JP2019502440A - 患者の心拍を検出する超音波装置 - Google Patents

Abstract

患者の心拍を検出する装置は、超音波の送信機と、ドップラーシフトされた超音波の受信機と、受信機によって送られた時間依存信号（５１、５１ａ）から少なくとも一つの時間と共に変動する周波数成分（５１ｂ）を抽出し、少なくとも一つの時間内の周波数成分の変動から心拍の瞬間ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４を評価するように構成された評価手段とを備えている。特に、少なくとも一つの周波数成分の変動から時間内の関心ウィンドウ（ＷＯＩ）（５３ａ、５３ｂ、５３ｃ、５３ｄ）が判定される。その際、瞬間は、受信機からの時間依存信号（５１、５１ａ）がＷＯＩ内で最大値（ｂ１、ｂ２、ｂ３、ｂ４）を取る瞬間として判定される。心拍は、特にＭＲＩ装置で画像取得を始動させるために使用され得る。追跡手段は、特に胎児を撮像するためにどの送信機および／または受信機が心臓をカバーしているかを判定するために設けられてよい。【選択図】図２

Description

本発明は、患者が撮像装置、例えば磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置で検査されている間に使用できることが好ましい、患者の心拍を検出する超音波装置に関する。

患者の心臓をＭＲＩまたはその他の撮像装置を用いて検査する場合、心臓の急速な動きによって生じるモーションアーチファクトを排除することが重要である。現在、ＭＲＩの画像取得は、外部のトリガ信号によって患者の心拍の瞬間に同期されている。ＭＲＩ撮像と同時に取得される心電図からこのようなトリガ信号を引き出すことは、先行技術では慣例である。ＭＲＩ撮像で生じる強力な磁場および電磁場は、患者の皮膚から拾われた弱い電気信号に比較的高レベルの干渉を重畳する。また、患者の血液中の電解質は、高磁場と合わせてさらに多くの干渉を生み出す移動電荷である。この干渉は、磁気流体力学的効果と呼ばれる。どちらの種類の干渉も、ＭＲＩ撮像に対する確実なトリガ信号として機能できなくなるほど心拍の検出に悪影響を及ぼす。これによって、心拍を用いたトリガが避けることを目的としていたモーションアーチファクトが、出来上がったＭＲＩ画像に再現されてしまう。また、胎児の心臓をＭＲＩを用いて撮像する場合、心電図を得るために胎児の皮膚に働きかけることはできないため、ＭＲＩ撮像用にトリガ信号を全く利用できない。

これらの欠点を克服するため、（Ｆ．Ｋｏｒｄｉｎｇ，Ｂ．Ｓｃｈｏｅｎｎａｇｅｌ，Ｇ．Ｌｕｎｄ，Ｆ．Ｕｅｂｅｒｌｅ，Ｃ．Ｊｕｎｇ，Ｇ．Ａｄａｍ，Ｊ．Ｙａｍａｍｕｒａ，“Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｍｐａｒｅｄ ｗｉｔｈ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ａｎｄ Ｐｕｌｓｅ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ Ｃａｒｄｉａｃ Ｔｒｉｇｇｅｒｉｎｇ：Ａ Ｐｉｌｏｔ Ｓｔｕｄｙ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，ｄｏｉ：１０．１００２／ｍｍ．２５５０２（２０１４））は、ＭＲＩ中に成人患者の心拍を取得するためにＭＲ対応の胎児心拍陣痛計（ＣＴＧ）を提案し、実証している。患者の心臓は、超音波を用いて検査され、心臓の動きによってドップラーシフトされる反射超音波が検出される。ウェーブレットベースのピーク検出を使用して、この信号から心拍の正確な瞬間を抽出する。（Ｊ．Ｙａｍａｍｕｒａ，Ｉ．Ｋｏｐｐ，Ｍ．Ｆｒｉｓｃｈ，Ｒ．Ｆｉｓｃｈｅｒ，Ｋ．Ｖａｌｅｔｔ，Ｋ．Ｈｅｃｈｅｒ，Ｇ．Ａｄａｍ，Ｕ．Ｗｅｄｅｇａｒｔｎｅｒ，“Ｃａｒｄｉａｃ ＭＲＩ ｏｆ ｔｈｅ Ｆｅｔａｌ Ｈｅａｒｔ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｎｏｖｅｌ Ｔｒｉｇｇｅｒｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ：Ｉｎｉｔｉａｌ Ｒｅｓｕｌｔｓ ｉｎ ａｎ Ａｎｉｍａｌ Ｍｏｄｅｌ”，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ ３５，１０７１−１０７６（２０１２））は、ＣＴＧ信号によって始動する胎児の心臓のＭＲＩ撮像を提案し、ヒツジで実証している。ドップラー周波数シフトは、心臓の動きの速さに比例する。したがって、ドップラーシフトされた超音波信号は、ＭＲＩで画像を取得するのに適したトリガ信号として機能し得る。

胎児の心臓をＭＲＩを用いて撮像するとき、血流、母親の呼吸およびＭＲＩによって高レベルのノイズがＣＴＧ信号に重畳する。トリガ信号は、偽陰性または偽陽性のトリガ検出なしにリアルタイムで安定的に処理されなければならないため、ＭＲＩ中の心拍の超音波検出を改善する必要がある。

Ｆ．Ｋｏｒｄｉｎｇ，Ｂ．Ｓｃｈｏｅｎｎａｇｅｌ，Ｇ．Ｌｕｎｄ，Ｆ．Ｕｅｂｅｒｌｅ，Ｃ．Ｊｕｎｇ，Ｇ．Ａｄａｍ，Ｊ．Ｙａｍａｍｕｒａ，"Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｍｐａｒｅｄ ｗｉｔｈ Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ ａｎｄ Ｐｕｌｓｅ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ Ｃａｒｄｉａｃ Ｔｒｉｇｇｅｒｉｎｇ：Ａ Ｐｉｌｏｔ Ｓｔｕｄｙ"，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，ｄｏｉ：１０．１００２／ｍｍ．２５５０２（２０１４） Ｊ．Ｙａｍａｍｕｒａ，Ｉ．Ｋｏｐｐ，Ｍ．Ｆｒｉｓｃｈ，Ｒ．Ｆｉｓｃｈｅｒ，Ｋ．Ｖａｌｅｔｔ，Ｋ．Ｈｅｃｈｅｒ，Ｇ．Ａｄａｍ，Ｕ．Ｗｅｄｅｇａｒｔｎｅｒ，"Ｃａｒｄｉａｃ ＭＲＩ ｏｆ ｔｈｅ Ｆｅｔａｌ Ｈｅａｒｔ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｎｏｖｅｌ Ｔｒｉｇｇｅｒｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ：Ｉｎｉｔｉａｌ Ｒｅｓｕｌｔｓ ｉｎ ａｎ Ａｎｉｍａｌ Ｍｏｄｅｌ"，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ ３５，１０７１−１０７６（２０１２）

