JP2015520650A - 生体電位測定用磁気共鳴セーフケーブル - Google Patents

Abstract

磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルであって、第１端から反対の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート（３２、４０）と、柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、第１端から反対の第２端まで伸びる導電性トレース（３８、５８）とを有する。導電性トレースは、１オーム／スクエア以上のシート抵抗を有し、ハッチングまたはチェッカーボードパターンを有してもよい。本ケーブルは、さらに、基板上に配置され、前記導電性トレースをカバーする電気的絶縁性保護レイヤ（５０、７０）、前記第２端の前記導電性トレース上に配置された電極、第１端のエッジコネクタ、またはこれらの様々な組み合わせを含む。

Description

以下の説明は、センサ技術、測定技術、磁気共鳴技術、安全技術、生体電位測定技術（心電図検査（ＥＣＧ）、筋電図検査（ＥＭＧ）、脳波検査（ＥＥＧ）、網膜電図写真（ＥＲＧ）などを含む）、心臓ゲーティングを用いるゲート型ＭＲ画像化技術などに関する。

心電図検査（ＥＣＧ）、脳波検査（ＥＥＧ）、及び同様の測定などの従来の生体電位測定において、電気的ポテンシャルは皮膚につけた電極で測定される。従来、例えば銅ワイヤなどを用いた高伝導度のケーブルを用いて、電極をモニタリング電子装置と接続する。

被験者が磁気共鳴（ＭＲ）スキャナーに配置されている間に生体電位測定が行われる時、従来の高導電性配線により置き換えられる。これは、ＲＦパルス及び／または磁場グラディエントにより生じる発熱、無線周波数干渉問題などの問題を含む、ＭＲ環境に高導電性配線を置くことにより生じ得る問題に配慮したものである。ＭＲ装置におけるＥＣＧその他の生体電位測定機器の使用には多くの応用がある。例えば、ＥＣＧ信号を用いて患者の状態をモニターでき、及び／またはＥＣＧ信号を用いて、画像化データ取得などのイベントをトリガーまたはゲートすることができる。この方法で行われた心臓ゲーティングにより、鼓動を打つ心臓による動きアーティファクトを減らすことができる。

ＭＲ室では、ＲＦ加熱効果とＭＲＩ環境に関連するやけどの危険により、分散された離散的な高抵抗ケーブルが用いられ、電極をＥＣＧ機能を有するＭＲＩ患者モニターに接続する。これらの高抵抗ケーブルは高価であり、加熱されやすく、その結果患者がやけどをするおそれがある。高抵抗ケーブルは、製造が難しく、インダクタンスを生じる場合があり、摩擦電気効果の影響を受けやすく、浮遊容量を生じる場合があり、患者の動きに影響されやすい。ディスクリートのリードワイヤの引き回しにより、ＥＣＧの性能の非一貫性や不正確性につながることがある。

ＭＲスキャナーにより発生する無線周波数（ＲＦ）フィールドにより、ケーブル内に電流または「ホットスポット」が発生することがあり、それにより表面温度が上昇して、規制基準により許容された表面温度を超え、患者に不快感を与えたりやけどの危険を生じたりする。ＭＲ磁場勾配により、干渉が生じ、ＥＣＧケーブルと接続点に電流を誘導し、追加的干渉波形成分を発生し、それが間違った心拍値を与え、ＥＣＧ Ｒ波検出スキームをわかりにくくし、さもなければＥＣＧ分析の質を低下させるケーブルは各電極の位置でメッキしたスナップコネクタを使用しているので、ディスクリートのワイヤとコネクタよりなる再使用可能なケーブルに使い捨ての各電極を接続するという時間のかかるマニュアルタスクが必要となる。

特許文献１は、ＭＲＩにおいて使用するケーブルであって、ＭＲスキャナーにより発生する磁場に応じた動きに抵抗するように構成されたものを開示している。特許文献１のケーブルは、柔軟なカプトン基板により構成され、その上に複数の導電トレースが導電カーボンインクを用いて描かれている。開示の実施形態では、カーボンインクの抵抗は１０ｏｈｍ／ｓｑであり、ケーブルの長さは６フィートであり、分散インピーダンスは約３３０ｏｈｍｓ／ｃｍである。ケーブルの端は、一端においてＥＣＧ電極に接続し、反対端においてＥＣＧモニターに接続するための銅パッドを有する延長領域を含む。

