Radio transceivers to use the anti-magnetic field of amplifiers and Same as on the left.

（発明の分野）
本発明は、磁気共鳴画像の分野に関し、より詳細には、磁気環境において増幅された信号を生成しかつ送信する分野に関する。

（発明の背景）
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）における最近の進歩により、ＭＲＩを使用して心臓を画像化することに対して興味が増大している。 ＭＲＩ画像は、スライスからスライスへの動きに対して非常に敏感であり、心臓を止めることは事実上非現実的であるので、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、それによって心臓が同じ相対位置にあるときに、各画像スライスが取られることを確実なものにすることが必要である。

従来のアプローチでは、非金属電極および患者導線を使用して、ＥＣＧ信号を磁石の穴からＥＣＧ増幅器へ取り出し、そこで処理が行なわれ得る。 しかしながら、ＭＲＩ画像取得の性質から、患者は、患者に対して軸方向に整列された極端な静的磁場の影響下にある；Ｘ、ＹおよびＺ軸方向に、磁気変化度は動いている；およびパルス無線周波数（ＲＦ）場は約１５００Ｖ／ｍｅｔｅｒである。 これらの場の各々は、ＥＣＧ信号の「Ｒ」波の正確な検出にとって特別な難問を提示している。

これらの各々を順に考えると、たいていのＭＲＩデバイスにおける静止磁場は、約１．５Ｔ（テスラ）すなわち地球の磁場よりも約５０００倍強い。 これは、磁石の穴の近くの磁性品目は、発射物となり得、結果として患者または臨床医が負傷する。 「Ｒ」波検出に関して二次的な問題も存在する。 血液は導電性があり、静止磁場に直交して心臓を出る。 磁場における血液の動きは、「マグネトホモダイナミック効果」を生じ；電流が血液中に誘発される。 換言すれば、血液は磁場に対して直角に動く導電体であるので、発電機と同等である。 血液中に誘発された電流は「Ｔ」波を歪曲し、これは心臓の再分極化を示し、「Ｔ」波の振幅をはるかに大きく見せる。 これによって、一部の「Ｒ」波検出アルゴリズムは、「Ｔ」波を代わりに検出することとなり、所望のトリガポイントからの４０数ミリ秒のシフトを引き起こす。

さらに、第２の問題が、動く磁気変化度によって引き起こされる。 なぜならば、動く磁気変化度は、それらに晒される任意の導電体の中に電流を生成させるからである。 ＭＲＩ穴内側で患者導線およびケーブルを使用して、低レベル（通常１ｍＶ）ＥＣＧ信号を増幅器にもたらすと、ＥＣＧ信号自体と同じ帯域幅にあり得るＥＣＧ信号中の誤差を生じる。 変化度の度数および継続時間は、実行されてい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では効果的にフィルタされ得ない。

最後に、パルスＲＦ場は、効果的なＥＣＧ検出に最大の難問題を提示する。 ＲＦパルスは普通、１．５Ｔシステムに対して６４ＭＨｚに集中するＳＩＮＣ（（Ｓｉｎ ｘ／ｘ）パルスであり、継続時間が約５ミリ秒である。パルスの反復率は、数十Ｈｚから数ＫＨｚである。場は、磁石穴内で生成され、パルスを生成するコイルは、５０ＫＷのＲＦ電力で励振され、しばしば１５００Ｖ／Ｍを超過する場の強さを生成する。これらのＲＦパルスは、非常に大きな電力のために、患者導線が場に晒された場合、有意な患者リスクの源である。ワイヤは、それ自体でループをなし、絶縁体を介した短絡回路のようである。これが今度は、ループ内に渦電流を生成することを可能にし、この渦電流は、ワイヤを熱し、しばしば第３度のやけどを引き起こすのに十分なくらいである。渦電流の生成を制限するために、患者導線は、約１０Ｋオーム／ｆｔの分散インピーダンスを有しなくてはならない。その結果は、ＲＦパルスは、可能性として電極に熱を生成することに加えて、特定のスキャンで使用されている反復率で、ＥＣＧ増幅器中に誤差を生成する。患者導線の高いインピーダンスも、システムの電気的なノイズを増加させる。