本発明者らは、患者の心拍を検出する装置を開発した。この装置は、極めて容易にＭＲＩ対応型に作製できるため、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置で撮像する過程で使用されることが好ましいことがある。しかしながら、本装置の基本動作は、いかなる形でもＭＲＩ装置の存在に左右されるものではない。具体的には、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）または陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）などの別の種類の撮像装置と併用して、患者の心拍を撮像用のトリガ信号として提供することができる。撮像の手順が心拍のリズムと比較してゆっくりであるほど、画質はトリガによって向上する。ただし、装置は、撮像を一切行わなくとも使用され得る。

本装置は、超音波の送信機およびドップラーシフトされた超音波の受信機を備えている。送信機および受信機は、両方の機能を実行する同一の変換機に実装されてよいが、別々の実体であってもよい。好ましくは、送信機および／または受信機は、電気信号と超音波信号との間で双方向に変換し得る圧電変換機である。

本装置は、受信機に接続され、受信機からの時間依存信号から患者の心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を評価するように構成されている評価手段をさらに備えている。この時間依存信号は、生信号であってよいが、送信機の周波数からドップラーシフトされた周波数成分のみを抽出するために前処理されていてもよい。この前処理は、例えば復調機を用いて達成されてよい。

評価手段は、受信機から送られた時間依存信号から時間と共に変動する周波数成分を少なくとも１つ抽出するように構成されているスペクトル分析手段を備えている。評価手段は、時間内の周波数成分の少なくとも一つの変動から心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を評価するように構成されている判定手段をさらに備えている。

好ましくは、本装置は、ＲＦ周波数ω_ＲでＭＲＩの無線周波数場に結合するのを防止する手段を備えている。このような手段は、例えば、周波数ω_Ｒで共振しないように設計されている構造を含んでいてよく、非金属材料、または周波数ω_Ｒを阻止するように構成された定在波トラップを使用してよい。

本発明者らは、患者の一回の心拍が、受信機からの時間依存信号に複数の周波数成分を生成する非周期的な事象であることを発見した。しかし、心拍は周期的に繰り返される事象である。したがって、心拍によって生成されたいかなる周波数成分も、患者の心拍数に対応する期間にわたる時間での周期的な関数である。これを利用して、この関数から一回ごとの心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を引き出すことができる。本発明者らは、受信機からの元の時間依存信号が、心拍によって生じたピークとほぼ同じ、またはそれよりもさらに高いピークを含んでいるノイズと重畳するとしても、これによってこの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を極めて正確に検出することが可能であることを発見して驚嘆した。この心拍検出に用いた唯一の事前知識は、心拍は周期的に繰り返される事象であるということである。

したがって、判定手段によって評価される時間内の周波数成分の変動は、患者の心拍数に対応する周期的変動であることが最も好ましい。

第一の極めて単純な実施形態では、判定手段は、少なくとも一つの時間依存周波数成分が心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４として最大値ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃ、ｍ_ｄを取る瞬間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃ、ｔ_ｄを判定するように構成されていてよい。ただし、周期的に変動する周波数成分は、多少なりともサイン波に似ているため、その最大値は、受信機からの元の時間依存信号内の心拍によって生じたピークよりも遙かに緩やかである可能性がある。この鋭利さを回復するため、かつ瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を検出できる精度を向上させるため、本発明によれば、心拍の二重検出を用いる。判定手段は、時間内の少なくとも一つの周波数成分の変動から時間内の関心ウィンドウ（ＷＯＩ）を判定するように構成されている。このウィンドウは、その後、受信機からの時間依存信号が心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４としてＷＯＩ内の最大値ｂ_１、ｂ_２、ｂ_３、ｂ_４を取る瞬間を判定するために使用される。そのため、基本的には、時間依存信号の周波数成分を分析して所望の心拍事象を含む時間枠を判定し、この時間枠を使用して、時間領域での元の信号内のこの事象の実際の検出をゲートで制御する。

関心ウィンドウ（ＷＯＩ）は、信号の少なくとも一つの時間依存周波数成分が最大値ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃ、ｍ_ｄを取る瞬間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃ、ｔ_ｄの前後の事前設定された長さΔｔのウィンドウであってよい。この代わりに、またはこれと併せて、ＷＯＩは、例えば、少なくとも一つの時間依存周波数成分（５１ａ）が最小値ｍ_ｅ、ｍ_ｆ、ｍ_ｇ、ｍ_ｈを取る二つの瞬間ｔ_ｅ、ｔ_ｆ、ｔ_ｇ、ｔ_ｈの間に広がるウィンドウであってもよい。

胎児の心拍を検出するために、複数の受信機が必要となり、ＭＲＩの無線周波数場からの干渉を受けやすい電気配線が多くなることがある。この干渉を低減し、装置とＭＲＩとの適合性を向上させるため、共振経路、特に円形の閉鎖した導電経路を避ける必要がある。好ましくは、ＭＲＩの無線周波数場の周波数ω_Ｒでの受信機から評価手段への完全な信号経路の応答は、周波数ω_Ｒで共振する構造の応答よりも少なくとも−３０ｄＢ少ない。そのために、本発明者らは、電気配線をこのように最適するように仕向けている、本発明のさらに別の特に有利な実施形態を提案する。

本発明者らは、この実施形態が前述した信号の評価に関する特徴を完全に統合しているが、この評価方式には何ら結びついていないことを強調する。

この実施形態では、患者の心拍を検出する装置は、超音波の送信機およびドップラーシフトされた超音波の複数の受信機を含むトランシーバユニットを備えている。送信機および受信機は、同一の要素、例えば、電気電圧信号と超音波との間で双方向に変換する圧電変換機であってよい。したがって、トランシーバユニットは、変換ユニットであってよい。各受信機は、第一の出力端子および第二の出力端子を有する。送信機および受信機は、例えば別々の圧電要素であってもよい。

本発明によれば、少なくとも二つの受信機の各々の第一の出力端子は、分岐線を介して第一の共通バスに接続され、少なくとも二つの受信機の各々の第二の出力端子は、分岐線を介して第二の共通バスに接続されている。本発明者らは、この配線のトポロジーにより、トランシーバユニットがＭＲＩの無線周波数場の中で使用されたときの無線周波数パルスの共通バスへの誘導が最小になることを発見した。