生体電位測定用電極は、ＭＲ環境においても困難を生じる。既知の電極は銀・塩化銀（Ａｇ・ＡｇＣｌ）電極である。このタイプの電極は、電極のハーフセルポテンシャルにより生じるＤＣオフセット電圧を低減し、接触インピーダンスを最小化するために、ＭＲ互換ＥＣＧ電極の構成でも用いられる。患者に対する電解質インタフェースとしてペーストまたはジェルを用いる。非特許文献１は、従来のＡｇ・ＡｇＣｌ ＥＣＧ電極を、プラスチック強化カーボンファイバーリード（Ｃａｒｂｏ Ｃｏｎｅ ＲＥ-Ｉ， Ｓｕｎｄｓｔｒｏｅｍ， Ｓｗｅｄｅｎ）を有するカーボンファイバーでできたＥＣＧ電極を有する編み上げ金属リードと取り替えることを開示している。従来のＡｇ・ＡｇＣｌ電極／編み上げ金属リードと比較して、カーボンファイバー電極は画像を劣化させず、カーボンファイバーにされたプラスチック強化により、グラファイトでできている同様のリードと比較して曲げに強くなることが報告されている。

米国特許出願公開第２００６／０２４７５０９Ａ１号明細書

Ｖａｎ Ｇｅｎｄｅｒｉｎｇｅｎ ｅｔ ａｌ．， "Ｃａｒｂｏｎ−Ｆｉｂｅｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ａｎｄ Ｌｅａｄｓ ｆｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ ｄｕｒｉｎｇ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ"， Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ ｖｏｌ． １７１ ｎｏ． ３ ｐａｇｅ ８７２ （１９８９）

以下は、上記の限界その他を解消する、改良された装置と方法を意図したものである。

一態様では、磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルを開示する。該ケーブルは、第１端から反対の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシートと、前記柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、前記第１端から反対側の前記第２端まで伸びた、シート抵抗が１オーム／スクエア以上である導電性トレースと、前記第２端の前記導電性トレース上に配置された電極とを有する。上記電極は、前記第２端の前記導電性トレース上に配置された、前記導電性トレースの前記材料より高い導電性を有する導電性材料のレイヤと、前記導電性材料のレイヤ上に配置され、前記電極を人間の皮膚に当てるように構成されたアタッチメントレイヤと、を含む。

他の一態様では、磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルを開示する。該ケーブルは、第１端から反対の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシートと、前記柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、前記第１端から反対側の前記第２端まで伸びた、シート抵抗が１オーム／スクエア以上である導電性トレースと、前記基板上に配置され、前記導電性トレースをカバーする電気的絶縁性保護レイヤと、前記第１端の前記導電性トレース上に配置された、前記導電性トレースを含む前記材料より高い導電性を有する導電性材料のレイヤまたはレイヤスタックを有する、前記第１端のエッジコネクタと、を有し、前記電気的絶縁性保護レイヤは前記導電性材料のレイヤまたはレイヤスタックをカバーしていない。

他の一態様では、磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルを開示する。該ケーブルは、第１端から反対の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシートと、前記柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、前記第１端から反対側の前記第２端まで伸びた、シート抵抗が１オーム／スクエア以上であり、ハッチングまたはチェッカーボードパターンを有する導電性トレースとを有する。

他の一態様では、生体電位測定装置は、人間または動物の皮膚に付着するように構成された電極と、生体電位測定結果を受け取るように構成されたモニターまたは受信ユニットと、前記電極を前記モニターまたは受信ユニットと接続する、上記段落にいずれかひとつに記載のケーブルとを有する。

一利点は、渦電流の影響を受けにくい、ＥＣＧその他生体電位測定用の磁気共鳴互換ケーブルを提供する点にある。

他の一利点は、干渉に対してロバストな、ＥＣＧその他生体電位測定用の磁気共鳴互換ケーブルを提供する点にある。

他の一利点は、取得設定を単純化する、ＥＣＧその他生体電位測定用の磁気共鳴互換ケーブルを提供する点にある。

下記の詳細な説明を読めば、本技術分野の当業者には、別の多数の利点と利益が明らかになるであろう。

本発明は、いろいろな構成要素や構成要素の配置のかたちをとり、また、いろいろなプロセス動作やプロセス動作の配置の形をとる。図面は好ましい実施形態を例示することのみを目的とし、本発明を限定するものと解してはならない。

