JPH08252243A - 特に患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ装置 - Google Patents
特に患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ装置Info
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- JPH08252243A JPH08252243A JP8001578A JP157896A JPH08252243A JP H08252243 A JPH08252243 A JP H08252243A JP 8001578 A JP8001578 A JP 8001578A JP 157896 A JP157896 A JP 157896A JP H08252243 A JPH08252243 A JP H08252243A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は帯磁し感応性の電磁環境内で使用す
るための、特に患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ
装置を提供することを目的とする。 【解決手段】 主に、一方では、少なくとも２つの非金
属製電極（１）と、他方ではファラデーかごを形成し底
板（２）に支承されるシールドケーシング（８）内に各
々配設された、心臓の電気信号の取得および整形の第１
モジュール（５）と、呼吸信号の抽出のための第２モジ
ュール（６）と、呼吸信号の電気光学変換のための第３
モジュール（７）とを含む、心臓によって発せられる電
気信号の処理ユニットとから成り、さらに、場合によっ
ては少なくとも１つの別の機器または装置（１０）に前
記ケーシング（８）を接続する光学接続手段（９）から
成ることを特徴とするセンサ装置。
るための、特に患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ
装置を提供することを目的とする。 【解決手段】 主に、一方では、少なくとも２つの非金
属製電極（１）と、他方ではファラデーかごを形成し底
板（２）に支承されるシールドケーシング（８）内に各
々配設された、心臓の電気信号の取得および整形の第１
モジュール（５）と、呼吸信号の抽出のための第２モジ
ュール（６）と、呼吸信号の電気光学変換のための第３
モジュール（７）とを含む、心臓によって発せられる電
気信号の処理ユニットとから成り、さらに、場合によっ
ては少なくとも１つの別の機器または装置（１０）に前
記ケーシング（８）を接続する光学接続手段（９）から
成ることを特徴とするセンサ装置。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、特に、例えば磁気
共鳴映像装置（ＭＲＩ）内でＮＭＲ（核磁気共鳴）検査
を受ける患者の生物学的信号および監視信号の取得およ
び測定の分野に関し、特に患者の呼吸を表す信号を送出
するセンサ装置を対象とする。
共鳴映像装置（ＭＲＩ）内でＮＭＲ（核磁気共鳴）検査
を受ける患者の生物学的信号および監視信号の取得およ
び測定の分野に関し、特に患者の呼吸を表す信号を送出
するセンサ装置を対象とする。
【０００２】
【従来の技術】現在、患者の呼吸運動および／または呼
吸量は主に、鼻孔における空気束または温度を測定する
専用電子センサ装置、あるいは機械センサ、液圧センサ
または空圧センサに結合されたトランスデューサにより
胸部の変形を記録し前記変形に応じて電気信号を送出す
る専用装置を用いることにより読み取られる。
吸量は主に、鼻孔における空気束または温度を測定する
専用電子センサ装置、あるいは機械センサ、液圧センサ
または空圧センサに結合されたトランスデューサにより
胸部の変形を記録し前記変形に応じて電気信号を送出す
る専用装置を用いることにより読み取られる。
【０００３】しかしながら、ＭＲＩ環境においては、こ
れら既知の装置では、被測定物理量の性質そのもの、電
磁妨害、使用入力および測定方法、正しい据え付けが困
難なことが多く測定中患者により移動されてしまうこと
が多いセンサの位置決めという根本的な問題などによ
り、呼吸周期を正確かつ信頼性のおける状態で繰り返し
読み取ることが不可能である。
れら既知の装置では、被測定物理量の性質そのもの、電
磁妨害、使用入力および測定方法、正しい据え付けが困
難なことが多く測定中患者により移動されてしまうこと
が多いセンサの位置決めという根本的な問題などによ
り、呼吸周期を正確かつ信頼性のおける状態で繰り返し
読み取ることが不可能である。
【０００４】特に、ＮＭＲ装置のようにチャージされ且
つ感応性の電磁環境(environnementelectromagnetique
charge et sensible)内での電気信号の発生により、前
記環境の有害な妨害が生じ、それによりまた、発生した
測定電気信号が妨害され、信号の意味が不正になる。
つ感応性の電磁環境(environnementelectromagnetique
charge et sensible)内での電気信号の発生により、前
記環境の有害な妨害が生じ、それによりまた、発生した
測定電気信号が妨害され、信号の意味が不正になる。
【０００５】さらに、アンテナを形成するケーブルまた
はその他の導電線により、ＮＭＲ装置の電磁環境が妨害
され、測定が不正になり、映像装置の場合、前記ケーブ
ルがシールドされ、よられていても、同装置によって得
られる仮想再生（映像）が不正になる。
はその他の導電線により、ＮＭＲ装置の電磁環境が妨害
され、測定が不正になり、映像装置の場合、前記ケーブ
ルがシールドされ、よられていても、同装置によって得
られる仮想再生（映像）が不正になる。
【０００６】反対に、場（ｃｈａｍｐ）の勾配、無線周
波数の場、およびＮＭＲ型装置の試験中における発信コ
イルと送信コイル間の切り換えに関わる現象により取得
信号の伝送が強く妨害され、顕著なアーチファクトの発
生により同取得信号が全く利用不可能になってしまう。
波数の場、およびＮＭＲ型装置の試験中における発信コ
イルと送信コイル間の切り換えに関わる現象により取得
信号の伝送が強く妨害され、顕著なアーチファクトの発
