WO2006015938A1 - Physiologisches sensorsystem - Google Patents

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WO2006015938A1 PCT/EP2005/053567 EP2005053567W WO2006015938A1 WO 2006015938 A1 WO2006015938 A1 WO 2006015938A1 EP 2005053567 W EP2005053567 W EP 2005053567W WO 2006015938 A1 WO2006015938 A1 WO 2006015938A1
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physiological sensor
measuring electrode
signal amplifier
measuring
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Gernot Kwapil
Ulrich SCHÄTZLE
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Siemens Corp
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Siemens AG
Siemens Corp
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Definitions

  • the invention relates to a physiological sensor system for recording electrical measurement signals in a magnetic resonance apparatus with at least one measuring electrode, having a signal amplifier in a shielded housing to be arranged close to the patient, and having a signal processing unit for processing the measurement signals, the measuring electrode being connected to the signal amplifier device via a signal amplifier Cable connection is connected.
  • Such a physiological sensor system is used for in situ recording of physiological measuring signals during a examination of a patient by means of a magnetic resonance device (MR device).
  • MR device magnetic resonance device
  • ECG leads can be obtained from the measurement signals, which provide information about the heart phase during the examination and allow a synchronization of MR measurement sequences and cardiac activity.
  • the image acquisition operation of the MR device can be controlled by the continuous detection of the cardiac position. If, for example, the magnetic resonance images show the heart in a specific flap position, then the moment in which the heart is in the desired flap position can be exactly detected via the ECG signals, and the image recording is synchronized therewith, ie. e.g. be triggered.
  • DE 100 47 365 A1 discloses a physiological sensor system for recording electrical measurement signals in an environment which impairs the recording, in particular in a magnetic resonance apparatus. It has a plurality of measuring electrodes as well as a signal amplifier device, a power supply and an electronic device for signal conversion and signal transmission to an external signal processing and / or control device, wherein the measuring electrodes and the signal amplifier device in a first shielded housing and the power supply and the Elektronikein ⁇ direction are arranged in a second shielded housing. Furthermore, the signal amplifier device is connected to the electronic device and the power supply via a shielded and / or twisted cable connection or connectable.
  • US Pat. No. 5,782,241 and US Pat. No. 6,052,614 disclose similar physiological sensor systems in which all elements relevant to the recording and preprocessing operation of the measuring signals are jointly arranged in a housing which is to be placed on the patient.
  • this has the disadvantage that due to the considerable structural size and the simultaneous integration of the measuring electrodes, the sensor system is to be positioned close to the heart. There is the risk that this sensor system is at least partially in the recording area, ie in the area in which the magnetic resonance image is to be recorded. This is at least impaired by this.
  • EP 0 173 130 A1 discloses a device for MR tomography, in which the electrodes are connected via a cable connection to an amplifier device located outside the MR device. From this amplifier device, which is arranged together with the MR device in an HF cabin, the measuring signals are transmitted via a light waveguide connection to a processing device located externally to the cabin.
  • MR measurement sequences comprise radio-frequency signals which are radiated into the reception area of the MR apparatus for generating MR response signals, as well as gradient fields for spatial coding of the frequencies and phases of the MR response signals.
  • Currents induced by the RF signals can flow from the measuring electrode to the patient, it being possible to effect a local heating due to the resistance between the measuring electrode and the skin in the order of magnitude of 10 k ⁇ , which is to be limited. This is effected, for example, by a resistive line in the cable connection, which limits the line currents and in which the resulting heat loss is distributed over the entire line length.
  • resistive, non-permeable lines Kar ⁇ bon- and stainless steel pipes are known.
  • Carbon pipes are made of elastomers that are mixed with fine carbon and thereby become conductive. By adjusting the carbon content, the desired amount of resistance can be calculated in terms of size. Set the order of 10 kOhm / m.