ＭＲスキャナー内で動作する心電図検査（ＥＣＧ）を有する磁気共鳴（ＭＲ）を示す図である。 ＥＣＧ取得システムを示す図である。 ここに開示の電極及びそれにつながったケーブル部分を示す図である。 均等分散高抵抗プリント回路を有する電極パッチを示す図である。 不均等分散高抵抗プリント回路を有する電極パッチを示す図である。 従来の電極パッチを用いて取得したＥＣＧ結果を、ここに開示の電極パッチを用いて取得したＥＣＧの結果とともに示す図である。 従来の電極パッチを用いて取得したＥＣＧ結果を、ここに開示の電極パッチを用いて取得したＥＣＧの結果とともに示す図である。 従来の電極パッチを用いて取得したＥＣＧ結果を、ここに開示の電極パッチを用いて取得したＥＣＧの結果とともに示す図である。

図１を参照して、磁気共鳴環境は、例えば、ＭＲスキャナー１０を含むＭＲルームの壁、天井、床に組み込まれたまたは配置されたワイヤメッシュその他の無線周波数スクリーニング構造を有する無線周波数絶縁ルーム１２（ＭＲスキャナー１０を囲む点線のボックスにより示した）に配置された磁気共鳴（ＭＲ）スキャナー１０を含む。ＭＲスキャナー１０は、図１では断面図として示し、ボア１８その他の検査領域に静磁場（Ｂ０）を発生する主磁石巻き線１６（一般的には超伝導であり、図示しない好適な冷却容器に入れられているが、抵抗性磁気巻き線も考えられる）を含むハウジングを含む。ハウジング１４は、静磁場（Ｂ０）に磁場傾斜を重ねる磁場傾斜コイル２０も含む。かかる傾斜には本技術分野で知られているように、空間的エンコーディング磁気共鳴、スポイリング（ｓｐｏｉｌｉｎｇ）磁気共鳴など多くの応用がある。例示した患者２２、（獣医学画像化アプリケーションの場合）動物その他の画像化対象は、好適な診察用椅子２４その他の患者指示／移動装置を介して（図示ではボア１８内部の）検査領域にロードされる。ＭＲスキャナーは、単純化のため図示しないが、任意的スチールシム、ハウジング１４に配置された任意的全身無線周波数（ＲＦ）コイルなどの本技術分野で知られている多くの追加的コンポーネントを含む。ＭＲスキャナーは、これも単純化のため図示しないが、多くの補助的または付属的なコンポーネントも含む。例えば、主磁石１６と磁場傾斜コイル２０のための電源、任意的局所ＲＦコイル（例えば、表面コイル、頭部コイル、手足コイルなど）、ＲＦ送信器と受信器、及び様々な制御及び画像再構成のシステムを含む。さらに、言うまでもなく、例示のＭＲスキャナー１０は、これは水平ボアタイプのスキャナーであるが、単なる例示であり、より一般的には開示のＭＲセーフケーブル及び電極はいかなるタイプのＭＲスキャナー（例えば、垂直ボアスキャナー、オープンボアスキャナーなど）とも好適に使用される。

動作中、主磁石１６は検査領域１８に静磁場Ｂ０を発生するように動作する。ＲＦパルスは、励起される種（ｓｐｅｃｉｅｓ）（通常は陽子であるが、例えばＭＲスペクトロスコピーや多核ＭＲ画像化アプリケーションではその他の種を励起してもよい）のラーマー周波数（すなわち、磁気共鳴周波数）でＲＦシステム（例えば、送信器と、ボアに配置された一または複数のＲＦコイルまたはハウジング１４中の全身ＲＦコイルを含む）により発生される。これらのパルスは、被験者２２中の目標種（ｔａｒｇｅｔ ｓｐｅｃｉｅｓ）（例えば、陽子）に核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起し、該核磁気共鳴は好適なＲＦ検出システム（例えば、磁気共鳴コイルと好適な受信電子装置）により検出される。励起前または励起中に、読み出し前の器官である遅延期間（例えば、エコー時間すなわちＴＥ）中に、及び／または読み出し中に、ＮＭＲ信号を空間的にエンコードするために、傾斜コイル２０により磁場傾斜が任意的に印加される。画像再構成プロセッサが、磁気共鳴画像を生成するために、選択された空間的エンコーディングに適合する好適な再構成アルゴリズムを適用する。磁気共鳴画像は、他のＭＲ画像及び／または他のモダリティの画像とともに表示、レンダリング、融合、対照され、またはさもなければ利用される。