生により同取得信号が全く利用不可能になってしまう。
【０００７】さらに、万一患者が動くと（特に呼吸その
もの）、存在する場内で前記伝送ケーブルが動き、その
結果、アーチファクトを発生するポテンシャルが自動に
誘導される。
もの）、存在する場内で前記伝送ケーブルが動き、その
結果、アーチファクトを発生するポテンシャルが自動に
誘導される。
【０００８】さらに、伝送ケーブルが単数または複数の
ループをもつ時、前記の有害な現象は著しく増幅され
る。
ループをもつ時、前記の有害な現象は著しく増幅され
る。
【０００９】また、感応性の電磁環境外の空圧または液
圧情報または信号を取得し入力する方法も、同伝送方法
には信頼性および精度がないこと、信号の引き起こす顕
著な減衰、センサの位置決め問題、患者に生じる苦痛な
どのため、満足のゆくものではない。
圧情報または信号を取得し入力する方法も、同伝送方法
には信頼性および精度がないこと、信号の引き起こす顕
著な減衰、センサの位置決め問題、患者に生じる苦痛な
どのため、満足のゆくものではない。
【００１０】さらに、空圧または機械センサは全て強く
変動を受ける傾向があるため、常時補正を行う必要があ
る。
変動を受ける傾向があるため、常時補正を行う必要があ
る。
【００１１】また、これら空圧または機械センサは、胸
式または腹式呼吸のいずれか一方にしか反応せず、患者
上の前記センサの位置決めによっては他方の方式に対し
てはほとんど無感応である。
式または腹式呼吸のいずれか一方にしか反応せず、患者
上の前記センサの位置決めによっては他方の方式に対し
てはほとんど無感応である。
【００１２】ところが患者によっては、前記の２つの呼
吸方式のうちの片方だけが優勢で、他方の方式の振幅が
不充分かさらにはほとんどない場合がある。
吸方式のうちの片方だけが優勢で、他方の方式の振幅が
不充分かさらにはほとんどない場合がある。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】したがって、本発明に
課せられた課題は、寸法が小さく、患者の呼吸信号また
は呼吸運動に相当する信号を正確かつ信頼性のある状態
で取得し、信号を帯磁環境下において妨害なく伝送が可
能な形態にするセンサ装置であって、全く安全であって
ＮＭＲ装置内に置かれた患者に対し相互影響を引き起こ
さず使用が可能なセンサ装置を提案することである。
課せられた課題は、寸法が小さく、患者の呼吸信号また
は呼吸運動に相当する信号を正確かつ信頼性のある状態
で取得し、信号を帯磁環境下において妨害なく伝送が可
能な形態にするセンサ装置であって、全く安全であって
ＮＭＲ装置内に置かれた患者に対し相互影響を引き起こ
さず使用が可能なセンサ装置を提案することである。
【００１４】さらに、本発明の第２の目的によれば、前
記センサ装置は、その寸法またはその構成の複雑さを顕
著に増加することなく別の機器の生理学的信号または制
御信号とは独立して取得および伝送ができなければなら
ない。
記センサ装置は、その寸法またはその構成の複雑さを顕
著に増加することなく別の機器の生理学的信号または制
御信号とは独立して取得および伝送ができなければなら
ない。
【００１５】さらに、本発明のセンサ装置は偏移を有し
てはならないか、または小規模で確認可能な偏移しか有
してはならず、腹式呼吸によって生じる信号と胸式呼吸
によって生じる信号の双方を読み取りできるものでなけ
ればならない。
てはならないか、または小規模で確認可能な偏移しか有
してはならず、腹式呼吸によって生じる信号と胸式呼吸
によって生じる信号の双方を読み取りできるものでなけ
ればならない。
【００１６】
【課題を解決するための手段】この目的のため、本発明
は、チャージされ且つ感応性の電磁環境内、特に核磁気
共鳴装置の近傍または内部において、より詳細にはＭＲ
Ｉの磁石のトンネル内の患者によって使用される、特に
患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ装置であって、
主に、一方では、非磁性材の支持体の底板上に取り付け
られ、患者の心臓部位の皮膚上に貼付するための少なく
とも２つの非金属製電極と、他方では、ファラデーかご
を形成し底板に支承されるシールドケーシング内に各々
配設された、心臓の電気信号の取得および整形の第１モ
ジュール、呼吸信号の抽出のための第２モジュール、及
び呼吸信号の電気光学変換のための第３モジュールを含
む、心臓によって発せられる電気信号の処理ユニットと
から成り、さらに、場合によってはチャージされ且つ感
応性の電磁環境の外部に位置する、少なくとも１つの別
の機器または装置に前記ケーシングを接続する光学接続
手段から成ることを特徴とするセンサ装置を対象とす
る。
は、チャージされ且つ感応性の電磁環境内、特に核磁気
共鳴装置の近傍または内部において、より詳細にはＭＲ
Ｉの磁石のトンネル内の患者によって使用される、特に
患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ装置であって、
主に、一方では、非磁性材の支持体の底板上に取り付け
られ、患者の心臓部位の皮膚上に貼付するための少なく
とも２つの非金属製電極と、他方では、ファラデーかご
を形成し底板に支承されるシールドケーシング内に各々
配設された、心臓の電気信号の取得および整形の第１モ
ジュール、呼吸信号の抽出のための第２モジュール、及
び呼吸信号の電気光学変換のための第３モジュールを含
む、心臓によって発せられる電気信号の処理ユニットと
から成り、さらに、場合によってはチャージされ且つ感
応性の電磁環境の外部に位置する、少なくとも１つの別
の機器または装置に前記ケーシングを接続する光学接続
手段から成ることを特徴とするセンサ装置を対象とす
る。
【００１７】
【発明の実施の形態】本発明によれば、添付図面の図
１、図２および図３に示すように、センサ装置は主に、
一方では、非磁性材の支持体３の底板２上に取り付けら
れ、患者４の心臓部位の皮膚上に貼付するための少なく
とも２つの非金属製電極１と、他方では、ファラデーか
ごを形成し底板２に支承されるシールドケーシング８内
に各々配設された、心臓の電気信号の取得および整形の
第１モジュール５、呼吸信号の抽出のための第２モジュ