同じように、複数の送信機は、同じトポロジーを用いて共通バスと接続されてよい。送信機と受信機の機能を単一の要素に組み合わせている変換機を使用すれば、全変換機を配線接続するのに一つの第一の共通バスおよび一つの第二の共通バスしか必要としない。変換機が圧電要素で、各々がプラス極およびマイナス極を有している場合、第一の共通バスはプラス極どうしを相互接続してよく、第二の共通バスはマイナス極どうしを相互接続してよい。第二の共通バスは、接地電位に接続されてもよい。

送信機および受信機は、共通の誘電性基板上、好ましくは可撓性基板上に取り付けられてよい。基板が可撓性であれば、例えば母親の子宮に載せたときには、その子宮の形状に適応し得る。ＭＲＩとの適合性に特に好都合である例示的な取り付け方法が、接着およびヒートシーリングであり、これは追加の金属を必要としない。装置をＭＲＩ対応型にするためには、ＭＲＩの高磁場に強磁性の構成要素を導入できない。なぜなら、その構成要素が過熱するおそれがあり、かつ／または磁場がその構成要素に強い力を印加するおそれがあるからである。ＭＲＩの磁場が急速に変動すると金属に渦電流を引き起こすおそれがあるため、ＭＲＩの場にはできる限り金属を使用しないことが極めて有利である。このような渦電流と関連する磁場は、ＭＲＩの場を乱し、アーチファクトを引き起こす。ＭＲＩの撮像の質は、磁場の均一性、および金属物質に妨害されずに患者全体に伝播する無線周波数パルスの能力に強く左右される。

本発明の特に有利な実施形態では、誘電性基板は、少なくとも部分的に導電シールドによって包囲されている。この導電シールドは、受信機が接続されている第一および／または第二の共通バスに外部の電磁場が拾われるのを、ファラデーケージの要領で防止する。これは、患者が無線周波数場で質問されるＭＲＩ撮像では特に有利である。ＭＲＩ撮像と適合できるように、シールドは、非強磁性だが導電性の高い銅、銀または金などの材料で作製される必要がある。シールドは、例えばこれらの金属で作製された薄型ホイルであってよい。シールドは、例えば、導電性構造体を有するプラスチックホイルなどの非導電性の担体を含んでいてもよい。

シールドは、基板を包囲することに加えて受信機を包囲してよい。これによって、受信機に捉えられた超音波に機械的な減衰がわずかにもたらされることを犠牲にして、第一の共通バスおよび第二の共通バスのシールドを改善する。受信された超音波の受信機への接続を最大にすることの方が重要である場合、受信機は、代わりにシールドから突出していてよい。この場合、シールドから突出する受信機の表面は、シールドに電気的接続される導電性構造を含んでいてよく、それによって受信機がシールドから突出している場所で電磁波がシールドを貫通するのを防止する。

好ましくは、導電シールドの少なくとも一部は接地される。この接地は、第一の共通バスおよび第二の共通バスを外界に接続する同じケーブルを介して実施されてよい。例えば、ケーブルは、少なくとも二つの同心の導電体を含んでいてよく、この場合、一つの導電体は、第一の共通バスに接続され、もう一方の導電体は第二の共通バスに接続される。導電シールドの少なくとも一部は、ケーブルの最も外側の導電体を介して接地される。例えば、ケーブルは、同軸ケーブルであってよい。その際、接地された外導電体は、信号取得用の基準電位として第二の共通バスに接地電位を供給すると同時に、シールドに接地をもたらす。

ケーブルは、例えば三軸ケーブルであってもよい。この場合、例えば、第一の共通バスは、最も内側の導電体に接続されてよく、第二の共通バスは、中間の導電体に接続されてよく、シールドは、最も外側の導電体を大地に接続してよい。敢えてさらにもう一つの導電体があれば、これによって信号検出用の基準電位を任意に選択する自由が得られる。

ＭＲＩ撮像には、シールドが、過熱するおそれ、または画像アーチファクトにつながるおそれのある円形構造には実質的にならないことが重要である。したがって、本発明のさらに別の特別有利な実施形態では、シールドの少なくとも一部は、複数のセグメントに分割される。別々のセグメントをそれでも一つのシールドとして一緒に動作させるため、本発明のさらに別の特別有利な実施形態では、セグメントの少なくとも二つはコンデンサを介して電気的に接続される。

このコンデンサは、好ましくは、シールド内で渦電流が発生することに関連する低周波を阻止するように寸法が決められる一方で、第一の共通バスおよび第二の共通バスによって拾われ得る高周波に対しては導電性である。このようにすると、渦電流は回避されるが、シールドは、測定された信号を不明瞭にするおそれのある周波数に対しては有効である。

本発明のさらに別の特別有利な実施形態では、第一の共通バスおよび第二の共通バスは、基板の別々の面に構成され、かつ／または第一の共通バスおよび第二の共通バスは、少なくとも一つの受信機とスペクトル分析手段との間の信号経路の少なくとも一部に沿って内側に組み込まれる。これによって、ＭＲＩおよび寄生磁場によって誘発されたコモンモード電流が低減される。

好ましくは、基板（回路基板）は、生体適合性があり、防水になるようにシールされたプラスチックケーシングによって保護される。

ヒトの胎児の心拍が検出対象である場合、さらに別の課題は、胎児は子宮内で動くことがあるため、胎児の心臓は送信機からの超音波では検査されなくなるということである。これが起きれば、胎児の心臓をＭＲ撮像するためのトリガ信号はなくなってしまう。母親はＭＲＩ装置の中で極めて居心地の悪い体勢で横たわっていなければならず、これは長時間にわたっては不可能であるため、トリガ信号の喪失は通常、胎児の心臓の検査全体を中止し、後でやり直さなければならないことを意味する。胎児の子宮内運動は、特に、ＭＲＩによって発生する大きく威圧感のあるノイズがきっかけである可能性がある。

この欠点を克服するため、本発明のさらに別の特別有利な実施形態では、トランシーバユニットは、複数の送信機および／または受信機を備え、評価手段は、どの送信機および／または受信機が患者の心臓の現在位置をカバーしているかを判定する追跡手段を備え、それによって、ドップラーシフトされた超音波は、少なくとも一つの受信機に記録され、評価手段に評価されることができる。送信機は、例えばグループで構成されてよく、かつグループごとに作動しても個別に作動してもよい。送信機、および／または受信機は、例えば胎児が動くことが予想されている広い領域にわたって分布していてよい。好ましくは、送信機、および／または受信機は、母親の子宮に載せられる可撓性マット上に配置され、それによって胎児の心臓がある可能性のある子宮のあらゆる点を少なくとも一つの送信機および／または受信機でカバーできる。したがって、胎児がどの方向に動こうと、胎児の心拍の常時検出、よってＭＲＩに対する連続したトリガ信号が可能になる。