  • Stainless steel cables are made of very thin stainless steel wire that is wound onto a non-conductive carrier wire. The achieved long cable length again gives the desired resistance.
  • stainless steel cables very well block the coupling in of the electrical HF fields due to the inductance formed during winding. However, this also increasingly magnetic disturbances due to the gradient fields are captured.
  • carbon lines are less sensitive to magnetic disturbances. However, they are more sensitive to electrical HF interference. Since RF interference from the low-frequency ECG useful signal can be very well masked out by low-pass filters, the carbon lines are superior to stainless steel cables in the advantage. However, with material transitions from a carbon line to
  • Amplifier electronics or the electrode clip the risk of a non-linear contact, which leads to a partial rectification of the RF interference. These pass unhindered as the envelope signal the low-pass filters and are amplified together with the ECG signal. This effect was also observed in stainless steel pipes which were produced with electrode clips made of carbon-duroplastic. Depending on the manufacturing quality of the material transitions, the level of the interference coupling can amount to a multiple of the QRS amplitude in the ECG signal, so that a sorting out of the qualitatively inferior lines becomes necessary. In addition, this disadvantageous effect can also be intensified in the course of use, so that the usability is limited in time.
  • the invention is based on the object of specifying a cable connection from a measuring electrode to a signal amplifier device for a physiological sensor system whose interaction with the electromagnetic fields of the magnetic resonance device does not lead to heating of the parts in contact with a patient and which leads to ⁇ does not have before mentioned disadvantage of eg carbon-metal transitions.
  • the object related to the above-mentioned physiological sensor system is achieved in that the cable connection has a low-resistance conductor, the electrode via a first electrical resistance at a first end with the Mess ⁇ and with a second electrical resistance at a second end with the signal amplifier ver ⁇ bunden, wherein the resistors have a resistance value least in the order of magnitude of the electrical resistance between the skin and the measuring electrode.
  • the invention makes it possible to use inexpensive low-resistance conductors, for example copper strands, for connecting the measuring electrodes to the signal amplifier device. Inducted currents essentially cause the resistances
  • Waste heat which can be prevented by the Pati ⁇ ducks due to the arrangement of the resistors.
  • the low-resistance conductor is preferably soldered to the resistors, so that the problem of the coupling in of the disturbance due to a lack of electrical transitions is not present.
  • Embodiments of the invention allow trouble-free generation of ECG signals both at higher basic magnetic field strengths (greater than I T) and at high-power sequences, ie at elevated RF and gradient powers.
  • the use of the devices mentioned above for obtaining ECG signals does not allow this without problems.
  • the current upper limit of commercially used magnetic resonance devices is currently 3 T, although magnetic resonance devices with higher magnetic field strengths (eg 7 T) are also in clinical trials. This is accompanied by resonance frequencies from 120 MHz to 280 MHz. Under these conditions, Cable insulation at high frequencies hold as dielectric current conductors. Even relatively short lines become surprisingly effective antennas that deprive the RF field of energy and can be delivered as current to the ECG electrodes on the patient.
  • the shield housings can be heated by electric currents. Bad consequences for the patient are, for example, burns in the contact area of conductors. To prevent it, precautions should be taken.
  • ECG-triggered magnetic resonance examinations can become erroneous or impractical.
  • the problem arises that the current in the ECG lead is limited only at one point by the resistor.
  • the path to the other end of the conductor again restricts sufficient energy to induce high RF voltages.
  • capacitively coupled currents flow across the body of the patient and endanger them.
  • the inventive use of two resistors at the opposite ends halves the effective distance and limits the current at the most critical points. This division of the longitudinal resistance into two spatially separated resistances takes into account the situation and the requirements of modern, for example, cardio MR examinations and is therefore of great advantage.
  • At least two measuring electrodes are used, each of the cable connections being connected to the signal amplifier device in such a way that the end of the second resistor on the side of the signal amplifier device is led into the shielded housing with a feed-through capacitor and thus connected to the high-frequency line shielded housing is connected.