ール６、及び呼吸信号の電気光学変換のための第３モジ
ュール７とを含む、信号によって発せられる電気信号の
処理ユニットとから成り、さらに、場合によってはチャ
ージされ且つ感応性の電磁環境の外部に位置する、少な
くとも１つの別の機器または装置１０に前記ケーシング
８を接続する光学接続体９から成る。
１、図２および図３に示すように、センサ装置は主に、
一方では、非磁性材の支持体３の底板２上に取り付けら
れ、患者４の心臓部位の皮膚上に貼付するための少なく
とも２つの非金属製電極１と、他方では、ファラデーか
ごを形成し底板２に支承されるシールドケーシング８内
に各々配設された、心臓の電気信号の取得および整形の
第１モジュール５、呼吸信号の抽出のための第２モジュ
ール６、及び呼吸信号の電気光学変換のための第３モジ
ュール７とを含む、信号によって発せられる電気信号の
処理ユニットとから成り、さらに、場合によってはチャ
ージされ且つ感応性の電磁環境の外部に位置する、少な
くとも１つの別の機器または装置１０に前記ケーシング
８を接続する光学接続体９から成る。
【００１８】したがって本発明は、電極１により非常に
正確に読み取られ、抽出後、伝送されることなく外部の
電磁環境から完全に隔離された適切な装置内で直ちに処
理される心電図信号からの呼吸信号の抽出に基づく。
正確に読み取られ、抽出後、伝送されることなく外部の
電磁環境から完全に隔離された適切な装置内で直ちに処
理される心電図信号からの呼吸信号の抽出に基づく。
【００１９】実際、とくに添付図面の図４に示すよう
に、心臓から発せられ一連のＱＲＳ棘(complexes QRS)
で構成される電気信号から構成される心電図信号は、位
相および周期が呼吸周期に相当する周期的振幅変化をう
ける。
に、心臓から発せられ一連のＱＲＳ棘(complexes QRS)
で構成される電気信号から構成される心電図信号は、位
相および周期が呼吸周期に相当する周期的振幅変化をう
ける。
【００２０】同現象は、患者の１呼吸周期中に、胸郭の
膨張および収縮運動および同胸郭内にある他の器官から
生じる運動により心臓が周期的に移動し、それにより直
接、心臓の電気軸が移動することにより説明される。
膨張および収縮運動および同胸郭内にある他の器官から
生じる運動により心臓が周期的に移動し、それにより直
接、心臓の電気軸が移動することにより説明される。
【００２１】したがって、心電図信号から呼吸信号を抽
出するために本発明では心電図信号へのこの周期的呼吸
運動の直接の影響を利用する。
出するために本発明では心電図信号へのこの周期的呼吸
運動の直接の影響を利用する。
【００２２】本発明の第１の特徴によれば、第１モジュ
ール５は、主に、無線周波数フィルタ１２および制限抵
抗１２’を介して対応する電極１に各入力が接続される
計装増幅器１１から成る、電極１が読み取る心電図信号
の取得段と、帯域フィルタ１３及び整流回路１３’から
成る整形段とを含む。
ール５は、主に、無線周波数フィルタ１２および制限抵
抗１２’を介して対応する電極１に各入力が接続される
計装増幅器１１から成る、電極１が読み取る心電図信号
の取得段と、帯域フィルタ１３及び整流回路１３’から
成る整形段とを含む。
【００２３】計装増幅器１１と電極１との間に配設され
たフィルタ１２および抵抗１２’は各々、周囲の無線周
波数送信によって発生するノイズを除去する役割と、万
一同無線周波数送信によって電流が発生した場合それを
軽減する役割を有し、電極１とケーシング８間の接続
は、硬線によって実現する。
たフィルタ１２および抵抗１２’は各々、周囲の無線周
波数送信によって発生するノイズを除去する役割と、万
一同無線周波数送信によって電流が発生した場合それを
軽減する役割を有し、電極１とケーシング８間の接続
は、硬線によって実現する。
【００２４】有利には、前記電極１は３個とし、炭素、
炭素化合物、およびチャージされたプラスチック材(mat
ieres plastiques chargees)から成る群の中から選択さ
れる導電材で実現され、前記電極１のうちの１つは共通
モード拒否率(taux de rejection du mode commun)を向
上させるのに使われる。
炭素化合物、およびチャージされたプラスチック材(mat
ieres plastiques chargees)から成る群の中から選択さ
れる導電材で実現され、前記電極１のうちの１つは共通
モード拒否率(taux de rejection du mode commun)を向
上させるのに使われる。
【００２５】さらに、電極１は底板２上に固定され、相
対位置は患者の体格に応じた距離だけ離れて固定される
ので、電極１を良好な位置に配置するためには、前記底
板２を心臓の近傍に位置決めするだけよい。
対位置は患者の体格に応じた距離だけ離れて固定される
ので、電極１を良好な位置に配置するためには、前記底
板２を心臓の近傍に位置決めするだけよい。
【００２６】結果として、シールドケーシング８など、
センサ装置の唯一の外部金属要素は、決して患者４と直
接接触しない。というのは、少なくとも前記底板２によ
り患者から離れているからであり、それにより火傷の危
険が防止される。
センサ装置の唯一の外部金属要素は、決して患者４と直
接接触しない。というのは、少なくとも前記底板２によ
り患者から離れているからであり、それにより火傷の危
険が防止される。
【００２７】添付図面の図６に示す、本発明によるセン
サ装置の第２の実施態様によれば、電極１はケーシング
８の下側には位置決めされず、同ケーシングからそれ
て、底板２の薄肉の横方向延長部２’の端部上に固定さ
れ、前記電極１とケーシング８との間の接続は、例えば
炭素ファイバなどの非金属導体により実現される。
サ装置の第２の実施態様によれば、電極１はケーシング
８の下側には位置決めされず、同ケーシングからそれ
て、底板２の薄肉の横方向延長部２’の端部上に固定さ
れ、前記電極１とケーシング８との間の接続は、例えば
炭素ファイバなどの非金属導体により実現される。
【００２８】センサ装置のこのような構造により、場合
によってはＭＲＩ測定アンテナを患者の皮膚に最も近い
場所に当てる必要性が生じることのある心臓部における
ＥＣＧ（心電図）の採取点から、無視し得ない高さまた