現在市場で使用されているシステムで用いられる伝統的なアプローチは、高いインピーダンス患者導線に取り付けられているカーボンファイバ電極を利用して、磁石穴から低レベル（１〜５ｍＶ）ＥＣＧ信号を取り出すことを含む。 穴から出ると、高いインピーダンス導線は従来の患者ケーブルに接続し、この患者ケーブルは次にＥＣＧ増幅器に信号を提供する。 ＥＣＧ増幅器は通常、磁石の外のＲＦから密閉された筐体に位置し、多くの場合１５フィート離れている。 信号はＭＲＩ関連の誤差でひどく汚染されているので、「Ｒ」波を検出するために十分なほど信号を浄化するために、処理後に莫大な量の手間が要求される。 このプロセスは普通、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）に基づき、しばしばパラメータをすばやく時間の経過と共に変化させ得て、誤差を減らすフィルタの使用を要求する。 これらは一般に適応性のあるフィルタと称される。 現在のところ、あらゆるスキャン条件の下で、清浄なＥＣＧ波形を生み出し得る解決法を有するメーカーはない。

（発明の概要）
一局面において、本発明は、増幅器ステージ、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージ、および第１および第２の遅延ラインを有する。 増幅器ステージは、一対の差動入力端子、および一対の差動出力端子を有する。 シングルエンデッド出力差動増幅器ステージは、一対の差動入力端子および出力端子を含む。 シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの前記差動入力端子の各々は、前記増幅器ステージのそれぞれの差動出力端子と電気的に通信する。 第１および第２の遅延ラインは各々、出力端子を有する。 前記第１および第２の遅延ラインの各出力端子は、増幅器ステージの一対の差動入力端子のそれぞれの入力端子と電気的に通信する。 一実施形態において、耐磁場性増幅器はさらに、複数の増幅器ステージを含む。 各増幅器ステージは一対の差動入力端子、および一対の差動出力端子を含む。 複数の増幅器ステージのうちの１つの差動出力端子の各々は、それぞれのハイパスフィルタを介して、複数の増幅器ステージのうちの別の１つのそれぞれの差動入力端子と電気的に通信する。

別の局面において、本発明は、接合点において直列に接続されている２つのコイルを含む磁気変化度キャンセレーション遅延ラインに関する。 コンデンサは、第１の端子および第２の端子を有し、コンデンサの第１の端子は前記接合点と電気的に通信するように、かつコンデンサの第２の端子は、アースと電気的に通信するように接続されている。 コイルの各々は、非誘導的に巻かれて磁気変化度から誘発された電流をキャンセルする。

第３の局面において、本発明は、分散インピーダンスを有する柔軟性のある導電体を有する柔軟性のある回路基板を含む患者導線に関する。

第４の局面において、本発明は、一対の出力端子を有するＲＦキャンセレーション遅延ライン回路；一対の差動入力端子および一対の差動出力端子を有する増幅器ステージ；シングルエンデッド（ｓｉｎｇｌｅ ｅｎｄｅｄ）出力差動増幅器ステージ；出力端子および入力端子を有するＡ／Ｄ変換器；出力端子を有し、かつ入力端子を有するＲＦトランシーバ、およびＲＦトランシーバの出力端子と電気的に通信するアンテナを有するＲＦトランシーバを含む無線トランシーバシステムに関する。

増幅器ステージの一対の差動入力端子の各々は、ＲＦキャンセレーション遅延ライン回路のそれぞれの出力端子と電気的に通信する。 シングルエンデッド出力差動増幅器ステージは、一対の差動入力端子および出力端子を含む。 シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの差動入力端子の各々は、増幅器ステージの差動出力端子のうちのそれぞれ１つと電気的に通信する。 Ａ／Ｄ変換器の入力端子は、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの出力端子と電気的に通信する。 ＲＦトランシーバの入力端子は、前記Ａ／Ｄ変換器の出力端子と電気的に通信する。