有利には、評価手段は、複数の送信機の動作を制御するフィードバック手段を備え、フィードバック手段は、患者の心臓の現在位置をカバーするために追跡手段によって特定された送信機のみに電源を入れるように構成されている。そのため、アーチファクトを生み出すおそれのある不要な超音波は送信されない。

本発明のさらに別の有利な実施形態では、少なくとも一つの受信機とスペクトル分析手段との間の信号経路は、ＭＲＴ装置の無線周波数ω_Ｒを阻止するように、かつ／または信号経路とＭＲＩの無線周波数ω_Ｒとの間の結合を防止するように構成された少なくとも一つの定在波トラップを備えている。これによって、コモンモード信号が配線に導入されるのを回避し、配線が過熱する可能性を回避する。このような過熱は、皮膚を火傷させて患者を負傷させる可能性があり、あるいは火災事故になるおそれもある。さらに、送信されたＭＲＩの無線周波数ω_Ｒが信号経路に誘導されれば、ＭＲＩ画像は著しく乱れるおそれがある。

好ましくは、定在波トラップは、内導電体および外導電シールドを含む同軸ケーブルから形成される。これは特に、信号を運ぶ同じ同軸ケーブルであってよい。同軸ケーブルは、第一のコイルが内導電体内で形成され、第二のコイルが導電性シールド内で形成されるようにコイルに巻き付けられる。外導電シールド内の第二のコイルは、外導電シールド内のこの第二のコイルと組み合わさって定在波トラップを形成するコンデンサによって橋絡される。

このほか、いくつかの圧電要素を例えば可撓性基板に使用して信号受信用の広い領域を設ける場合、複数の信号経路が必要になることがある。信号経路は、ＭＲＩの無線周波数と結合するおそれもあり、これは、信号経路の過熱およびＭＲＩ画像のアーチファクトを防止するために防止されなければならない。これは特に、各信号経路内に設置されているＭＲＩの共振周波数に同調された並列コンデンサおよびインダクタからなる共振並列回路によって達成され得る。

本発明の特別有利な実施形態では、少なくとも一つの受信機とスペクトル分析手段との間の信号経路は、複数の定在波トラップを備え、それによって、ＭＲＩ装置の無線周波数ω_Ｒの場では、信号は、第一の定在波トラップまたは別の定在波トラップを横断する前にこの無線周波数ω_Ｒに対応する波長λの４分の１を超えて伝播することはない。ＭＲＩ装置内部の磁場は、極めて不均一であり、配線の局所の過熱を引き起こすことがある。

無線周波数場によって配線に結合された電流がλ／４を超えて伝播できず、かつ最低でも−３０ｄＢ減衰されれば、過熱および対応する画像アーチファクトを効果的に回避できる。

好ましくは、少なくとも一つの受信機とスペクトル分析手段との間の信号経路は、ＭＲＩ装置の勾配磁場のスイッチング周波数ω_ＧとＭＲＩ装置の無線周波数ω_Ｒの両方を拒否する帯域通過フィルタを含んでいる。スイッチング周波数ω_Ｇは、およそ２００ｋＨｚ以下であるが、患者の心臓の検査に使用される超音波の周波数は、およそ１ＭＨｚであり、無線周波数ω_Ｒはおよそ６４ＭＨｚ以上である。帯域通過は、超音波の周波数に集中していることが好ましいことがある。帯域通過フィルタの幅は、少なくとも送信超音波の周波数と、可能な限り最大値のドップラーシフトを含む受信超音波の周波数の両方を収容するのに十分に広い必要がある。

有利には、評価手段の少なくとも一部は、導電性炭素繊維を含むハウジングでシールドされる。このようなハウジングは、金属ハウジングのようにファラデーケージの役割を果たし、渦電流およびそれに関連する寄生磁場の発生が大幅に低減される。

上記の開示は、磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）装置および本発明による患者の心拍を検出する装置を備えているシステムを提供することも教示している。画像取得を始動させるＭＲＩ装置のトリガ入力は、この装置の判定手段に結合されて患者の心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を受信し、それによって画像取得は、この瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４に始動する。心拍検出の精度を向上させ、この検出のＭＲＩの干渉に対する順応力を向上させたことで、画像取得のトリガがより確実になる。そしてこのトリガの確実性により、最終のＭＲ画像の質が向上する。さらに、このトリガは、胎児の子宮内運動に対しても順応性があり、それによってこの運動でＭＲＩ検査を中止することにはならない。

本発明の開示は、以下の実施例も含む。

実施例１：好ましくは磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置またはその他の撮像装置で撮像している間に患者の心拍を検出する装置であって、超音波の送信機と、ドップラーシフトされた超音波の受信機と、受信機に接続され、受信機からの時間依存信号から患者の心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を評価するように構成された評価手段とを備え、前記評価手段は、
・受信機によって送られた時間依存信号から少なくとも一つの時間と共に変動する周波数成分を抽出するように構成されたスペクトル分析手段と、
・時間内の周波数成分のうちの少なくとも一つの変動から心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を評価するように構成された判定手段と、
を備えている、装置。

実施例２：判定手段は、少なくとも一つの時間依存周波数成分が心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４として最大値ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃ、ｍ_ｄを取る瞬間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃ、ｔ_ｄを判定するように構成されている、実施例１に記載の装置。

本発明の有利な実施形態が図面の説明でさらに詳述されるが、この説明は本発明の範囲を限定するものではない。以下、図面を説明する。

本発明による装置１およびシステム１００の実施形態である。 受信機５からの時間依存信号５１のうちの心拍２ａの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を抽出した図である。 ＭＲＩ装置３に適合できるように最適化されたトランシーバユニット１３の図である。 胎児の子宮内運動を追跡するためにさらに最適化されたトランシーバユニット１３の図である。 母親の子宮２ｃに当てるのに適した可撓性基板１６とトランシーバユニット１３との組立体の図である。 成人患者２に使用するのに適応されたトランシーバユニット１３の別の実施形態の図である。 評価手段６を受信機５およびＭＲＩ装置３のトリガ入力３１とインターフェース接続している図である。 同軸ケーブル２１に接続された基板１６のシールド２０の図である。 シールド２０をコンデンサ２０ｅ〜２０ｈで接続されたセグメント２０ａ〜２０ｄに分割した図である。