は厚さを有するケーシング８を遠ざけることが可能であ
る。
によってはＭＲＩ測定アンテナを患者の皮膚に最も近い
場所に当てる必要性が生じることのある心臓部における
ＥＣＧ（心電図）の採取点から、無視し得ない高さまた
は厚さを有するケーシング８を遠ざけることが可能であ
る。
【００２９】有利には、第１モジュール５の帯域フィル
タ１３により、計装増幅器１１によって発せられる信号
から、余分で後の処理にとって無用な成分を取り除くこ
と、および呼吸に伴う振幅の変化を測定しようとする信
号（相次いで出現するＱＲＳ棘）の部分を分離抽出する
ことが可能である。
タ１３により、計装増幅器１１によって発せられる信号
から、余分で後の処理にとって無用な成分を取り除くこ
と、および呼吸に伴う振幅の変化を測定しようとする信
号（相次いで出現するＱＲＳ棘）の部分を分離抽出する
ことが可能である。
【００３０】同帯域フィルタ１３は例えば、全体でおよ
そ１５Ｈｚから３５Ｈｚの通過周波帯を画定する、低域
ろ波フィルタと高域ろ波フィルタの組み合せによって構
成することが可能である。
そ１５Ｈｚから３５Ｈｚの通過周波帯を画定する、低域
ろ波フィルタと高域ろ波フィルタの組み合せによって構
成することが可能である。
【００３１】また、整流回路１３’により、既知で一定
の方向に常に分極した信号を前記モジュール５の出力側
において得ることが可能である。実際、計装増幅器１１
によって発せられる心電図信号は、本体に対する電極１
の位置に応じて極性が異なったり反対になったりする。
の方向に常に分極した信号を前記モジュール５の出力側
において得ることが可能である。実際、計装増幅器１１
によって発せられる心電図信号は、本体に対する電極１
の位置に応じて極性が異なったり反対になったりする。
【００３２】第２モジュール６は、添付図面の図２に示
すように、第１モジュール５から出力される整形された
信号の供給を受け、同じく前記の第１モジュール５から
出力される信号の供給を受ける標本化−阻止回路(circu
it echantillonneur-bloqueur)１５を制御する、最大検
出回路１４を含むことが好ましく、前記標本化−阻止回
路１５の出力信号は平均化平滑回路１６により処理され
る。
すように、第１モジュール５から出力される整形された
信号の供給を受け、同じく前記の第１モジュール５から
出力される信号の供給を受ける標本化−阻止回路(circu
it echantillonneur-bloqueur)１５を制御する、最大検
出回路１４を含むことが好ましく、前記標本化−阻止回
路１５の出力信号は平均化平滑回路１６により処理され
る。
【００３３】このようにして検出回路１４により、第１
モジュール５の最終段によって整形または条件付けら
れ、最大振幅など、ある一定の点の振幅を測定したい信
号の出現タイミングを検出することが可能である。
モジュール５の最終段によって整形または条件付けら
れ、最大振幅など、ある一定の点の振幅を測定したい信
号の出現タイミングを検出することが可能である。
【００３４】この検出は、測定を行い呼吸周期に応じて
順次出現するＱＲＳ棘とともに変化する取得振幅を維持
する標本化−阻止回路１５を制御するために用いられ
る。前記回路１５から出される信号は、呼吸とともに振
幅が変化し概略的に呼吸信号を示す、連続する段の形態
を成す。
順次出現するＱＲＳ棘とともに変化する取得振幅を維持
する標本化−阻止回路１５を制御するために用いられ
る。前記回路１５から出される信号は、呼吸とともに振
幅が変化し概略的に呼吸信号を示す、連続する段の形態
を成す。
【００３５】同構造により、回路１５から出された信号
が、２つの相次ぐ振幅測定値間にあって心臓活動とは何
らの関係もなく、かつ振幅は呼吸活動と全く関係のな
い、計装増幅器１１から出された信号のレベルで存在す
る可能性のある、電圧アーチファクトによる影響を受け
ることを防止することができる。
が、２つの相次ぐ振幅測定値間にあって心臓活動とは何
らの関係もなく、かつ振幅は呼吸活動と全く関係のな
い、計装増幅器１１から出された信号のレベルで存在す
る可能性のある、電圧アーチファクトによる影響を受け
ることを防止することができる。
【００３６】回路１６は標本化−阻止回路１５から出さ
れた信号の平均値を計算し、信号の直流電圧成分を取り
除く。したがって、同回路によって発される信号は正確
に呼吸信号を表す。
れた信号の平均値を計算し、信号の直流電圧成分を取り
除く。したがって、同回路によって発される信号は正確
に呼吸信号を表す。
【００３７】一変形例では、第２モジュール６は、第１
モジュール５によって送出された信号のデジタル処理を
行い、呼吸を表す信号、または呼吸信号から派生した同
期信号を第３モジュール７に送る、単数または複数のプ
ログラム可能なデジタル集積回路の形をとる。
モジュール５によって送出された信号のデジタル処理を
行い、呼吸を表す信号、または呼吸信号から派生した同
期信号を第３モジュール７に送る、単数または複数のプ
ログラム可能なデジタル集積回路の形をとる。
【００３８】同じく添付図面の図２に示す本発明の別の
特徴によれば、有利には第３モジュール７は、第２モジ
ュール６によって送出された信号を受け取る例えば周波
数またはパルス幅変調方式の変調回路１７と、光接続手
段を構成する光導体９に接続された電気光学変換器１８
とから成る。
特徴によれば、有利には第３モジュール７は、第２モジ
ュール６によって送出された信号を受け取る例えば周波
数またはパルス幅変調方式の変調回路１７と、光接続手
段を構成する光導体９に接続された電気光学変換器１８
とから成る。
【００３９】この光接続手段は前記光導体の分岐または
多重化の後、例えば表示装置、ＮＭＲ機器または付属装
置の制御手段、あるいはこれら装置、機器またはこれに
類するもののうちの複数に呼吸信号を伝送することがで
きる。
多重化の後、例えば表示装置、ＮＭＲ機器または付属装
置の制御手段、あるいはこれら装置、機器またはこれに
類するもののうちの複数に呼吸信号を伝送することがで
きる。
【００４０】添付図面の図３に示す本発明の好ましい実
施態様によれば、電極１を確実に位置決めし可能な限り
心臓に近いところで心電気信号を採取できるようにする
ため、急速閉手段および長さ調節手段を具備し、支持体