図１を引き続き参照し、さらに図２を参照して、ＭＲ手順の一部として、患者の適当な部分（例えば、ＥＣＧの場合には胸の皮膚上及び任意的に手足の皮膚上、またはＥＥＧの場合には頭皮上など）に配置された電極３０を用いて生体電位測定がなされる。例示の図１において、４つの電極が共通基板３２上に配置され、電極パッチ３４を形成している。共通基板３２は、間隔を確定し、（例示の４つの）電極の支持基盤となる。電極の数、配置、及び位置は具体的なアプリケーションに応じて選択される。ＥＣＧの場合、いくつかの共通電極構成は、ＥＡＳＩ構成及びその変形（これは一般的に約５つの電極を含む）と、（標準的な１２リードＥＣＧ構成において胸と手足に配置された１０個の電極を使用する）いわゆる１２リードＥＣＧとを含む。いくつかの実施形態では、電極はディスクリートであり、例示の実施例のように共通パッチ上に配置されてはいない。

ケーブル３６は、基板４０上に配置された導電トレース３８の形式の導電体を含む。導電性ではあるが、トレース３８は、銅トレースなどの従来のプリント回路と比較すると抵抗が大きい。例えば、幾つかの実施形態では、トレース３８は１ｏｈｍ／ｓｑ以上のシート抵抗ＲＳを有する。（比較により、一般的なプリント回路における銅トレースのシート抵抗は０．０５ｏｈｍ／ｓｑ以下である）。より一般的に、トレースの材料抵抗ｒは、厚さｔ及び幅Ｗとともに、所望の導電体抵抗をとなるように選択される。本技術分野で知られているように、シート抵抗ＲＳは、レイヤを形成している材料のバルク抵抗ｒをレイヤの厚さｔで割って、すなわちＲＳ＝ｒ／ｔとして得られる。厚さｔで、長さＬと幅Ｗのトレース（すなわち、導電体）の抵抗Ｒは、Ｒ＝ＲＳ×（Ｌ／Ｗ）として得られる。

幾つかの実施形態では、導電トレース３８は、（基板４０に塗布される）溶媒マトリックス中の導電パーティクルのミクスチャにより形成される。硬化時、溶媒が消散し、硬化の残渣により基板４０に結合された導電パーティクルが残る。幾つかの実施形態では、導電トレース３８は、導電トレース３８を形成するスクリーン印刷その他のデポジションプロセスにより基板４０上に配置されたグラファイト、ナノチューブ、バッキーボール、その他の炭素ベースのパーティクルにより形成される。炭素ベースのパーティクルではなく、好適な（バルク）抵抗を有し好適な機械的及び熱的特性を有する他の材料のパーティクルを選択することもできる。例えば、ドーピングされた半導体材料、シリコンパーティクル、金属酸化材料、その他などである。スクリーン印刷の替わりに、他のプロセスを用いて基板４０上にトレース３８を形成できる。例えば、バルクレイヤーをデポジションしてからエッチングをしてトレースを形成しても、真空蒸発法によりトレースをデポジションしても、その他の方法でもよい。トレース３８を形成する材料は、ＭＲスキャナーとの干渉を防ぐために、非強磁性でなければならない。

基板４０は、好適な電気的絶縁された導体３８を支持できる基盤であればよい。いくつかの好適な基板には、プラスチックまたはポリマーの基板が含まれる。例えば、Ｍｅｌｉｎｅｘ（登録商標）シートまたはフィルム（バージニア州チェスター市のデュポン帝人フィルム社から入手できる）、ポリイミドシートまたはフィルム、その他がある。基板は、トレース３８の材料の導電性と比較して、電気的に絶縁されていなければならない。あるいは、基板は、導電的であってもよいが、トレースを配置する電気的絶縁レイヤを含んでいる。電気的絶縁レイヤは、トレース３８の材料の導電体と比較して絶縁的である。幾つかの実施形態では、基板４０は、好都合にも（Ｍｅｌｉｎｅｘ（登録商標）シートまたはフィルムの場合のように）柔軟性があり、ケーブル３６が幾分柔軟になる。