図１は、患者２の心拍２ａを検出してＭＲＩ装置３のデータ取得と同期させるための装置１の一実施形態を示している。患者２は、ＭＲＩ装置３の中に位置し、患者の心臓２ｂは撮像される。この撮像を始動させるために、装置１が使用される。装置１は、超音波４ａの送信機４およびドップラーシフトされた超音波５ａの受信機５を備えている。送信機４および受信機５は、単一の構成要素４、５に組み込まれている。受信機５からの時間依存信号５１は、内導電体８２および外導電シールド８３を含む同軸ケーブル８１を介して評価手段６に供給される。この同軸ケーブル８１の伸張部は、コイル８１ａの中に巻き付けられ、それによって内導電体８２内に第一のコイル８４を形成し、外導電シールド８３内に第二のコイル８５を形成する。外導電シールド８３内の第二のコイル８５は、コンデンサ８６によって橋絡され、それによってこの第二のコイル８５およびコンデンサ８６は共同で、装置１の一部である定在波トラップ８を形成する。定在波トラップ８の共振周波数は、ＭＲＩ装置３の無線周波数ω_Ｒに設定される。

評価手段６は、渦電流および関連する磁場の発生が低減されるように、導電性炭素繊維を含むハウジング６５内でシールドされている。時間依存信号５１は、ＭＲＩ装置３の二つのソースからの、すなわち周波数ω_Ｇでの勾配磁場の切り替え、および周波数ω_Ｒの無線周波数パルスからの干渉を含んでいる。両方の干渉源を排除するため、信号５１は最初に、周波数帯域ω_Ｕ±Δωのみを通過させるアナログ帯域通過フィルタ６１を介してフィルタリングされ、式中ω_Ｕは、送信超音波４ａの周波数であり、Δωは、患者２の心臓２ｂの動きが速いために受信超音波５ａが受けたドップラーシフトである。その後、信号５１は、信号５１を再度受信し、増幅し、復調し、フィルタリングするアナログフロントエンド６２を通過すため、ドップラーシフトΔωの周波数成分を含む信号のみが信号５１ａに残る。復調は、デジタル領域で実行されてもよい。

フィルタリングされた信号５１ａは次に、周波数成分に分解するスペクトル分析手段６３を通過する。患者２の一回の心拍２ａは、患者２の心拍数に対応する期間に周期的に繰り返される非周期的な事象であるため、いくつかの周波数成分５１ｂは、同じ期間に周期的に時間と共に変動する。これらの周波数成分は、判定手段６４によってさらに評価されて患者２の心拍２ａの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４をもたらす。対照的に、ノイズまたは自発運動から生じる信号５１ａの周波数成分は周期的ではなく、無視できるものである。受信機５からスペクトル分析手段６３の入力部への信号経路は、５２と表記されている。

フィルタリングされた信号５１ａ、時間と共に変動する周波数成分５１ｂおよび心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４は、追跡手段６６に供給され、この追跡手段は、患者２の心臓２ｂがまだトランシーバ４、５の範囲内にあるかどうかをモニタリングする。心臓２ｂがこの範囲を離れていて、それによって心拍２ａが検出できなくなれば、追跡手段６６と組み合わされているフィードバック手段６７は、このトランシーバ４、５の電源を切って心臓２ｂの新たな位置をカバーしている別のトランシーバ４、５の電源を入れ、それによって心拍２ａの検出を再開できる。

心拍２ａの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４は、表示ユニット７に送られ、そこで主治医によって直接モニタリングされることができる。しかしながら、評価された心拍２ａの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４の主目的は、ＭＲＩ装置３で撮像するためにトリガ信号としての役割を果たすことである。この目的のため、心拍２ａの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４は、標準のケーブル接続を介して、または無線接続を介してＭＲＩ装置３のトリガポート３１に供給される。無線接続は、グラウンドループができないという追加の利点を有する。同じ理由から、評価手段６はバッテリで給電される。

図２は、時間に応じてフィルタリングされた信号５１ａから心拍２ａの瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を抽出したものをさらに詳細に示している。グラフ（ａ）は、時間ｔにわたるフィルタリングされたドップラー信号５１ａの振幅Ａを示している。この生信号から、スペクトル分析手段６３は、時間と共に変動する振幅Ａを含む周波数成分５１ｂを抽出する。そのために、信号５１ａは、サンプリング時間ｔで周波数成分に分解され、その周波数成分のうちのどれが時間と共に変動するのかがモニタリングされる。グラフ（ｂ）は、時間ｔ_０の１点で信号５１ａを周波数成分５１ｂに分解することを示している。この分解は、離散高速フーリエ変換（ＦＦＴ）、フィルタバンクまたは任意の他の適切な手段によって行われ得る。

図２のグラフ（ｂ）は、時間と共に変動する周波数成分５１ｂのみを示し、振幅Ａ（ｔ_０）は、それぞれの周波数成分５１ｂのスペクトルパワー密度に対応している。ノイズによって生じる周波数成分は、時間と共に変動する周波数成分５１ｂの振幅Ａ（ｔ_０）と少なくとも同じまたはそれよりも大きい振幅Ａ（ｔ_０）をおそらくは有する点に注意すべきである。ただし、本発明によれば、ノイズの周波数成分は、周期的に時間と共に変動せずに＞３Ｈｚの範囲で時間と共に変動するが心拍の範囲は＜２．５Ｈｚであるため、容易に解消され得る。

図２のグラフ（ｃ）は、時間と共に変動する一つの周波数成分５１ｂの振幅Ａ（ｔ）の時間に対する変動を示している。グラフ（ｃ）の範囲内では、振幅Ａ（ｔ）は、時間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃおよびｔ_ｄで４つの最大値ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃおよびｍ_ｄをそれぞれ取る。振幅Ａ（ｔ）はまた、時間ｔ_ｅ、ｔ_ｆ、ｔ_ｇおよびｔ_ｈで４つの最小値ｍ_ｅ、ｍ_ｆ、ｍ_ｇおよびｍ_ｈを取る。

図２のグラフ（ｄ）に示したように、時間内の関心ウィンドウ５３ａ、５３ｂ、５３ｃおよび５３ｄは、時間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃおよびｔ_ｄから生成され、この時間では、振幅Ａ（ｔ）はグラフ（ｃ）の最大値を取る。各枠５３ａ、５３ｂ、５３ｃおよび５３ｄは、一定の長さΔｔを有する。各枠５３ａ、５３ｂ、５３ｃおよび５３ｄ内では、判定手段６４は、最高最大値の発生を対象に、元の時間依存信号５１ａを調査する。各々の枠５３ａ、５３ｂ、５３ｃおよび５３ｄでは、この最大値は、振幅Ａ（ｔ）の値がｂ_１、ｂ_２、ｂ_３およびｂ_４であるそれぞれの時間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３およびｔ_４で発生する。この最大値はＥ波を表し、Ａ波を表すそれよりも小さい最大値がそれに続く。時間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３およびｔ_４は、判定手段６４の最終結果である。図２で分析されたデータは、成人患者で取得されたものである。