３または少なくとも前記支持体３に固定されている支持
具を横断する、非磁気材で場合によっては弾性を有する
ベルト１９または安全ベルトが設けられる。前記ベルト
１９または安全ベルトは、前記支持体３および前記電極
１の移動および回転時の位置決めを行う。
施態様によれば、電極１を確実に位置決めし可能な限り
心臓に近いところで心電気信号を採取できるようにする
ため、急速閉手段および長さ調節手段を具備し、支持体
３または少なくとも前記支持体３に固定されている支持
具を横断する、非磁気材で場合によっては弾性を有する
ベルト１９または安全ベルトが設けられる。前記ベルト
１９または安全ベルトは、前記支持体３および前記電極
１の移動および回転時の位置決めを行う。
【００４１】このようして、支持体３の底板２としたが
って電極１とは患者の心臓の部位の皮膚に常に押し当て
られる。
って電極１とは患者の心臓の部位の皮膚に常に押し当て
られる。
【００４２】本発明の第１の変形例によれば、シールド
ケーシング４はさらに、長寿命で非磁気型の充電バッテ
リ２０または蓄電池と、ケーシング８内に配設された光
制御スイッチに結合され、前記処理ユニット５、６、７
の作動状態および電源ならびに場合によっては構成モジ
ュール（図示せず）を構成する種々の回路の設定の検証
を可能にする光導体とを含む。
ケーシング４はさらに、長寿命で非磁気型の充電バッテ
リ２０または蓄電池と、ケーシング８内に配設された光
制御スイッチに結合され、前記処理ユニット５、６、７
の作動状態および電源ならびに場合によっては構成モジ
ュール（図示せず）を構成する種々の回路の設定の検証
を可能にする光導体とを含む。
【００４３】本発明の第２の変形例によれば、処理ユニ
ットへのエネルギ供給は、ケーシング内に配設された太
陽電池またはそれに類する装置と共働する光導体により
実現される。
ットへのエネルギ供給は、ケーシング内に配設された太
陽電池またはそれに類する装置と共働する光導体により
実現される。
【００４４】添付図面の図２に示す本発明の追加の特徴
によれば、センサ装置はさらに、基本的におよそ２０Ｈ
ｚに遮断周波数を有する低域ろ波フィルタ２１と、第２
光接続手段９’に接続された電気光変換モジュール２
１’とから成る、第１モジュール５の取得段によって発
せられる信号の追加的独立処理ユニットを含むことがで
きる。
によれば、センサ装置はさらに、基本的におよそ２０Ｈ
ｚに遮断周波数を有する低域ろ波フィルタ２１と、第２
光接続手段９’に接続された電気光変換モジュール２
１’とから成る、第１モジュール５の取得段によって発
せられる信号の追加的独立処理ユニットを含むことがで
きる。
【００４５】このような追加的処理手段は、本出願人名
のフランス特許出願第２７０４１３１号において特に記
載されている。
のフランス特許出願第２７０４１３１号において特に記
載されている。
【００４６】このような配設により、出発信号の採取点
のすぐ近くで実施された別々の２つの処理、とくに各処
理系に適合したろ波により同一の出発心電図信号に基づ
いて作成された、性質の異なる２つの顕著な生理学的信
号を各々独立して送出することが可能である。
のすぐ近くで実施された別々の２つの処理、とくに各処
理系に適合したろ波により同一の出発心電図信号に基づ
いて作成された、性質の異なる２つの顕著な生理学的信
号を各々独立して送出することが可能である。
【００４７】本発明の追加の特徴によれば、センサ装置
はさらに、第１モジュール５によって送出された反復信
号（呼吸によって振幅変調された心電図）の一定点また
は一定レベルを周期的に検出し、前記一定点または一定
レベルの発生および検出毎に同期信号を送出する回路２
２を含み、前記検出回路２２に引き続いて、光接続手段
９”に接続された対応する電気光変換器２３がある。
はさらに、第１モジュール５によって送出された反復信
号（呼吸によって振幅変調された心電図）の一定点また
は一定レベルを周期的に検出し、前記一定点または一定
レベルの発生および検出毎に同期信号を送出する回路２
２を含み、前記検出回路２２に引き続いて、光接続手段
９”に接続された対応する電気光変換器２３がある。
【００４８】一変形例では、検出回路２２に、第２モジ
ュール６を構成する標本化−阻止回路１５から出力され
る信号を供給することも可能である。
ュール６を構成する標本化−阻止回路１５から出力され
る信号を供給することも可能である。
【００４９】検出回路２２によって送出される同期信号
は、心電図信号のＱＲＳ棘の所与の１点（例えばその最
大）と呼吸信号の所与の１点との間で周期的に反復され
る、相次いで発生する近似的一致に対応する。
は、心電図信号のＱＲＳ棘の所与の１点（例えばその最
大）と呼吸信号の所与の１点との間で周期的に反復され
る、相次いで発生する近似的一致に対応する。
【００５０】同信号は時間基準となり、それにより呼吸
周期における心臓の所与の位置での心臓の状態を時間的
に判定し反復的に標定することが可能となる。
周期における心臓の所与の位置での心臓の状態を時間的
に判定し反復的に標定することが可能となる。
【００５１】回路２２の作動態様、およびこの回路によ
ってもたらされる信号の意味は、添付図の図５と関連付
けることにより、より正確に説明することができよう。
ってもたらされる信号の意味は、添付図の図５と関連付
けることにより、より正確に説明することができよう。
【００５２】呼吸信号を基準とすることにより、ＱＲＳ
Ｅ１棘と一致する時間上の位置Ａを規定し、呼吸信号
の次期間中の周期Ｂの同一位置に、最も近いＱＲＳ Ｅ
２棘を探し出すことができる。以下、以降の周期（Ｃ、
ＱＲＳ Ｅ３など）も同様である。
Ｅ１棘と一致する時間上の位置Ａを規定し、呼吸信号
の次期間中の周期Ｂの同一位置に、最も近いＱＲＳ Ｅ
２棘を探し出すことができる。以下、以降の周期（Ｃ、
ＱＲＳ Ｅ３など）も同様である。
【００５３】ＱＲＳ Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３などから、心活
動と呼吸活動の両者を直接考慮して、Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３
などの像の同期パルス（「トリガ信号」という名称でも