  • the use of two measuring electrodes with cable connections and the high-frequency short-circuiting of the two cable connections via the shielded housing as well as over the skin of the patient leads to an HF antenna-like design of conductive connections within the recording area of the MR device.
  • the use of the resistors according to the invention prevents a risk of burns for the patient despite the large coupling of RF signal power into this arrangement.
  • connection of the second resistor to the measuring electrode takes place via a clip which has a recess in which the first resistor is arranged.
  • the resistor is arranged on the side facing away from the patient, so that no or only a small amount of heat is coupled from the resistor to the patient.
  • the electrical connection of the first resistor to the measuring electrode preferably takes place via galvanic tin plating of a clamping zone of the clip and of the region between the clamping zone and a soldering zone of the first resistor.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a sensor system according to the invention
  • FIGS. 3 and 4 representations of a galvanized clip for a measuring electrode.
  • FIG. 1 shows an example of a physiological sensor system 1 according to the invention in the form of a schematic diagram.
  • the sensor system comprises a first shielded housing 2 to be arranged close to the patient, on which, in the example shown, three electrodes 3, 4 and 5 are arranged, which are for example connected to the Recording an ECG are formed.
  • a signal amplifier device 6 is further arranged, which amplifies the signals supplied via the electrodes 3, 4, 5.
  • a power supply 12 is also arranged, which supplies the ge entire sensor system with power.
  • a second first housing 13 is provided, to which in the example shown also two electrodes 14, 15 are arranged. These are designed, for example, to receive EEG measurement signals. Of course, more than two electrodes can be provided.
  • a signal amplifier device 16 is arranged, which amplifies the signals locally, ie directly at the measuring location. By means of a shielded or twisted cable 17, these measuring signals are also applied to the signal conversion module 8 and processed accordingly.
  • a further sensor element 18 is connected to the second shielded housing 8, which in the exemplary embodiment shown is a flexible chest ring, via which the respiration of the patient can be recorded.
  • This comprises a compressible air volume 19, which is compressed or expanded accordingly when lifting and lowering the rib cage.
  • Via a pneumatic connecting line 20, the changing pressure is applied to a corresponding sensor in the signal conversion module 8.
  • a second sensor element 21 in the form of a finger ring is connected to the second housing 9, by means of which the peripheral pulse of the patient can be measured by light absorption of the blood.
  • the recorded non-electrical measurement information (also the information recorded by means of the sensor element 18 is non-electrical measurement information) is transmitted here via fiber optic lines 22 to a corresponding sensor element in the signal conversion module 8.
  • FIG. 2 shows a schematic diagram of an enlarged view of the first housing 2 with a circuit arrangement 25.
  • the electrodes 3, 4, 5 are shown, which are movably and electrically connected to the housing 2 via short cable connections 26.
  • the ECG (or the EEG) electrodes are glued to a non-imaged patient and positioned according to the desired derivation of cardiac signals.
  • the electrodes 3 and 4 are used to measure signal recording, the electrode 5 is grounded and serves as reference.
  • the electrodes 3 and 4 are followed by two operational amplifiers 27 and a common second operational amplifier 29 for differential signal formation. Since only one signal is detected between the two electrodes 3, 4, only one signal output 24 is provided.
  • three derivatives are possible due to the orientation of the three electrodes 3, 4, 5, namely "left arm - right arm”, “left leg - right arm” and “left leg - left arm”.
  • these can be output via a plurality of outputs 24 in the form of a plurality of differential signals.
  • the output or transmission takes place via shielded cable connection.
  • the cable connections 26 each have, at a first end, a clip 31 which permits clamping to the respective measuring electrode 3, 4, 5 with the aid of a clamping zone.
  • the clip establishes the electrical connection from the measuring electrode 3, 4, 5 to a first resistor 33, which is arranged close to the measuring electrode 3, 4, 5.