さらに別の局面において、本発明は無線トランシーバシステムに関する。 上記システムは、一対の出力端子を有するＲＦキャンセレーション遅延ライン；一対の差動入力端子および一対の差動出力端子を含む増幅器ステージ；一対の差動入力端子および出力端子を含むシングルエンデッド出力差動増幅器ステージ；出力端子を有し、かつ入力端子を有するＡ／Ｄ変換器；出力端子を有し、かつ入力端子を有するＲＦトランシーバ；およびＲＦトランシーバの出力端子と電気的に通信するアンテナを含む第１のトランシーバサブシステムを含む。 無線トランシーバシステムは、入力端子、および第２のＲＦトランシーバの入力端子と電気的に通信するアンテナを有する第２のＲＦトランシーバを有する第２のトランシーバサブシステムも含む。

増幅器ステージの差動入力端子の各対は、ＲＦキャンセレーション遅延ライン出力端子の一対のそれぞれの出力端子と電気的に通信する。 シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの差動入力端子の各々は、増幅器ステージの差動出力端子のそれぞれ１つと電気的に通信する。 Ａ／Ｄ変換器の入力端子は、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの出力端子と電気的に通信する。 ＲＦトランシーバの入力端子は、Ａ／Ｄ変換器の出力端子と電気的に通信する。

さらに別の局面において、本発明は、磁気環境において、信号を送信する方法に関する。 前記方法は、前記信号を差動増幅器の１つの入力端子に提供し、一対の非誘導的に巻かれたコイルを含む遅延ラインを使用して１８０度前記信号を遅延し；かつ前記差動増幅器の第２の端子へ、１８０度だけ遅延された前記信号を提供するステップを含む。

（好ましい実施形態の説明）
本発明のこれらの局面およびさらなる局面は、添付の明細書および図を参照することでさらによく理解され得る。

図１を参照し、概観すると、本発明の無線システムの実施形態は、患者ＥＣＧトランシーバユニット１０および臨床医モニタトランシーバユニット２０を含んでいる。 患者ＥＣＧトランシーバユニット１０は、その入力端子３２、３２'において２つのＥＣＧ信号を受信し、かつその出力端子３４、３４'で、それぞれその対応する入力信号が混合している一対の遅延ＥＣＧ信号を提供する遅延ライン回路２８を含んでいる。 この混合信号は、差動増幅器ステージ４２の入力端子４０、４０'に適用される。 差動増幅器ステージ４２の出力端子４４、４４'は、単一出力差動増幅器ステージ５２の入力端子５０、５０'へ入力信号を提供する。 単一出力差動増幅器ステージの出力信号は、Ａ／Ｄ変換器６０への入力信号である。 Ａ／Ｄ変換器６０のデジタル出力は、プロセッサ７０への入力信号である。 プロセッサ７０は、マッチングユニット１００を介してアンテナ９０へトランシーバ８０によって送信するため、トランシーバ８０へ符号化された出力信号を提供する。

臨床医モニタトランシーバユニット２０は、トランシーバ８０'へ接続されているアンテナ９０を含み、このトランシーバ８０'は、一実施形態においてはＥＣＧトランシーバユニット１０によって使用されるトランシーバ８０と同じトランシーバである。 トランシーバ８０'からの信号は、プロセッサ７０'へ送信され、このプロセッサ７０'は、一実施形態においては、ＥＣＧトランシーバユニット１０において使用されるプロセッサと同じプロセッサである。 プロセッサ７０'の出力は、ディスプレイ１１０を駆動するために使用される。

動作において、ＥＣＧトランシーバユニット１０は、定義済みの周波数で最初はリスンモード（ｌｉｓｔｅｎ ｍｏｄｅ）にあるトランシーバ部分を有している。 臨床医モニタトランシーバユニット２０は、この定義済みの周波数で、どの周波数で送受信するかをブロードキャストすることによって開始する。 ＥＣＧトランシーバは、時刻ゼロにおいて、チャネル０での受信モードで動作し応答を探す。 ＥＣＧトランシーバは、臨床医モニタからの信号が感知されるまで、いかなるチャネルででも送信しない。 ＥＣＧトランシーバ１０は次に、臨床医モニタトランシーバユニット２０の送受信周波数に自らを切り替える。 この時点で、臨床医モニタトランシーバユニット２０は、ＥＣＧトランシーバにＥＣＧデータを集めかつ送信するように命令する。 ＥＣＧトランシーバ１０からの各送信の後、臨床医モニタトランシーバ２０は、確認応答（ＡＣＫ）を発信する。 ＥＣＧトランシーバがＡＣＫの受信に失敗した場合、リスンモードに戻り、臨床医モニタトランシーバが送信周波数を変えたかどうかを決定する。