図３は、ＭＲＩ装置３に適合できるように最適化されているトランシーバユニット１３の詳細である。この実施形態は、胎児２の心拍２ａの検出用に適応されているが、胎児２の子宮内運動に対する補償はない。トランシーバユニット１３は、上面１６ａおよび下面１６ｂを有する基板１６を備えている。副図（ａ）は、基板１６の両面１６ａおよび１６ｂに見えている構成要素を示している。副図（ｂ）は、上面１６ａに見えている構成要素のみを示しているが、下面１６ｂに取り付けられているトランシーバ４、５は例外で、副図（ｂ）には明瞭にするために破線の輪郭が示されている。副図（ｃ）は、下面１６ｂに見えている構成要素のみを示している。

超音波４ａの送信機４の機能と、ドップラーシフトされた超音波５ａの受信機５の機能とを兼ね備えている各トランシーバ４、５は、第一の端子９および第二の端子１０を有する。第一の端子９は、分岐線１４によって第一の共通バス１１に接続されている。第二の端子１０は、分岐線１５によって第二の共通バス１２に接続されている。第一の端子９および分岐線１４はすべて基板１６の上面１６ａにあり、第二の端子１０および分岐線１５はすべて基板１６の下面１６ｂにある。

トランシーバ４、５の第一の端子９は、正（プラス）の端子であり、トランシーバ４、５の第二の端子１０は、負（マイナス）の端子である。第二の端子１０を相互接続している第二の共通バス１２は、定在波トラップ８を介して外界に接続されている。

副図（ｄ）の断面図、および副図（ｅ）の斜視図に示したように、両共通バス１１および１２は、基板１６の両側にまたがり、内側に組み込まれている。この配線の構成は、対称で円形の構造をできる限り含んでいないため、バス１１および１２への無線周波数パルスの結合と、バス１１および１２を流れる電流による寄生磁場の発生との両方が最小になる。

図４は、ＭＲＩ検査中の胎児２の子宮内運動を補償するように特別に適応されているトランシーバユニット１３の別の実施形態を示している。基板１６は、母親の子宮２ｃの形状に適応するように設計された大型の可撓性マットである。トランシーバ４、５は、複数のグループ１７ａ〜１７ｈに構成されているが、個別に構成されてもよい。トランシーバがグループで構成されているとしても、その送信機能は個別に作動してよく、その受信機は個別に読み出されてよい。このグループ化した例では、各グループ１７ａ〜１７ｈは、グループ１７ａ〜１７ｈ内の全トランシーバ４、５の第一の端子９を接続する別々の第一の共通バス１１ａ〜１１ｈを有する。グループ１７ａ〜１７ｈはすべて、接地電位に接続している一つの第二の共通バス１２を共有する。一つ一つのグループ１７ａ〜１７ｈは、それ自体の定在波トラップ８を有し、このグループ１７ａ〜１７ｈを出て両方のバス１１ａ〜１１ｈ、１２にある全信号は、この定在波トラップを通過しなければならない。図４の透視図の水平方向にあるさらに他の経路では、信号は、さらに他の定在波トラップ８を通過しなければならない。定在波トラップ８は、第一の定在波トラップまたは別の定在波トラップ８に当たることなくＭＲＩ装置３の無線周波数ω_Ｒに対応する波長の４分の１を超えて移動できないように構成される。これによって、拡張された基板１６のどこで無線周波数パルスが何らかの配線に結合していようと、それによってこの配線を局所過熱する潜在的な危険が生じることがなくなり、ＭＲＩに関連する画像アーチファクトが低減する。

図５は、図４に示した実施形態を総合したもの、およびその使用法を詳細に示している。可撓性基板１６は、可撓性プラスチックマット１６ｃおよび可撓性プリント回路基板１６ｄからなり、この回路基板の上に全配線（例えば分岐線１４）がプリントされている。トランシーバ４、５は、可撓性プラスチックマット１６ｃと可撓性プリント回路基板１６ｄの両方に設置されている。プラスチックマット１６ｃおよびプリント回路基板１６ｄは、接着によって防水性になるように一つに接合されている。

子宮２ｄ内部の胎児２の心拍２ａをモニタリングするため、トランシーバユニット１３は、可撓性プラスチックマット１６ｃが子宮２ｃの方を向いた状態で母親の子宮２ｃ上に設置される。胎児２が子宮２ｄの内部で動くと、胎児２の心臓２ｂは、一方のトランシーバ４、５の検出範囲から外れてもう一方のトランシーバ４、５の検出範囲内に入ることがあり、図５には明瞭にするためにトランシーバのうちの三つのみを示している。追跡手段６６は、この子宮内運動を記録し、フィードバック手段６７に正しいトランシーバ４、５の電源を入れるよう命令して心拍２ａの連続した検出を実現する。

図６は、成人患者２に使用するために適応されているトランシーバユニット１３のさらに他の実施形態を示している。副図（ａ）は側面断面図を示し、副図（ｂ）は上面図を示している。

成人の心拍は遙かに強い信号を生成するため、一つのトランシーバ４、５のみを必要とする。トランシーバ４、５は、ハウジング１９内部のプリント回路基板１６に設置され、音響整合層１８を介してこのハウジング１９に接続されている。トランシーバ４、５の第一の（正、プラスの）端子９は、分岐線１４を介して同軸信号ケーブル８１の内導電体８２に接続されている。トランシーバ４、５の第二の（負、マイナスの）端子１０は、分岐線１５を介して同軸信号ケーブル８１の外導電シールド８３に接続されている。トランシーバ４、５の第二の端子１０と外導電シールド８３との間には定在波トラップ８が設置されている。

図７は、評価手段６を受信機５およびＭＲＩ装置３のトリガ入力３１とインターフェース接続する様子を詳細に示している。受信機５からの信号５１はまず、範囲ω_Ｕ±Δωの範囲内の周波数のみを通過させるアナログ帯域通過フィルタ６１を通過する。アナログフロントエンド６２は、信号５１から信号５１ａを受信し、増幅し、復調し、フィルタリングする。復調は、信号５１ａを周波数成分に復調する前に実行される限り、アナログフロントエンド６２のデジタル領域の下流で実行されてもよい。アナログフロントエンド６２は、アナログ−デジタル変換機とデジタル−アナログ変換機６８とを組み合わせたもの、ならびにスペクトル分析手段６３および判定手段６４の機能を実施するデジタルシグナルプロセッサ６９をさらに備えているマイクロコントローラ７０の入口および出口の点である。