  • the cable connection 26 preferably has a length which, in the case of an arrangement of the measuring electrode 3, 4, 5 in the vicinity of the center In the case of a receiving region of the magnetic resonance device, the signal amplifier device 6 is arranged near the edge region of the receiving region.
  • the cable connection has a length of 10 cm to 20 cm.
  • the electrical connection over this distance takes place via a low-resistance conductor 35, the first end of which is soldered to the resistor 33 and its second end to a resistor 37.
  • the connecting cable 26 is led through a feedthrough capacitor 39 into the interior of the shielded housing 2.
  • the feedthrough capacitor 39 effects a high-frequency connection of the feedthrough cable 26 to the housing 2 and thus also to the other cable connections 26 with the other measuring electrodes 3, 4, 5.
  • the feedthrough capacitor 39 is connected through the electrical conductor of the feedthrough cable and a formed in the housing 2 arranged tubular conductor. To increase the capacity, the gap between feedthrough cable and tubular conductor is filled with a high-dielectric-constant insulator C r . Feed-through capacitors are also available as discrete components in a wired version or for surface mounting.
  • Such short cable connections are used for example in a signal amplifier device 6, 16, as described in the aforementioned DE 100 47 365 Al.
  • Central component of the cable connection 26 is the cable made of sheathed copper strand, which is provided at the two line ends with series resistances of 47 kOhm. With the given cable lengths, there is no longer any risk of burns.
  • the series resistors are integrated on the clip and the amplifier electronics. The resistance value can be adjusted depending on the cable length.
  • FIG. 3 shows a low-resistance conductor 41, which is surrounded by an insulating tube 43.
  • the pliers-shaped clip 45 is formed of thermally stable plastic. It has a clamping zone 47 into which a contact pin of the measuring electrode is to be clamped in order to connect it electrically to the conductor 41. The contacting takes place via a galvanically tin-plated region 49, which is shown hatched in FIG. It leads to a grip part 51A of the clip 45 into which the conductor 41 is guided.
  • the grip part 51A has a recess for the first resistor 33, which is soldered on the one hand to the conductor 41 and on the other hand to the galvanized region 49.
  • the clip 45 has four bending zones 53A,... 53D, which are arranged meander-shaped and symmetrical to the direction of the spring force.
  • the spring force upon compression of the handle parts 51A, 51B in the clamping zone 47 acts in the drawing plane perpendicular to the axis of symmetry 55.
  • the soldering points 57A, 57B cause a large-area good contact of the conductor 41 with the Mess ⁇ electrode.
  • FIG. 4 shows a side view of the clip 45 of FIG. 3, one attached to a skin 60 of a patient
  • Measuring electrode 61 is clamped at its contact pin 63 in the clamping zone of the clip.
  • the outer region of the clamping part 51 was not marked, so that one recognizes the patient-distant arrangement of the resistor 33 in the clip.
  • the clip 45 tapers in the region of the clamping zone in order to facilitate the clamping of the measuring electrode 61.
  • a foam impregnated with Ag / AgCl or an Ag / AgCl gel mass improves the electrical contact between measuring electrode 61 and skin 60 and leads to the above-mentioned resistance of about 10 k ⁇ .

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein physiologisches Sensorsystem (1) zur Aufnahme elektrischer Messsignale in einem Magnetresonanzgerät mit mindestens einer Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61), mit einer Signalverstärkereinrichtung (6) in einem 10 patientennah anzuordnenden geschirmten Gehäuse (2) und mit einer Signalverarbeitungseinheit (11) zur Aufbereitung der Messsignale, wobei die Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) mit der Signalverstärkereinrichtung (6) über eine Kabelverbindung (26) verbunden ist, wobei die Kabelverbindung (26) 15 einen niederohmigen Leiter (35, 41) aufweist, der über einen ersten elektrischen Widerstand (33) an einem ersten Ende mit der Messelektrode (x) und mit einem zweiten elektrischen Widerstand (37) an einem zweiten Ende mit der Signalverstärkereinrichtung (6) verbunden ist, wobei die Widerstände (33, 37) einen Widerstandswert mindestens in der Größenordnung des elektrischen Widerstandes zwischen Haut (60) und Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) aufweisen. Eine Wärmeentwicklung aufgrund eines induzierten Stroms wird auf die Widerstände (33, 37) konzentriert, so dass keine Verbrennungsgefahr für einen Patienten besteht.