知られている）を誘導することが可能となる。
動と呼吸活動の両者を直接考慮して、Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３
などの像の同期パルス（「トリガ信号」という名称でも
知られている）を誘導することが可能となる。
【００５４】ＮＭＲ像は、Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３などのパル
スに相当する時間基準に対し一定の時間差を設けること
によっても実現可能となる。
スに相当する時間基準に対し一定の時間差を設けること
によっても実現可能となる。
【００５５】したがって、呼吸信号内の一定点または一
定レベルの相次ぐ発生を示すこのような同期信号は、オ
ーバラップと仮想再現により最終像を形成する、反復撮
像シーケンスを開始するためのＮＭＲ映像法において
は、非常に有利である。
定レベルの相次ぐ発生を示すこのような同期信号は、オ
ーバラップと仮想再現により最終像を形成する、反復撮
像シーケンスを開始するためのＮＭＲ映像法において
は、非常に有利である。
【００５６】ＮＭＲ映像の実現に関し前記で説明したよ
うなＥＣＧおよび呼吸運動の信号の利用についての変形
として、ＱＲＳ棘が発生する毎に各ＱＲＳ棘を像の同期
パルスとして使用して、ＮＭＲ映像を実現する方法を用
いることも可能であり、呼吸信号はセンサ装置により同
時かつ別々に読み取られ記録される。
うなＥＣＧおよび呼吸運動の信号の利用についての変形
として、ＱＲＳ棘が発生する毎に各ＱＲＳ棘を像の同期
パルスとして使用して、ＮＭＲ映像を実現する方法を用
いることも可能であり、呼吸信号はセンサ装置により同
時かつ別々に読み取られ記録される。
【００５７】次に、実現したＮＭＲ映像を後に利用する
際に、呼吸周期（呼吸補償）の一定の反復部位に相当す
るＮＭＲ映像を抽出し選択するために呼吸信号が使用さ
れる。
際に、呼吸周期（呼吸補償）の一定の反復部位に相当す
るＮＭＲ映像を抽出し選択するために呼吸信号が使用さ
れる。
【００５８】このように、本発明によるセンサ装置によ
り、ＮＭＲ撮像および／またはＮＭＲ像形成を、ＥＣＧ
信号および呼吸信号など、２つの生理学的信号の基準に
同期させることができるので、前記像を形成する際に２
種類の生理学的運動を考慮することが可能である。
り、ＮＭＲ撮像および／またはＮＭＲ像形成を、ＥＣＧ
信号および呼吸信号など、２つの生理学的信号の基準に
同期させることができるので、前記像を形成する際に２
種類の生理学的運動を考慮することが可能である。
【００５９】勿論、本発明は、記載し添付の図面に例示
した実施態様に限定されるものではない。本発明の特許
の範囲を逸脱することなく、特に種々の要素の構成の点
で、あるいは同等の技術による置き換えにより変更が可
能である。
した実施態様に限定されるものではない。本発明の特許
の範囲を逸脱することなく、特に種々の要素の構成の点
で、あるいは同等の技術による置き換えにより変更が可
能である。
【図１】本発明によるセンサ装置の外面の側面略図であ
る。
る。
【図２】図１に示すセンサ装置のブロックダイアグラム
である。
である。
【図３】図１に示すセンサ装置の実施例を示す略図であ
る。
る。
【図４】図２に示すセンサ装置を構成する処理ユニット
の第１モジュールの取得段階の出力側において、適切な
ろ波によって利用可能な心電図信号を示す図である。
の第１モジュールの取得段階の出力側において、適切な
ろ波によって利用可能な心電図信号を示す図である。
【図５】呼吸信号Ｒと、心電図信号Ｅと、本発明による
周期検出回路によって発される同期信号Ｓとの曲線を同
時に示す略図である。
周期検出回路によって発される同期信号Ｓとの曲線を同
時に示す略図である。
【図６】図１に示すセンサの第２の実施態様の断面側面
図である。
図である。
１ 電極 ２ 底板 ３ 支持体 ４ 患者 ８ ケーシング ９ 光学接続手段
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 クリスチヤン・ブルバール フランス国、67160・ウイサンブール、ル ート・ドウ・ベイル・40 (72)発明者 ジヤツク・フルブランジエール スイス国、ツエーハー−3013・ベルン、パ ツペルベーグ・46 (72)発明者 クリス・ボツシユ スイス国、ツエーハー−3600・トウーン、 シユトラーセ・30
Claims (13)
- 【請求項１】 チャージされ且つ感応性の電磁環境内、
特に核磁気共鳴装置の近傍または内部において、より詳
細にはＭＲＩの磁石のトンネル内の患者によって使用さ
れる、特に患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ装置
であって、主に、一方では、非磁性材の支持体（３）の
底板（２）上に取り付けられ、患者（４）の心臓部位の
皮膚上に貼付するための少なくとも２つの非金属製電極
（１）と、他方では、ファラデーかごを形成し底板
（２）に支承されるシールドケーシング（８）内に各々
配設された、心臓の電気信号の取得および整形の第１モ
ジュール（５）、呼吸信号の抽出のための第２モジュー
ル（６）、及び呼吸信号の電気光学変換のための第３モ
ジュール（７）を含む、心臓によって発せられる電気信
号の処理ユニットとから成り、さらに、場合によっては
チャージされ且つ感応性の電磁環境の外部に位置する、
少なくとも１つの別の機器または装置（１０）に前記ケ
ーシング（８）を接続する光学接続手段（９）から成る
ことを特徴とするセンサ装置。 - 【請求項２】 第１モジュール（５）が、主に、無線周
波数フィルタ（１２）および制限抵抗（１２’）を介し
て対応する電極（１）に各入力が接続された計装増幅器
（１１）から成る、電極（１）が読み取る心電図信号の
取得段と、帯域フィルタ（１３）及び整流回路（１
３’）から成る整形段とを含むことを特徴とする、請求
項１に記載のセンサ装置。 - 【請求項３】 第２モジュール（６）が、第１モジュー
ル（５）から出力される整形された信号の供給を受け、
同じく前記の第１モジュール（５）から出力される信号
の供給を受ける標本化−阻止回路（１５）を制御する、
最大検出回路（１４）を含み、前記標本化−阻止回路