図８は、トランシーバ４、５が取り付けられている共通の誘電性基板１６が導電シールド２０に包囲されている一実施形態によるトランシーバユニット１３を示している。トランシーバユニット１３は、内導電体２１ａと、内導電体２１ａをシールドする役割を果たす、接地された外導電体２１ｂと、プラスチッククラッド２１ｃとを含んでいる同軸ケーブル２１に接続されている。ケーブル２１の内導電体２１ａは、基板１６上で第一の共通バス１１に接続され、ケーブル２１の外導電体２１ｂは、シールド２０に接続されている。一方、シールド２０は、基板１６上で第二の共通バス１２に接続されている。

図８に二つの変形例を示している。図８ａは、トランシーバ４、５がシールド２０に完全に覆われている第一の変形例を示している。図８ｂは、トランシーバ４、５がシールド２０を貫通して突出し、それによってシールド２０が送信され反射された超音波の結合をいかようにも妨害しない第二の変形例を示している。

図９は、シールド２０を四つのセグメント２０ａ〜２０ｄに分割した様子を詳細に示している。セグメントは、コンデンサ２０ｅ〜２０ｈを介して互いに接続されている。渦電流の発生に主に関わる低周波は、コンデンサ２０ｅ〜２０ｈによって阻止されるため、シールド２０は過熱しない。測定に干渉する可能性のある高周波は、コンデンサを通過するため、シールド２０によって短絡される。

１ 装置
２ 患者（成人または胎児）
２ａ 患者２の心拍
２ｂ 患者２の心臓
２ｃ 母親の子宮
２ｄ 子宮
３ ＭＲＩ装置
４ 超音波送信機
４ａ 送信機４によって送信された超音波
５ 超音波受信機
５ａ 受信機５によって受信された超音波
６ 評価手段
７ 表示ユニット
８ 定在波トラップ
９ 第一の端子
１０ 第二の端子
１１ 第一の共通バス
１２ 第二の共通バス
１３ トランシーバユニット
１４ 第一の共通バス１１への分岐線
１５ 第二の共通バス１２への分岐線
１６ 基板
１６ａ、１６ｂ 基板１６の上面および下面
１６ｃ 基板１６の可撓性プラスチックマット
１６ｄ 基板１６の可撓性プリント回路基板
１７ａ〜１７ｈ トランシーバ４、５のグループ
１８ 音響整合層
１９ ハウジング
２０ 導電シールド
２０ａ〜２０ｄ 導電シールド２０のセグメント
２０ｅ〜２０ｈ セグメント２０ａ〜２０ｄの間のコンデンサ
２１ 共通バス１１、１１ａ〜ｈ、および１２に接続するケーブル
２１ａ、２１ｂ ケーブル２１の同心導電体
２１ｃ ケーブル２１のプラスチッククラッド
３１ ＭＲＩ装置３のトリガ入力
５１ 受信機５からの時間依存信号
５１ａ 信号５１から引き出された、時間と共に変動するフィルタリングされたドップラー信号
５１ｂ 信号５１ａの周波数成分
５２ 受信機５からスペクトル分析手段６３への信号経路
５３ａ〜５３ｄ 関心ウィンドウ（ＷＯＩ）
６１ アナログ帯域通過フィルタ
６２ アナログフロントエンド
６３ スペクトル分析手段
６４ 判定手段
６５ 評価手段６のハウジング
６６ 追跡手段
６７ フィードバック手段
６８ アナログ−デジタル変換機
６９ デジタルシグナルプロセッサ
７０ マイクロコントローラ
８１ 同軸ケーブル
８１ａ 同軸ケーブル８１に形成されたコイル
８２ 同軸ケーブル８１の内導電体
８３ 同軸ケーブル８１の外導電シールド
８４ 内導電体８１に形成された第一のコイル
８５ 外導電シールド８３に形成された第二のコイル
８６ コンデンサ
１００ システム
Ａ 振幅（時間領域）／スペクトルパワー密度（ω領域）
ｂ_１、ｂ_２、ｂ_３、ｂ_４ 信号５１のＥ波の最大値の振幅
ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃ、ｍ_ｄ 周波数成分５１ａの最大値の振幅
ｍ_ｅ、ｍ_ｆ、ｍ_ｇ、ｍ_ｈ 周波数成分５１ａの最小値の振幅
ｔ 時間
Δｔ ウィンドウ５３ａ〜５３ｄの長さ
ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃ、ｔ_ｄ 周波数成分５１ａの最大値の瞬間
ｔ_ｅ、ｔ_ｆ、ｔ_ｇ、ｔ_ｈ 周波数成分５１ａの最小値の瞬間
ｔ_０ 図２のグラフ（ｂ）を生成する時間点
ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４ 患者２の心拍２ａの瞬間
ω_Ｇ ＭＲＩ装置３の勾配磁場のスイッチング周波数
ω_Ｒ ＭＲＩ装置３の無線周波数場
ω_Ｕ 超音波４ａの周波数
Δω 超音波５ａの最大ドップラーシフト

Claims (19)