Description

Beschreibung
Physiologisches Sensorsystem
Die Erfindung betrifft ein physiologisches Sensorsystem zur Aufnahme elektrischer Messsignale in einem Magnetresonanzge¬ rät mit mindestens einer Messelektrode, mit einer Signalver¬ stärkereinrichtung in einem patientennah anzuordnenden ge¬ schirmten Gehäuse und mit einer Signalverarbeitungseinheit zur Aufbereitung der Messsignale, wobei die Messelektrode mit der Signalverstärkereinrichtung über eine Kabelverbindung verbunden ist.
Ein solches physiologisches Sensorsystem dient zur in situ Aufnahme von physiologischen Messsignalen während einer Un¬ tersuchung eines Patienten mittels eines Magnetresonanzgeräts (MR-Geräts) . Aus den Messsignalen können beispielsweise EKG- Ableitungen gewonnen werden, die Aufschluss über die Herz¬ phase während der Untersuchung geben und eine Synchronisation von MR-Messsequenzen und der Herztätigkeit erlauben.
So kann durch die kontinuierliche Erfassung der Herzstellung der Bildaufnahmebetrieb des MR-Geräts gesteuert werden. Sol¬ len die Magnetresonanzbilder beispielsweise das Herz in einer bestimmten Klappenstellung zeigen, so kann über die EKG-Sig¬ nale der Moment, in dem das Herz in der gewünschten Klappen¬ stellung ist, exakt erfasst werden, und die Bildaufnahme hierüber synchronisiert, d.h. z.B. getriggert, werden.
Aus DE 100 47 365 Al ist ein physiologisches Sensorsystem zur Aufnahme elektrischer Messsignale in einer die Aufnahme be¬ einträchtigenden Umgebung, insbesondere in einem Magnetreso¬ nanzgerät, bekannt. Es weist mehrere Messelektroden sowie ei¬ ner Signalverstärkereinrichtung, einer Leistungsversorgung und einer Elektronikeinrichtung zur Signalkonvertierung und Signalübertragung an ein externes Signalverarbeitungs- und/oder Steuerungsgerät auf, wobei die Messelektroden und die Signalverstärkereinrichtung in einem ersten geschirmten Gehäuse und die Leistungsversorgung und die Elektronikein¬ richtung in einem zweiten geschirmten Gehäuse angeordnet sind. Ferner ist die Signalverstärkereinrichtung mit der E- lektronikeinrichtung und der Leistungsversorgung über eine geschirmte und/oder gedrillte Kabelverbindung verbunden oder verbindbar.
Aus US 5 782 241 und US 6 052 614 sind ähnliche physiologi- sehe Sensorsysteme bekannt, bei denen sämtliche für den Auf¬ nahme- und Vorverarbeitungsbetrieb der Messsignale relevanten Elemente gemeinsam in einem Gehäuse angeordnet sind, das auf den Patienten aufzusetzen ist. Hieraus ergibt sich jedoch der Nachteil, dass aufgrund der beachtlichen baulichen Größe und der gleichzeitigen Integration der Messelektroden das Sensor¬ system nahe am Herzen zu positionieren ist. Damit besteht die Gefahr, dass dieses Sensorsystem sich zumindest teilweise im Aufnahmebereich befindet, also in dem Bereich, in dem das Magnetresonanzbild aufgenommen werden soll. Dieses wird hier- durch zumindest beeinträchtigt.