（１５）の出力信号が平均化平滑回路（１６）により処
理されることを特徴とする、請求項１または２に記載の
センサ装置。 - 【請求項４】 第３モジュール（７）が、第２モジュー
ル（６）によって送出された信号を受け取る例えば周波
数またはパルス幅変調方式の変調回路（１７）と、光接
続手段を構成する光導体（９）に接続された電気光学変
換器（１８）とから成ることを特徴とする、請求項１か
ら３のいずれか一項に記載のセンサ装置。 - 【請求項５】 電極（１）が３個であり、炭素、炭素化
合物、およびチャージされたプラスチック材から成る群
の中から選択された導電材で実現され、前記電極（１）
のうちの１つが共通モード拒否率を向上させるのに使わ
れることを特徴とする、請求項１から４のいずれか一項
に記載のセンサ装置。 - 【請求項６】 急速閉手段および長さ調節手段を具備
し、支持体（３）または少なくとも前記支持体（３）に
固定されている支持具を横断する、非磁気材で場合によ
っては弾性を有するベルト（１９）または安全ベルトを
含み、前記ベルト（１９）または安全ベルトが、前記支
持体（３）および前記電極（１）の移動および回転時の
位置決めを行うことを特徴とする、請求項１から５のい
ずれか一項に記載のセンサ装置。 - 【請求項７】 シールドケーシング（４）がさらに、長
寿命で非磁気型の充電バッテリー（２０）または蓄電池
と、ケーシング（８）内に配設された光制御スイッチに
結合され、前記処理ユニット（５、６、７）の作動状態
および電源ならびに場合によっては構成モジュールを構
成する種々の回路の設定の検証を可能にする光導体とを
含むことを特徴とする、請求項１から６のいずれか一項
に記載のセンサ装置。 - 【請求項８】 処理ユニットへのエネルギ供給が、ケー
シング内に配設された太陽電池またはそれに類する装置
と共働する光導体により実現されることを特徴とする、
請求項１から６のいずれか一項に記載のセンサ装置。 - 【請求項９】 基本的におよそ２０Ｈｚに遮断周波数を
有する低域ろ波フィルタ（２１）と、第２光接続手段
（９’）に接続された電気光変換モジュール（２１’）
とから成る、第１モジュール（５）の取得段によって発
される信号の追加的独立処理ユニットを含むことを特徴
とする、請求項２から８のいずれか一項に記載のセンサ
装置。 - 【請求項１０】 第１モジュール（５）の取得段によっ
て送出された反復信号の一定点または一定レベルを周期
的に検出し、前記一定点または一定レベルの発生および
検出毎に同期信号を送出する回路（２２）をさらに含
み、前記検出回路（２２）の後に、光接続手段（９”）
に接続された対応する電気光変換器（２３）が続くこと
を特徴とする、請求項２から９のいずれか一項に記載の
センサ装置。 - 【請求項１１】 第２モジュール（６）を構成する標本
化−阻止回路（１５）から出力される信号が検出回路
（２２）に供給されることを特徴とする、請求項１０に
記載のセンサ装置。 - 【請求項１２】 呼吸信号内の一定点または一定レベル
の相次ぐ発生を示す同期信号が、オーバラップと仮想再
現により最終像を形成する、ＮＭＲ反復撮像シーケンス
を開始するために使用されることを特徴とする、請求項
１０または１１に記載のセンサ装置。 - 【請求項１３】 電極（１）が、シールドケーシング
（８）からそれて、底板（２）の薄肉の横方向延長部
（２’）の端部上に固定され、前記電極（１）とケーシ
ング（８）との間の接続が、例えば炭素ファイバなどの
非金属導体により実現されることを特徴とする、請求項
１から１２のいずれか一項に記載のセンサ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9500335A FR2729071B1 (fr) | 1995-01-09 | 1995-01-09 | Dispositif capteur delivrant notamment un signal representatif de la respiration d'un patient |
| FR9500335 | 1995-01-09 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08252243A true JPH08252243A (ja) | 1996-10-01 |
| JP2947151B2 JP2947151B2 (ja) | 1999-09-13 |
Family
ID=9475100
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8001578A Expired - Fee Related JP2947151B2 (ja) | 1995-01-09 | 1996-01-09 | 特に患者の呼吸を表す信号を送出するセンサ装置 |
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|---|---|
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| EP (1) | EP0721110B1 (ja) |
| JP (1) | JP2947151B2 (ja) |
| DE (1) | DE69628354T2 (ja) |
| ES (1) | ES2198470T3 (ja) |
| FR (1) | FR2729071B1 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| US6052614A (en) * | 1997-09-12 | 2000-04-18 | Magnetic Resonance Equipment Corp. | Electrocardiograph sensor and sensor control system for use with magnetic resonance imaging machines |
| US7039455B1 (en) | 2001-10-09 | 2006-05-02 | Medrad, Inc. | Apparatus and method for removing magnetic resonance imaging-induced noise from ECG signals |
