高抵抗の液体をも含む。

図４は、スイッチ２０２の他の一実施形態を描写しており、図４ａはスイッチの閉状態を示し、図４ｂはスイッチの開状態を示している。スイッチ２０２は複数の導通素子４０８を有しており、これらの素子４０８は取り去り可能な層（レイヤ）４０６に固定されている。閉状態から開状態への切り換えは、層４０６を移動あるいは更には取り去り、それにより配線１０２間のコンタクトを中断することによって行われる。開状態においては、配線１０２間にギャップ（間隙）４０４が存在する。閉状態と開状態との間の切り換えは、方向４００へのストリップすなわち層４０６の移動によって行われる。

故に、この実施形態においては、複数の取り去り可能なストリップを用いて、複数の長い配線がセグメント化される。各ストリップは、複数の長い配線内に配置される非導通ギャップを横切って配置される。各ストリップは、それぞれのギャップを閉じる複数の導通ブリッジを含んでいる。ストリップが取り去られる場合、ベストの複数の長い配線内の開いたギャップが残り、これらの配線を短いセクションに効果的に分割する。ベストに対する層ひいては導通素子の位置決め及び固定を再現するために、パテントファスナ（締結具）４０２が使用されてもよい。

加えて、あるいは代えて、少なくとも２ｋΩ／ｍの抵抗率を有する高抵抗配線１０２を設けることも可能である。好ましくは、配線１０２は５ｋΩ／ｍの抵抗率を有する。これは、ＥＣＧ信号の伝送を依然として可能にするが、ＲＦ共鳴を鈍らせ、ＭＲ画像アーチファクトを回避することを可能にする。

１００ ベスト
１０２ 電気配線
１０４ 電極
２００ プラグ
２０２ スイッチ
２０４ ＲＦコイル
２０５ ＥＣＭユニット
２０６ コンピュータシステム
２０８ ＲＦ送信器
２１０ インタフェース
３００ バネ
３０２ コネクタ
３０４ 供給されるガス
３０６ 圧力チャンバ
３０８ 遮断接点
３１０ 方向
４００ 方向
４０２ パテントファスナ
４０４ ギャップ
４０６ 層
４０８ 導通素子

Claims (13)

1. 心臓信号を収集する複数の電極と、プラグと、を有する心電計センサーマットであって、
   前記電極は電気配線によって前記プラグに接続され、前記配線はスイッチによって分割され、前記スイッチは閉状態と開状態との間で切り換わり可能であり、前記閉状態において前記電極は前記プラグに電気的に接続され、前記開状態において前記電極は前記プラグから電気的に分離される、
   マット。
2. 前記スイッチは機械スイッチである、請求項１に記載のマット。
3. 前記スイッチは加圧ガスによって動作可能であり、当該マットは、前記ガスを供給するコネクタを受け入れて前記スイッチとのガス接続を提供するインタフェースを有する、請求項２に記載のマット。
4. 前記スイッチは、加圧状態の前記ガスの受け入れにより前記開状態から前記閉状態へと切り換えられるように適応される、請求項３に記載のマット。
5. 前記スイッチは、前記加圧ガスの除去により前記閉状態から前記開状態へと自動的に切り換わるように適応される、請求項４に記載のマット。
6. 前記スイッチは、取り去り可能な導通素子を有し、前記素子は、取り去り可能な層に固定され、前記スイッチは、前記層の移動により前記閉状態から前記開状態へと切り換えられるように適応される、請求項２に記載のマット。
7. 前記移動は、当該マットからの前記層の取り去りを有する、請求項６に記載のマット。
8. 前記層は、締結手段によって当該マットに固定可能である、請求項６に記載のマット。
9. 前記締結手段はパテントファスナを有する、請求項８に記載のマット。
10. 前記スイッチによる前記分割は複数のセグメントを生じさせ、前記セグメントの長さは最適長さに等しいか、それ未満であり、前記最適長さは、当該マットを担持する物体の磁気共鳴スキャンが、
    前記配線の存在に起因するアーチファクトが所定の閾値未満である磁気共鳴画像、及び／又は
    磁気共鳴スキャンが誘起する渦電流に起因した、所定の閾値未満の前記電極及び前記セグメントの局所加熱
    を生じさせる長さによって与えられる、請求項１に記載のマット。
11. 当該マットは衣服内に含まれており、前記衣服は、前記心臓信号の収集を行う物体によって着用可能である、請求項１に記載のマット。
12. 前記電気配線は、少なくとも２ｋΩ／ｍの抵抗率を有する、請求項１に記載のマット。
13. 心臓信号を収集する複数の電極と、プラグと、を有する心電計センサーマットであって、前記電極は電気配線によって前記プラグに接続され、前記電気配線は、少なくとも２ｋΩ／ｍの抵抗率を有する、マット。

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