Aus EP 0 173 130 Al ist eine Einrichtung für die MR-Tomogra- phie bekannt, bei der die Elektroden über eine Kabelverbin¬ dung mit einer außerhalb des MR-Geräts befindlichen Verstär- kereinrichtung verbunden sind. Von dieser Verstärkereinrich¬ tung, die zusammen mit dem MR-Gerät in einer HF-Kabine ange¬ ordnet ist, werden die Messsignale über eine Lichtwellenlei¬ terverbindung an einer extern zur Kabine befindliche Verar¬ beitungseinrichtung gegeben.
Weitere Einrichtungen zur Gewinnung von EKG-Signalen, insbe¬ sondere auch bei der Kernspintomographie, sind aus DE 696 28 354 T2, DE 34 30 625 Al und DE 33 27 731 Al bekannt. In den Schriften sind Kabelverbindungen zwischen Körperelektroden und Verstärkern angegeben, die einen Sicherheitswiderstand enthalten. Allgemein koppeln die den MR-Messsequenzen zu Grunde liegen¬ den elektrischen und magnetischen Felder in elektrische Lei¬ ter ein. Davon sind auch die Kabelverbindungen zu den Elekt¬ roden zur Messung von beispielsweise den EKG-Ableitungen be- troffen, so dass gerade bei höherer Grundmagnetfeldstärke (z.B. größer 1 T) ohne Gegenmaßnahmen eine zuverlässige Be¬ stimmung der Herzphase beeinträchtigt ist. Zusätzlich muss die Anordnung von Messelektrode und Kabelverbindung so ausge¬ bildet sein, dass eine unzulässige Erwärmung der mit einem Patienten in Berührung kommenden Teile durch die einkoppeln¬ den Felder verhindert wird. Eine weitere Anforderung an das physiologische Sensorsystem liegt in der Verwendung von nichtpermeablen Materialien, da es ansonsten zu Störungen der Magnetresonanzbilder kommen würde. Dies macht insbesondere bei der Ausführung der Elektrodenclipse Schwierigkeiten. Die¬ se werden üblicherweise verwendet, um mit einem Klemmkontakt einen elektrischen Kontakt zu Einwegklebeelektroden her¬ zustellen. Ihre Federwirkung kann nicht mit üblichen Federn aus magnetischen Materialien erzielt werden.
MR-Messsequenzen umfassen Hochfrequenzsignale, die zur Erzeu¬ gung von MR-Antwortsignalen in den Aufnahmebereich des MR-Ge- rät eingestrahlt werden, sowie aus Gradientenfeldern zur Ortscodierung der Frequenzen und Phasen der MR-Antwortsig- nale. Durch die HF-Signale induzierte Ströme können von der Messelektrode zum Patienten fließen, wobei aufgrund des Wi¬ derstandes zwischen Messelektrode und Haut in der Größen¬ ordnung von 10 kΩ eine lokale Erwärmung bewirkt werden kann, welche es zu begrenzen gilt. Dies wird beispielsweise durch eine resistive Leitung in der Kabelverbindung bewirkt, welche die Leitungsströme begrenzt und bei denen die entstehende Verlustwärme über die gesamte Leitungslänge verteilt abgege¬ ben wird. Als resistive, nicht permeable Leitungen sind Kar¬ bon- und Edelstahlleitungen bekannt. Karbonleitungen bestehen aus Elastomeren, die mit feinem Kohlenstoff vermengt sind und dadurch leitfähig werden. Durch Einstellen des Kohlenstoffan- teils lässt sich der gewünschte Widerstandsbetrag in der Grö- ßenordnung von 10 kθhm/m einstellen. Edelstahlleitungen be¬ stehen aus sehr dünnem Edelstahldraht, der auf einen nicht¬ leitenden Trägerdraht aufgewickelt ist. Durch die erzielte große Leitungslänge erhält man wiederum den gewünschten Wi- derstandsbetrag. Edelstahlleitungen