| US7698909B2 (en) | 2002-10-01 | 2010-04-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Headband with tension indicator |
| CA2500651C (en) | 2002-10-01 | 2011-07-12 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Headband with tension indicator |
| US20040066389A1 (en) * | 2002-10-03 | 2004-04-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V | System and method for automatically generating a series of ultrasound images each representing the same point in a physiologic periodic waveform |
| US7047056B2 (en) | 2003-06-25 | 2006-05-16 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Hat-based oximeter sensor |
| US7626390B2 (en) * | 2003-09-30 | 2009-12-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Electroacoustic cable for magnetic resonance applications |
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| DE102004037375A1 (de) * | 2004-08-02 | 2006-03-30 | Siemens Ag | Physiologisches Sensorsystem |
| CN1603856B (zh) * | 2004-11-15 | 2010-05-05 | 华东师范大学 | 一种用于核磁共振的信号检测装置 |
| FR2915365B1 (fr) * | 2007-04-27 | 2010-09-10 | Schiller Medical | Procede, dispositif et systeme pour reduire les artefacts affectant les signaux electrophysiologiques et dus aux champs electromagnetiques |
| US8257274B2 (en) | 2008-09-25 | 2012-09-04 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US8515515B2 (en) | 2009-03-25 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Medical sensor with compressible light barrier and technique for using the same |
| US8781548B2 (en) | 2009-03-31 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Medical sensor with flexible components and technique for using the same |
| DE102011085399A1 (de) * | 2011-10-28 | 2013-05-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Aufnahme von Magnetresonanzbilddaten bei Verwendung einer Beatmungsvorrichtung |
| US9801564B2 (en) * | 2012-02-29 | 2017-10-31 | General Electric Company | System and method for determining physiological parameters based on electrical impedance measurements |
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|---|---|---|---|---|
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| US5209233A (en) * | 1985-08-09 | 1993-05-11 | Picker International, Inc. | Temperature sensing and control system for cardiac monitoring electrodes |
| US5038785A (en) * | 1985-08-09 | 1991-08-13 | Picker International, Inc. | Cardiac and respiratory monitor with magnetic gradient noise elimination |
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- 1996-01-08 EP EP96440002A patent/EP0721110B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1996-01-09 JP JP8001578A patent/JP2947151B2/ja not_active Expired - Fee Related
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