さらに詳細には、無線トランシーバに関しては、パルスＭＲＩコイルの６４ＭＨｚ ＲＦをフィルタすることは可能ではない。 なぜならば、ＲＦエネルギーが分岐され得るアースがないからである。 さらに、回路網全体が、ＲＦ場に露出され、従ってＲＦエネルギーで飽和している。 ＲＦ場を除去する伝統的な方法は、吸収剤、例えばフェライトを使用することである。 非磁性のセラミックを主成分とするフェライトは利用可能であるけれども、ＭＲＩデバイスの静的磁場内では、いかなるＲＦ減衰も提供しない。 なぜならば、セラミックは磁気的に飽和するからである。 従って、フィルタリングも吸収もいずれも選択肢ではない。

図２を参照して、一実施形態においては、キャンセレーションが使用されることにより、パルスＲＦ場の影響を除去する。 パルスの影響をキャンセルするために、７．８ｎＳ遅延ラインが、各ＥＣＧ入力信号に対して使用される。 ７．８ｎＳ遅延ラインが、６４ＭＨｚ ＲＦ搬送波を１８０度だけシフトする。 遅延された信号が次に、もとの信号と混合する場合、ＲＦ搬送波信号は自らをキャンセルする。 この実施形態において、長さ９．５インチのプリント基板トレースを巻いてコイル１２０とし、２２ｐＦコンデンサ１２２をアースすることによって、これは達成される。 全長９．５インチの別のコイル１２４が、次のＰＣ層に置かれ、第１のコイルに接続されている。 この構成は、必要な７．８ｎＳ遅延を提供する。 遅延ラインの出力信号および入力信号は、２つの５０Ｋオーム抵抗器１２６、１２６'をまたいで混合された。 結果として生じた回路は、ＲＦテストチャンバ（ｔｅｓｔ ｃｈａｍｂｅｒ）において、６４ＭＨｚで４０ｄＢよりも優れた減衰を提供した。

ここで、図３を参照して、耐磁場性増幅器の実施形態の残りが示されている。 遅延ライン３０の各々が、差動増幅器４２の差動入力端子４０、４０'のうちの１つに接続されている。 差動増幅器４２の出力端子４４、４４'の各々は、ハイパス（ｈｉｇｈ ｐａｓｓ）ＲＣフィルタ１３０、１３０'を介して、増幅器連鎖の次の差動増幅器ステージ４２'の入力端子４０''、４０'''へ接続されている。 一実施形態において、４つの差動増幅器４２、４２'、４２''、４２'''は、次の差動増幅器の入力端子に直接接続されている各ステージの差動増幅器の出力端子を有する増幅器連鎖を作る。 図示の実施形態において、連鎖は、１０、２．５、２５および１の利得ファクターを有する。 最後のステージ差動増幅器４３'''の出力端子は、シングルエンデッド差動増幅器５２の入力端子５０、５０'に接続されている。

図４を参照して、ＥＣＧトランシーバユニット１０の実施形態がさらに詳細に示されている。 図示の実施形態において、遅延ライン回路２８は、４つの遅延ラインから構成されている。 各遅延ライン３０の入力（図示されず）は、それぞれのＥＣＧ導線に接続されている。 左アーム２９および右アーム２９'それぞれに対応する遅延ラインの出力は、それぞれの差動増幅器（一般に４２）のそれぞれの入力（一般に４０）に接続されている。 左レグ３１に対応する遅延ラインの出力は、両差動増幅器４２の他方の入力４０'に接続されている。 右レグ３３に対応する遅延ラインは、１．６５Ｖまたは供給電圧の半分に設定されている仮想アース生成器３５に接続されている。 各差動増幅器４２のそれぞれの出力端子（一般に４４）は、それぞれのシングルエンデッド出力差動増幅器（一般に５２）の入力端子（一般に５０）に接続されている。 それぞれのシングルエンデッド差動増幅器（一般に５２）の各出力端子は、それぞれのＡ／Ｄ変換器（一般に６０）への入力端子に接続されている。