ケーブル３６は電極３０から受信部４２に伸びている。図示した実施例では、受信部４２は、測定されたポテンシャル信号を受信し、ＭＲルーム１２の外部（または任意的に内部）にあるＥＣＧモニター４６に、無線チャンネル４４（図１では点線の二重頭の曲線で模式的に示した）を介して送信する無線ＥＣＧモジュールである。無線ＥＣＧモジュール４２は、（図示したように）ボア１８の内側にあってもよいし、外側にあっても（例えば、ケーブルをＭＲハウジング１４を通る通路を介してケーブルを通すことにより）よい。さらに、無線ＥＣＧモジュールを省略し、その替わりにＥＣＧモニターまで直接（この場合、ＥＣＧモニターが受信ユニットである）ケーブルを通しても良いが、これには一般的に大幅に長いケーブルが必要となる。ＥＣＧモニター４６は、取得された生体電位測定を処理して表示するように構成されている。例えば、図示したＥＣＧモニター４６の場合には、ＥＣＧデータは、ＥＣＧトレースとして表示され、任意的に処理され、ＭＲ画像化のゲーティングなどに用いるＲ波の発生その他のＥＣＧイベントを検出してもよい。幾つかの実施形態では、取得されたＥＣＧ（またはその他の生体電位）データは、ハードディスクドライブ、フラッシュドライブその他の非一時的記憶媒体上に記憶され、及び／または紙に（例えば、ＥＣＧトレースとして）印刷される。

図３を参照して、基板４０上に配置された導電体またはトレース３８を示すため、ケーブル３４と電極３０の好適な構成を横方向断面図で示す。任意的に、保護レイヤ５０は、トレース３８をカバーし、電気的絶縁性と摩耗等による損傷に対する保護をする。保護レイヤ５０は、トレース３８の材料と比較して電気的に絶縁的でなければならず、非強磁性でＭＲ互換でなければならない。保護レイヤ５０の幾つかの好適な実施形態には、トレース３８をデポジションまたは形成した後に、または絶縁プラスチック、ポリマーその他の材料を基板４０とトレース３８との上にデポジションした後に、基板５０の上に塗布されたポリマーまたはポリイミドシートが含まれる。保護レイヤ５０は、患者に快適性を提供する泡状断熱レイヤであってもよい。

引き続き図３を参照して、電極パッチ３４は同様に形成でき、共通基板３２は適切な電気的絶縁性とＭＲ互換特性を有し、必要に応じて柔軟性のあるＭｅｌｉｎｅｘ（登録商標）シートまたはフィルムその他の物質である。電極の共通基板３２は、（図３に示したように）ケーブル３６の基板４０と同じ物質であってもよいし、異なる物質であってもよい。電極３０は基板３２上に形成されたトレース５８上に配置される。トレース５８は、ケーブル３６のトレース３８（例えば、炭素ベースの印刷トレース）と同じ材料とデポジション法であってもよい。ケーブル３６のトレース３８と、電極３０を接続及び支持するトレース５８とは、（図示したように）同じ材料でも、異なる材料でもよい。電極３０は、患者その他の被験者２２の皮膚６０との電気的接触を可能にする好適なレイヤまたはレイヤスタックを用いてトレース５８上に形成される。好適な一実施形態では、電極３０は、炭素ベーストレース５８上に配置された銀レイヤ６２と、銀レイヤ６２上に配置された塩化銀ベースの電解質レイヤ６４とを含む。電解質レイヤ６４は接着剤として機能でき、または追加的接着レイヤ（図示せず）を設けても良い。電極パッチ３４は、好ましくは、保護レイヤ７０を含み、これはケーブル３６の保護レイヤ５０と同じ材料であっても良い。しかし、保護レイヤ７０は、電極３０を皮膚６０に接触させる電極３０用開口を含む。プルオフタブその他の被覆を電極３０の上に配置して、電極を皮膚６０に当てる直前にプルオフまたは取り去ることも考えられる。