1. 好ましくは磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置（３）またはその他の撮像装置で撮像している間に患者（２）の心拍（２ａ）を検出する装置であって、超音波（４ａ）の送信機（４）と、ドップラーシフトされた超音波（５ａ）の受信機（５）と、前記受信機（５）に接続され、前記受信機（５）からの時間依存信号（５１）から前記患者（２）の心拍（２ａ）の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４を評価するように構成された評価手段（６）とを備え、前記評価手段（６）は、
   ・前記受信機（５）によって送られた前記時間依存信号（５１、５１ａ）から少なくとも一つの時間と共に変動する周波数成分（５ｌｂ）を抽出するように構成されたスペクトル分析手段（６３）と、
   ・時間内の前記周波数成分（５１ｂ）のうちの少なくとも一つの変動から前記心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４（２ａ）を評価するように構成された判定手段（６４）と、
   を備えている、装置において、
   前記判定手段（６４）は、時間内の少なくとも一つの周波数成分（５１ｂ）の変動から時間内の関心ウィンドウ（ＷＯＩ）（５３ａ、５３ｂ、５３ｃ、５３ｄ）を判定するように構成され、前記受信機（５）からの前記時間依存信号（５１、５１ａ）が前記心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４（２ａ）としてＷＯＩ（５３ａ、５３ｂ、５３ｃ、５３ｄ）内の最大値ｂ_１、ｂ_２、ｂ_３、ｂ_４を取る瞬間を判定するように構成される
   ことを特徴とする、装置（１）。
2. 前記判定手段（６４）は、前記少なくとも一つの時間依存周波数成分（５１ｂ）が前記心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４（２ａ）として最大値ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃ、ｍ_ｄを取る瞬間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃ、ｔ_ｄを判定するように構成されることを特徴とする、請求項１に記載の装置（１）。
3. 前記判定手段（６４）は、前記少なくとも一つの時間依存周波数成分（５１ａ）が最大値ｍ_ａ、ｍ_ｂ、ｍ_ｃ、ｍ_ｄを取る瞬間ｔ_ａ、ｔ_ｂ、ｔ_ｃ、ｔ_ｄの前後の事前設定された長さΔｔのウィンドウとして、および／または前記少なくとも一つの時間依存周波数成分（５１ｂ）が最小値ｍ_ｅ、ｍ_ｆ、ｍ_ｇ、ｍ_ｈを取る二つの瞬間ｔ_ｅ、ｔ_ｆ、ｔ_ｇ、ｔ_ｈの間に広がるウィンドウとして、ＷＯＩ（５３ａ、５３ｂ、５３ｃ、５３ｄ）を判定するように構成されることを特徴とする、請求項１または２に記載の装置（１）。
4. 前記装置（１）は、少なくとも一つの送信機（４）および複数の受信機（５）を含むトランシーバユニット（１３）をさらに備え、
   ・各受信機（５）は、第一の出力端子（９）および第二の出力端子（１０）を有し、
   ・少なくとも二つの受信機（５）の各々の前記第一の出力端子（９）は、分岐線（１４）を介して第一の共通バス（１１、１１ａ〜１１ｈ）に接続され、
   ・前記少なくとも二つの受信機（５）の各々の前記第二の出力端子（１０）は、分岐線（１５）を介して第二の共通バス（１２）に接続される
   ことを特徴とする、請求項１〜３のいずれか一項に記載の装置（１）。
5. 前記送信機（４）および前記受信機（５）は、共通の誘電性基板（１６）上、好ましくは可撓性基板（１６）上に取り付けられることを特徴とする、請求項４に記載の装置（１）。
6. 前記誘電性基板（１６）は、少なくとも部分的に導電シールド（２０）によって包囲されていることを特徴とする、請求項５に記載の装置（１）。
7. 前記導電シールド（２０）の少なくとも一部は接地されることを特徴とする、請求項６に記載の装置（１）。
8. 前記第一の共通バス（１１、１１ａ〜１１ｈ）および前記第二の共通バス（１２）は、ケーブル（２１）の二つの異なる同心導電体（２１ａ、２１ｂ）に接続され、前記ケーブル（２１）の導電シールド（２０）の少なくとも一部は、前記ケーブル（２１）の前記最も外側の導電体（２１ｂ）を介して接地されることを特徴とする、請求項７に記載の装置（１）。
9. 前記シールド（２０）の少なくとも一部は、複数のセグメント（２０ａ〜２０ｄ）に分割されることを特徴とする、請求項６〜８のいずれか一項に記載の装置（１）。
10. 前記セグメント（２０ａ〜２０ｄ）の少なくとも二つは、コンデンサ（２０ｅ〜２０ｈ）を介して電気的に接続されることを特徴とする、請求項９に記載の装置（１）。
11. 前記第一の共通バス（１１、１１ａ〜１１ｈ）および前記第二の共通バス（１２）は、前記基板（１６）の別々の面（１６ａ、１６ｂ）に構成され、かつ／または前記第一の共通バス（１１、１１ａ〜１１ｈ）および前記第二の共通バス（１２）は、少なくとも一つの受信機（５）と前記スペクトル分析手段（６３）との間の信号経路（５２）の少なくとも一部に沿って内側に組み込まれることを特徴とする、請求項５〜１０のいずれか一項に記載の装置（１）。
12. 前記トランシーバユニット（１３）は、複数の送信機（４）を備えていることと、前記評価手段（６）は、どの送信機（４）および／または受信機（５）が患者（２）の心臓（２ｂ）の現在位置をカバーしているかを判定する追跡手段（６６）を備え、それによって、前記ドップラーシフトされた超音波（５ａ）は、少なくとも一つの受信機（５）に記録され、前記評価手段（６）に評価されることができることを特徴とする、請求項４〜１１のいずれか一項に記載の装置（１）。
13. 前記評価手段（６）は、複数の送信機（４）の動作を制御するフィードバック手段（６７）を備え、前記フィードバック手段（６７）は、患者（２）の心臓（２ｂ）の現在位置をカバーするために前記追跡手段（６６）によって特定された送信機（４）のみに電源を入れるように構成されることを特徴とする、請求項１２に記載の装置（１）。
14. 少なくとも一つの受信機（５）と前記スペクトル分析手段（６３）との間の前記信号経路（５２）は、前記ＭＲＩ装置（３）の無線周波数ω_Ｒを阻止するように構成された少なくとも一つの定在波トラップ（８）を備えていることを特徴とする、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の装置（１）。
15. 前記定在波トラップ（８）は、内導電体（８２）および外導電シールド（８３）を含む同軸ケーブル（８１）から形成され、前記同軸ケーブル（８１）は、第一のコイル（８４）が前記内導電体（８２）内で形成され、第二のコイル（８５）が前記導電性シールド（８３）内で形成されるようにコイル（８１ａ）に巻き付けられ、前記外導電シールド（８３）内の前記第二のコイルは、前記外導電シールド（８３）内の前記第二のコイル（８５）と組み合わさって前記定在波トラップ（８）を形成するコンデンサ（８６）によって橋絡されることを特徴とする、請求項１４に記載の装置（１）。
16. 前記信号経路（５２）は、複数の定在波トラップ（８）を備え、それによって前記ＭＲＩ装置（３）の前記無線周波数ω_Ｒの場では、前記信号（５１）は、第一の定在波トラップまたは別の定在波トラップ（８）を横断する前に前記無線周波数ω_Ｒに対応する波長λの４分の１を超えて伝播することはないことを特徴とする、請求項１４または１５に記載の装置（１）。
17. 少なくとも一つの受信機（５）と前記スペクトル分析手段（６３）との間の前記信号経路（５２）は、前記ＭＲＩ装置（３）の勾配磁場の前記スイッチング周波数ω_Ｇと前記ＭＲＩ装置（３）の前記無線周波数ω_Ｒの両方を拒否する帯域通過フィルタ（６１）を含んでいることを特徴とする、請求項１〜１６のいずれか一項に記載の装置（１）。
18. 前記評価手段（６）の少なくとも一部は、導電性炭素繊維を含むハウジング（６５）でシールドされることを特徴とする、請求項１〜１７のいずれか一項に記載の装置（１）。
19. 磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）装置（３）および請求項１〜１８のいずれか一項に記載の装置（１）を備えているシステムであって、画像取得を始動させる前記ＭＲＩ装置（３）のトリガ入力（３１）は、前記装置（１）の前記判定手段（６４）に結合されて患者（２）の心拍の瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４（２ａ）を受信し、それによって画像取得は、前記瞬間ｔ_１、ｔ_２、ｔ_３、ｔ_４に始動されることを特徴とする、システム（１００）。

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