図示の実施形態において、Ａ／Ｄ変換器６０は、Ｎｏｒｄｉｃ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ＡＳＡ （Ｔｉｌｌｅｒ、Ｎｏｒｗａｙ）によって作成された単一チップＡ／Ｄ−プロセッサ−トランシーバの一部である。 このデバイス、ｎＲＦ２４Ｅ１は、組み込み型の８０５１マイクロコントローラ７０およびマルチチャネル１２ビットＡ／Ｄ変換器を有する２．４ＧＨｚＲＦトランシーバである。 このデバイスはクロックを基礎とするプロセッサを有するけれども、プロセッサに対するダイ（ｄｉｅ）は、０．１３ミクロン技術から作成され、１．９ボルトで動作する。 上記デバイスは、外部バスを有しない。 基本的に、上記デバイスは、非常に低い電圧で動作する非常に小さなシリコン一個部品である。 従って、上記デバイスは、クロックエッジにおいてほとんどエネルギーを発することがなく、それによってＥＣＧ信号への干渉を減じる。

Ａ／Ｄ変換器６０は、十分なデータ獲得解像度を有して、アダルト（ａｄｕｌｔ）ＥＣＧデータを取り扱う。 チップのトランシーバ部分８０は、２．４ＧＨｚＩＳＭ帯域における８０個の周波数のうちの任意の１つで動作するように設定され得る。 上記部分は、６Ｘ６ｍｍパッケージの中にパッケージされ、かつ非磁性である。 上記デバイスのコンポーネントは、リチウムポリマーの形式での非磁性バッテリー１４０によって電力が供給され、このバッテリーは６５０ｍＡ時間で３．７Ｖを提供する。 追加的な回路、例えばコンポーネントに調整された電圧を提供する３．３Ｖ調整器１４２、およびバッテリー充電を監視する低バッテリー検出器１４４も含まれている。

上記チップは、低バッテリー検出器１４４から入力を受信する一体化したデジタルＩ／Ｏ部分１５０、および差動増幅器４２からその入力を受信する導線オフ検出器１５４も含む。 このようにして、プロセッサ７０は、エラー状態について知らせられ得、この情報を臨床医モニタトランシーバ２０にブロードキャストし得る。

さらに詳細に動作を見ると、プロトコルは、患者に取り付けの計測デバイス（ＥＣＧトランシーバ）から単一の受信および表示装置（臨床医モニタトランシーバ）への生理学上のデータの短距離（３０メータより短い）用の高度に決定論的な送信用に設計された超低電力２．４ＧＨｚプロトコルである。 他のＩＳＭ帯域プロトコルと異なり、このプロトコルは、ネットワーク内で動作するようには設計されておらず、二点間の構成において動作するように設計されている。 上に論議されたように、ネットワーク送信が望まれる場合に、データを表示し、従来のネットワーク、例えば１０ＢａｓｅＴまたは８０２．１１ネットワークへの橋渡しを提供することが、臨床医モニタトランシーバの機能である。 プロトコルをネットワーク内で動作する必要性から解放することによって、さらに大きな活性および絶対的なタイミング繰返し性が達成できる。

プロトコルの特徴は、定義された動作環境内での、ＥＣＧトランシーバの任意の数と７９までの臨床医モニタトランシーバとの間の自動回復である。 組み込まれた８０５１マイクロコントローラを有するｎＲＦ２４Ｅ１ ２．４ＧＨｚトランシーバチップは、パケット内に２０バイトまでのデータを送信するために１ＭＢバーストを生成する。 チップは、改善されたデータ完全性に対して１６ビットＣＲＣを使用する。 トランシーバチップは、２．４ＧＨｚ ＩＳＭ帯域内に８０の個別チャネルを提供し、ＥＣＧトランシーバが最初周波数中立であることを可能にし、かつ任意の臨床医モニタトランシーバの周波数に適合する。 この能力で、患者は１つのモニタ環境から別のモニタ環境へ移動し得、ＥＣＧトランシーバは、自動的に最も近い使用されていない臨床医モニタトランシーバにロックする。