引き続き図３を参照して、電極パッチ３４とケーブル３６との間（または、パッチではなく個別電極を使用する実施形態では個別電極とケーブル３６との間）の電気的接続と、ケーブル３６と受信ユニット４２との間の電気的接続は、様々な形式を取ることができる。図３の実施例では、電極パッチ３４から遠位のケーブル３６の端部において、各導体またはトレース３８は、好適な導電材料よりなるレイヤまたはレイヤスタック７２でコーティングされている（すなわち、導体またはトレース３８よりも導電性が高い）。図示した例では、レイヤ７２は、電極３０の銀レイヤ６２と同様の銀嶺やであるが、塩化銀コーティング６４はしていない。他の実施形態では、レイヤ７２は、トレース３８を構成する材料より導電性が高い銀、銅その他の材料である。幾つかの実施形態では、レイヤ７２は、追加的一片の金属フォイルである。保護レイヤ５０はこれらのレイヤ７２をカバーしない。効果は、受信ユニット４２のはめ合わせソケットにプラグインできるエッジコネクタ７４を構成する。ケーブルの遠位端がＭＲスキャナーの外に伸びるまで、レイヤ７２はＭＲ互換材料、例えば非強磁性材料によりできていなければならない。図３には図示しないが、電極パッチ３４とケーブル３６との間の接続に、コンポーネント３４、３６の一方に取り付けられたはめ合わせコネクタを除いて、同様の構成を使用できる。

ケーブル３６と電極パッチ３４とを別々の要素として製造することにより、ケーブルを再使用でき、一方パッチは一般的には使い捨てアイテムであり、１人の患者に用いると捨てられるものである。あるいは、幾つかの実施形態では、電極パッチ３４とケーブル３６は、基板３２、４０の両方を化体する１つの基板上の一体構造として形成される。このアプローチは、エッジコネクタ７４を受信ユニット４２のはめ込みソケットに（または、代替的に、ＥＣＧモニターのはめ込みソケットに）プラグインし、電極３０を患者に当て、ＥＣＧを実行することにより一体のＥＣＧパッチ／ケーブルが利用されるので、患者ワークフローを単純にする。ケーブルをＥＣＧ電極と接続するステップが無くなる。ケーブルとパッチが一体構造として製造されるので、ケーブルを捨てる追加コストが低減される。

様々な実施形態では、トレース３８、５８は、スクリーン印刷などの再生方法により、ポリマーレジンベース薄膜などの平面フレキシブル基板３２、４０に塗布された、ある電気抵抗を有する炭素ベースインクにより好適に構成される。印刷トレース３８、５８は、固体であっても良いし、トレース中の渦電流を低減する、または同じ形状で抵抗を変化させるハッチングなどの特徴を含んでいても良い。ケーブルは１本ないし１２本（または、アプリケーションにとって適切であればより多く）の数の導体を有する。例えば、１２リードＥＣＧ設定では、ケーブルは１２本の導体３８を含み、一方、ＥＡＳＩ ＥＣＧ設定では、５本の導体のみが含まれる。すべての導体は単一の基板上にあっても、複数の異なる基板上にあって、様々な患者の体型に合わせ、及び／またはケーブルの引き回しを単純化してもよい。

考えられる他の態様では、導体３８、５８の抵抗は、トレース３８、５８に沿って均等にまたは不均等に分布している。不均等な分布は、例えば、トレースの幅及び／または厚さを変化させ、またはトレースに「チェッカーボード」パターンその他の不均等印刷パターンを用いることにより、実現できる。ケーブル３６に及び／または電極パッチ３４に電気的コンポーネントを追加することも考えられる。例えば、ディスクリート抵抗コンポーネントを追加してもよいし、高抵抗材料の小さい領域をトレースに沿って割り込ませて、局所的抵抗を形成してもよい。ケーブル３６及び／または電極パッチ３４は、任意的に、保護シールド（例えば、ファラデーケージ）により囲まれ、電気的干渉を最小限にしている。ノッチフィルタやローパスフィルタ、集積回路コンポーネント、アンテナ回路、電源、センサ（例えば、ピエゾセンサやＭＥＭＳ加速度計）、または光学要素が、任意的に、基板３２、４０にこれらコンポーネントを接着または取り付けて、必要に応じて様々なトレース３８、５８に接続することにより、ケーブル３６及び／または電極パッチ３４に組み込まれる。

図４と図５を参照して、電極パッチ３４の構成を示す。これらの実施形態では、パッチ３４は、例えば、電極パッチ３４に近いケーブル３６の端にある点を除き、図３に示したエッジコネクタ７４と同様の、ケーブル３６のエッジコネクタ（図示ぜず）を受けるコネクタ８０を含む。図４のパッチの実施形態では、トレース５８は連続トレースである。図５のパッチの実施形態では、トレース５８Ｃは、トレース５８と同じレイアウトであるが、カバレッジが５０％（図５の差し込み図を参照）の「チェッカーボード」パターンでデポジションされている。トレースのエリアカバレッジを減らすことにより、シート抵抗ＲＳは（例えば、一般的には５０％エリアカバレッジの場合に約２倍に）有効に増加する。