例えば、画像化環境において、患者のセットアップは、ＥＣＧ導線および送信機を取り付けるための専用の部屋において行われ得る。 この部屋には臨床医モニタトランシーバがあり、これは、特定の前もって定義された周波数を送受信するように構成されている。 ＥＣＧトランシーバ送信機は、電源が入ると、所定の周波数（中立周波数）で聞き耳を立て、臨床医モニタトランシーバの実際の送信周波数を発見し、それを受信するように切り換える。 これにより、任意の薬物治療が行われている間に、臨床医はＥＣＧ信号の質を確認することが可能となる。 患者は次にセットアップ室を去り、画像化室へ移動し、こうしてセットアップ室における臨床医モニタトランシーバとの通信能力を失う。 ＥＣＧトランシーバは、次にその受信周波数を中立周波数に再びリセットする。 画像化室には、別の臨床医モニタトランシーバがある。 ここでもやはり、ＥＣＧトランシーバは、この新しい臨床医モニタの送信周波数を発見し、この周波数に自らを設定してＥＣＧデータを送信する。

各臨床医モニタトランシーバへの１６ビットアドレス割り当てを含むことによって、所与の臨床ゾーン内で動作し得るデバイスの数を７９から約５百万に拡張することが可能である（７９チャンネル×６５，５３６）。 そのような実施形態において、複数の臨床医モニタトランシーバは、同じチャンネルで動作し得るが、それらの１６ビットアドレスで区別され得る。 そのようなアプローチは、遅いデータ転送速度を条件とするインプリメンテーションに対しては合理的である。 つまり、例えばＭＲＩ心臓ゲーティング（ｇａｔｉｎｇ）、ＣＡＴスキャナ心臓ゲーティングおよびＯＲ監視によって要求される速度よりも遅い速度である。

これは、アドレス区別によって、再送信の必要性が生じる特定の数の無線パケット衝突が起こるという事実が原因である。 さらに、トランシーバは、パケットを復号して、アドレスが割り当てとマッチングするかどうかを決定するための追加的な時間を必要とする。 正味の影響は、ＭＲＩおよびＣＡＴゲーティングならびにＯＲ監視機能に対して要求される帯域幅より下回るまでに帯域幅が減少する可能性があることである。 しかしながら、ＭＲＩまたはＣＡＴスキャンの心臓ゲーティングに対してＥＣＧ信号を使用する場合、信号の事前処理が、患者に取り付けたＥＣＧトランシーバの中のプロセッサに移され、かつ決定論的な心臓トリガが必要とされないならば、データの流れは著しく減少してアドレス区別の使用は合理的である。

組み合わせまたはプロトコルおよびハードウエア特徴は、きわめて低い電力消費を生じ、送信時で約１３ｍＷの電力である。 トランシーバは、３ミリ秒のリアルタイム遅延で一方向において約１００Ｋボーのデータを送信し得、６つの生理学的なパラメータに対して十分である。 プロトコルは、情報が欠落する場合、各パケットについて一度再送信を可能にする。 それは、信号強度、ＥＣＧトランシーバ通し番号、およびバッテリー寿命についての情報をも含む。 プロトコルはまた、約５０キロボーの情報が、臨床医モニタトランシーバからＥＣＧトランシーバへ、送信されることを可能にする。

さらに詳細には、ＥＣＧおよび臨床医モニタトランシーバは、４つの動作可能な状態を有する。 第１の状態、Ｓｔａｔｅ＿０において、ＥＣＧトランシーバは、中立の周波数、つまりＥＣＧトランシーバが臨床医モニタトランシーバの存在をもとめて聴く周波数に設定されている。 この時点で臨床医モニタトランシーバは、中立の周波数で１０ミリ秒ごとに低電力ＲＦ信号（ビーコン（ｂｅａｃｏｎ）と称される）をブロードキャストし（チャンネル０）、該信号は、臨床医モニタトランシーバが、１から７９のうちのどの周波数を割り当てられているか、および受信するかを示す。 動作環境内での各臨床医モニタトランシーバは、固有のチャンネル割り当てを有している。 ビーコンを送信した後、臨床医モニタトランシーバは、割り当てられたチャンネルに切り替え、ＥＣＧトランシーバからの応答を聴く。 応答が受信されない場合、臨床医モニタトランシーバは、再度ビーコンを送信し、再度応答を聴く。 これは、応答が見つかるまで続く。 すべてのビーコニングは、−２０ｄＢＭで生じ、到達エリアは約３メータに制限される。