電極とリードの接続を印刷することにより、同じ患者について、事例間で、リードワイヤの引き回し（ｒｏｕｔｉｎｇ）の再現性（ｒｅｐｅａｔａｂｉｌｉｔｙ ａｎｄ ｒｅｐｒｏｄｕｃｉｂｉｌｉｔｙ）が確保される。患者の動きにより、電圧は誘導されず、生体電位測定にノイズは入りにくいが、それはかかる動きが電極またはリード（すなわち、導体３８、５８）の相対的な間隔を変えないからである。基板３２、４０に柔軟性があれば、動きに関連する電圧の誘導とノイズが発生するが、動きの大きさ（及び生じるノイズ）は個別ワイヤの場合と比べて大幅に小さい。さらに、（例えば、基板が厚ければ一般的にフレキシビリティが低下するので、基板の厚さにより制御される）基板のフレキシビリティを適切に設計することにより、患者の快適性と、（基板をフレキシブルにすることにより可能となる）準備の便宜と、（基板を固くすることにより抑制される）ノイズとの間のトレードオフが達成できる。

電極とケーブルの材料は、陽子放射がＭＲ画像をわかりにくくせず、接触抵抗を最小化し、オフセット電圧を最小化するように選択される。開示のケーブルと電極は、単なる「ＭＲコンディショナル（ＭＲ Ｃｏｎｄｉｔｉｏｎａｌ）」ではなく、容易に「ＭＲセーフ（ＭＲ Ｓａｆｅ）」に構成できる。（この区別は、「ＭＲセーフ」の場合、コンポーネントが患者をリスクにさらし、またはＭＲＩに機能的制限を生じる条件が無いことである。）
開示の実施形態では、電極３０は接着剤により取り付けられるが、替わりに、接着剤ではなく機械的なメカニズムを用いてパッチを取り付けることができる。さらに、銀・塩化銀以外の材料を用いて、電極組織インタフェース回路を生成する。例えば、ジェルが染みこんだスポンジやペーストを用いて、電極組織インタフェース回路を生成してもよい。保護レイヤ５０と同様に、電極パッチ３４の保護レイヤ７０は有利にも泡状断熱レイヤであってもよい。

図６乃至図８を参照して、電極パッチ３４のプロトタイプのテストＥＣＧの結果を示す。テストは、Ｐｈｉｌｉｐｓ ３．０Ｔ Ａｃｈｉｅｖａ^TM ＭＲＩ Ｓｃａｎｎｅｒで行った。既存の市販の電極パッチ（すなわち、「現在の電極」）と電極パッチ３４（すなわち、「開示の電極」）とを用いて、幾つかの高ｄＢ／ｄＴスキャンシーケンスを評価した。性能の評価に用いる基準は、Ｒ波対Ｔ波振幅比（この比が大きいと良いが、それはＲ波がＭＲＩに対して偽のトリガー／同期をかけるので、Ｔ波が検出されることを防止するからである）と、ベースラインでの変化（またはＲＭＳノイズ）（この比が小さいと良いが、それはＲ波検出中にＲ波がわかりにくくなることを防止するからである）とを含む。図６は、拡散重み付け画像化（ＤＷＩ）スキャンの結果を示す。図７は、フィールドエコー、エコープレーナー画像化（ＦＥ−ＥＰＩ）スキャンの結果を示す。図８はサーベイスキャンの結果を示す。

本発明を好ましい実施形態を参照して説明した。明らかに、前述の詳細な説明を読んで理解することにより、修正と変更に想到することができる。本発明は、添付した請求項とその均等の範囲内に入るこのような修正及び変更はすべて含むものと解釈しなければならない。

Claims (21)