臨床医モニタトランシーバおよびＥＣＧトランシーバが、送受信周波数を確立すると、ＥＣＧおよび臨床医モニタトランシーバは、Ｓｔａｔｅ＿１の状態にある。 この状態において、ＥＣＧトランシーバは、臨床医モニタトランシーバからのビーコンメッセージによって示された動作チャンネルに切り替えられる。 ＥＣＧトランシーバは、「ＡＣＫ」、すなわち確認応答メッセージを送信する。 臨床医モニタトランシーバ「ＲＦＤ」、すなわちディスクリプタの要求をＥＣＧトランシーバに送信する。 ＥＣＧトランシーバは、別の「ＡＣＫ」で応答する。 これから以後、あらゆる受信されたメッセージはいずれの方向においても「ＡＣＫ」で応答される。

この時点において、トランシーバは、Ｓｔａｔｅ＿２に入る。 これは、システムの発見状態である。 ＥＣＧトランシーバは、臨床医モニタトランシーバに、それ自身について告げる。 （図５）各ＥＣＧトランシーバは、読み出し専用目盛りの中に、ハードコードされた固有の３２ビット通し番号を有し、これも、６桁の１０進数で、ＥＣＧトランシーバの筐体に表示される。 ＥＣＧトランシーバは、ここで、この通し番号を臨床医モニタトランシーバに送信し、臨床医モニタトランシーバから「ＡＣＫ」メッセージを待つ。 すべての通信は、ここで、全ＲＦ出力または０ｄＢＭで起きる。 ＥＣＧトランシーバから受信されるすべてのメッセージは、「ＡＣＫ」メッセージで臨床医モニタトランシーバによって応答される。 この状態において、ＥＣＧトランシーバが臨床医モニタトランシーバから「ＡＣＫ」を受信しない場合、ＥＣＧトランシーバは、前のメッセージを３２回再送信し、その後、コンタクトしていた臨床医モニタトランシーバとはもはやコンタクトしていないと考え、Ｓｔａｔｅ＿０に戻ることによって別の臨床医モニタトランシーバを探す。

臨床医モニタデバイスが、互換性のあるＥＣＧトランシーバから応答を受信した場合、臨床医モニタトランシーバは、「ＧＴＤ」すなわちデータへ行く（ｇｏ−ｔｏ−ｄａｔａ）メッセージを送信し、ＥＣＧトランシーバは「ＡＣＫ」を返す。 すべてのＥＣＧトランシーバは、それが動作している状態を示す２色赤−緑発光ダイオードを含んでおり、赤は、臨床医モニタトランシーバとの通信（「ノーロック（ｎｏ−ｌｏｃｋ）と呼ばれる）に対するものであり、緑は臨床医モニタトランシーバとの通信（「ロック」（ｌｏｃｋ）と呼ばれる）に対するものである。 この時点で、ＥＣＧトランシーバは、緑ＬＥＤを点燈し、トランシーバは、Ｓｔａｔｅ＿３に入り、患者データ送信が始まる。 臨床医モニタトランシーバが、送信しているＥＣＧトランシーバと通信することを期待していない場合、臨床医モニタトランシーバは「ＤＮＣ」、すなわちデバイス互換性なし（ｄｅｖｉｃｅ−ｎｏｔ−ｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ）メッセージを送信する。 ＥＣＧトランシーバは次に、「ＡＣＫ」を送信し、双方のデバイスは、Ｓｔａｔｅ＿０に戻る。 ＥＣＧトランシーバは「ＤＮＣ」を受信し、１５秒遅れてＳｔａｔｅ＿０に入り、別のローカルＥＣＧトランシーバが存在する場合はこれに臨床医モニタトランシーバとロックするチャンスを許す。

Ｓｔａｔｅ＿３において、絶え間ないデータ転送が行われる。 基本的なサイクル時間は３ミリ秒であり、ここにおいて、１９バイトまでのデータパケットがＥＣＧトランシーバから臨床医モニタトランシーバへ送信され、「ＡＣＫ」が臨床医モニタトランシーバから、ＥＣＧトランシーバへ返信される。 これは全部で約１．２ミリ秒かかり、これによって、パケットを送信して５００マイクロ秒以内に「ＡＣＫ」が受信されない場合、ＥＣＧトランシーバが最後のパケットを再送信する時間が十分残る。 このデータ送信のシーケンスは、ＥＣＧトランシーバが「ＡＣＫ」を受信する限り繰り返され、システムは、１つの失われたパケットの再送信を可能にする。 送信される信号のリアルタイム性およびシステムは決定論的でなくてはならないという事実から、失われたパケットの送信後に、システムは、再送信されたパケットも失われた場合でも次のデータポイントに進まなくてはならない。 臨床医モニタにおいて、失われたデータポイントは補間される。 ほとんどの場合、連続する２または３の失われたデータポイントは信号を処理する能力に影響を与えない。 臨床医モニタトランシーバが、「ＡＣＫ」を受信することなく、５秒よりも長い時間が過ぎる場合、臨床医モニタトランシーバはＳｔａｔｅ＿０に戻る。

システムは、ＥＣＧデータを送信する観点から記述されたけれども、ＥＣＧトランシーバは、広く様々な患者データを臨床医モニタトランシーバに送信するために使用され得る。 従って、患者トランシーバから送信される様々な信号は、ＭＲＩまたはガンマカメラをトリガしたりもしくはゲート（ｇａｔｅ）するために使用され得、または患者のリアルタイム監視のために手術室データを提供する。 ハードウエアおよびプロトコルは、広く様々なリアルタイムデータを取り扱うように設計されているが、これら広く様々なリアルタイムデータには、例えば、パルスオキシメータモジュール（例えばＮｅｌｌｃｏｒ ＭＰ−１００）からのデジタルデータストリームのような前もって処理されたもの、およびアナログ波形を表現して臨床医モニタトランシーバにおいて処理されるデジタルストリームの両方がある。 ３つの異なるデータ構造はここで、Ｓｔａｔｅ＿３において送信され得るデータの例として記述されている。

第１のアプリケーション（図６）は、患者手術室監視に対するものであり、ここにおいて、４つのパラメータが送信され、３ミリ秒サンプリング期間での１つの１２ビットＥＣＧベクトル、２５ミリ秒サンプル率での２〜１２ビット侵襲性圧力信号、およびＮｅｌｌｃｏｒ ＭＰ−１００モジュールからのデジタルストリーム。 第２のアプリケーション（図７）は、ＣＡＴスキャナおよびガンマカメラトリガリングに対するものであり、この中で単一のＥＣＧベクトルは、２５０マイクロ秒サンプリング期間において、１２ビットの振幅解像度で送信される。 第３のアプリケーション（図８）は、ＭＲＩトリガリングに対するものであり、この中で２つのＥＣＧベクトルが、１ミリ秒サンプリング期間において、１２ビットの振幅解像度で送信される。

図９を参照して、一式の患者導線１７０の実施形態が示されている。 電極（一般に１７４）導線は、導電性リンクで柔軟性のある基板に印刷されている。 一実施形態において、基板は、ポリエステルベース、例えばＫａｐｔａｎであり、リンクはカーボンインクである。 カーボンインクは、分散インピーダンスを提供する。 個々の電極パッド（一般に１７６）は、銀で作られている。

図示の実施形態は例であり、当業者は、本発明の精神から逸脱することなく、変更および変化が加えられ得ることを悟る。 本発明は、添付の特許請求の範囲によってのみ限定されることが意図されている。

図１は、本発明のシステムの実施形態の概略のブロック図である。

図２は、図１の遅延ライン回路の実施形態のブロック図である。

図３は、本発明の耐磁場性増幅器の実施形態の詳細なブロック図である。

図４は、本発明の患者トランシーバの実施形態の詳細なブロック図である。

図５は、本発明のプロトコルの実施形態による、Ｓｔａｔｅ＿２中に送信されたデータ構造の実施形態である。

図６は、本発明のプロトコルの実施形態による、手術室データを送信するデータ構造の実施形態である。

図７は、本発明のプロトコルの実施形態による、ＣＡＴスキャナおよびガンマカメラトリガリングデータを送信するデータ構造の実施形態である。

図８は、本発明のプロトコルの実施形態による、ＭＲＩトリガリングデータを送信するデータ構造の実施形態である。

図９は、本発明に従って構成された患者電極のセットの図である。