1. 磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルであって、
   第１端から反対側の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシートと、
   前記柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、前記第１端から反対側の前記第２端まで伸びた、シート抵抗が１オーム／スクエア以上である導電性トレースと、
   前記第２端の前記導電性トレース上に配置された電極であって、
   前記第２端の前記導電性トレース上に配置された、前記導電性トレースの前記材料より高い導電性を有する導電性材料のレイヤと、
   前記導電性材料のレイヤ上に配置され、前記電極を人間の皮膚に当てるように構成されたアタッチメントレイヤと、を含む電極と、
   を有するケーブル。
2. 前記電極の前記導電性材料のレイヤは銀レイヤを含む、請求項１に記載のケーブル。
3. 前記アタッチメントレイヤは電解レイヤを含む、請求項１ないし２いずれか一項に記載のケーブル。
4. 前記電解レイヤは塩化銀を含む、請求項３に記載のケーブル。
5. 前記アタッチメントレイヤは人間の皮膚に付着して、前記電極を人間の皮膚に付着させる、
   請求項１ないし４いずれか一項に記載のケーブル。
6. 前記第１端に配置され、モニターまたは受信ユニットと接続されるように構成されたコネクタをさらに有し、前記導電性トレースは前記電極から前記コネクタに生体電位測定を伝導する、請求項１ないし５いずれか一項に記載のケーブル。
7. 前記導電性トレースは導電性炭素トレースである、請求項１ないし６いずれか一項に記載のケーブル。
8. 前記基板上に配置され、前記導電性トレースをカバーするが前記電極はカバーしない電気的絶縁性保護レイヤをさらに有する、請求項１ないし７いずれか一項に記載のケーブル。
9. 磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルであって、
   第１端から反対の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシートと、
   前記柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、前記第１端から反対側の前記第２端まで伸びた、シート抵抗が１オーム／スクエア以上である導電性トレースと、
   前記基板上に配置され、前記導電性トレースをカバーする電気的絶縁性保護レイヤと、
   前記第１端の前記導電性トレース上に配置された、前記導電性トレースを含む前記材料より高い導電性を有する導電性材料のレイヤまたはレイヤスタックを有する、前記第１端のエッジコネクタと、を有し、前記電気的絶縁性保護レイヤは前記導電性材料のレイヤまたはレイヤスタックをカバーしていない、
   ケーブル。
10. 前記導電性トレースの材料は炭素を含み、前記導電性材料のレイヤまたはレイヤスタックは銀レイヤを含む、請求項９に記載のケーブル。
11. 前記導電性トレースの材料は金属酸化物である、請求項９に記載のケーブル。
12. 前記導電性トレースの材料はドーピングされた半導体である、請求項９に記載のケーブル。
13. 前記導電性トレースはハッチングまたはチェッカーボードパターンを有する、
    請求項９ないし１２いずれか一項に記載のケーブル。
14. 前記第２端の前記導電性トレース上に配置された、人間の皮膚に付着するように構成された電極をさらに有し、前記導電性トレース前記エッジコネクタと前記電極とに接続され、前記電気的絶縁性保護レイヤは前記電極をカバーしていない、
    請求項９ないし１３いずれか一項に記載のケーブル。
15. 前記電極は、前記第２端の前記導電性トレース上に配置された、前記導電性トレースの前記材料より高い導電性を有する導電性材料のレイヤを有する、請求項１４に記載のケーブル。
16. 前記電極は、
    前記第２端の前記導電性トレース上に配置された銀レイヤと、
    前記銀レイヤー上に配置された塩化銀ベースの電解レイヤーとを有する、
    請求項１４に記載のケーブル。
17. 磁気共鳴（ＭＲ）環境における生体電位測定に用いるケーブルであって、
    第１端から反対の第２端まで一体構造として延在する柔軟なプラスチックまたはポリマーのシートと、
    前記柔軟なプラスチックまたはポリマーのシート上に配置され、前記第１端から反対側の前記第２端まで伸びた、シート抵抗が１オーム／スクエア以上であり、ハッチングまたはチェッカーボードパターンを有する導電性トレースと
    を有するケーブル。
18. 前記第２端の前記導電性トレース上に配置された、人間の皮膚に付着するように構成された電極をさらに有する、請求項１７に記載のケーブル。
19. 生体電位測定装置であって、
    人間または動物の皮膚に付着するように構成された電極と、
    生体電位測定結果を受け取るように構成されたモニターまたは受信ユニットと、
    前記電極を前記モニターまたは受信ユニットと接続する、請求項１ないし１９いずれか一項に記載のケーブルとを有する生体電位測定装置。
20. 前記モニターまたは受信ユニットは心電図検査（ＥＣＧ）装置を含む、
    請求項１９に記載の生体電位測定装置。
21. 前記生体電位測定結果は、心電図検査（ＥＣＧ）測定結果、筋電図検査（ＥＭＧ）測定結果、脳波記録検査（ＥＥＧ）測定結果、及び網膜電図検査（ＥＲＧ）測定結果のうちの１つである、
    請求項１９に記載の生体電位測定装置。

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