sperren zusätzlich durch die beim Aufwickeln gebildete Induktivität sehr gut die Ein- kopplung der elektrischen HF-Felder. Jedoch werden dadurch auch vermehrt magnetische Störungen aufgrund der Gradienten¬ felder eingefangen. Im Gegensatz dazu sind Karbonleitungen auf magnetische Störungen geringer empfindlich. Sie sind al¬ lerdings auf elektrische HF-Störungen stärker empfindlich. Da sich HF-Störungen vom niederfrequenzen EKG-Nutzsignal sehr gut durch Tiefpassfilter ausblenden lassen, sind die Karbon¬ leitungen gegenüber Edelstahlleitungen im Vorteil. Allerdings besteht bei Materialübergängen von einer Karbonleitung zur
Verstärkerelektronik oder zum Elektrodenclip die Gefahr eines nichtlinearen Kontakts, der zu einer teilweisen Gleichrich¬ tung der HF-Störung führt. Diese passieren als Hüllkurvensig¬ nal ungehindert die Tiefpassfilter und werden zusammen mit dem EKG-Signal verstärkt. Dieser Effekt wurde auch bei Edel¬ stahlleitungen beobachtet, die mit Elektrodenclipsen aus Kar¬ bon-Duroplast hergestellt waren. Je nach Fertigungsqualität der Materialübergänge kann die Höhe der Störeinkopplung ein Mehrfaches der QRS-Amplitude im EKG-Signal betragen, so dass ein Aussortieren der qualitativ minderwertigen Leitungen er¬ forderlich wird. Zusätzlich kann sich dieser nachteilige Ef¬ fekt auch im Laufe der Benutzung verstärken, so dass die Ver¬ wendbarkeit zeitlich eingeschränkt ist.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Kabelverbin¬ dung von einer Messelektrode zu einer Signalverstärker¬ einrichtung für ein physiologisches Sensorsystem anzugeben, deren Wechselwirkung mit den elektromagnetischen Feldern des Magnetresonanzgeräts nicht zu einer Erwärmung der mit einem Patienten in Berührung kommenden Teile führt und die den zu¬ vor angesprochenen Nachteil von z.B. Karbon-Metall-Übergängen nicht aufweist. Die Aufgabe bezogen auf das eingangs erwähnte physiologische Sensorsystem wird dadurch gelöst, dass die Kabelverbindung einen niederohmigen Leiter aufweist, der über einen ersten elektrischen Widerstand an einem ersten Ende mit der Mess¬ elektrode und mit einem zweiten elektrischen Widerstand an einem zweiten Ende mit der Signalverstärkereinrichtung ver¬ bunden ist, wobei die Widerstände einen Widerstandswert min¬ destens in der Größenordnung des elektrischen Widerstandes zwischen Haut und Messelektrode aufweisen.
Die Erfindung erlaubt es, kostengünstige niederohmige Leiter, beispielsweise Kupferlitzen, zur Verbindung der Messelektro¬ den mit der Signalverstärkereinrichtung zu verwenden. Indu- zierte Ströme bewirken im Wesentlichen an den Widerständen
Abwärme, die aufgrund der Anordnung der Widerstände vom Pati¬ enten abgehalten werden kann. Vorzugsweise ist der niederoh¬ mige Leiter mit den Widerständen verlötet, so dass die Prob¬ lematik der Störeinkopplung aufgrund mangelnder elektrischer Übergänge nicht vorhanden ist.
Ausbildungsformen der Erfindung erlauben eine problemlose Er¬ zeugung von EKG-Signalen sowohl bei höheren Grundmagnetfeld¬ stärken (größer I T), als auch bei Hochleistungssequenzen d.h., bei erhöhten HF- und Gradientenleistungen. Die Verwen¬ dung der eingangs erwähnten Einrichtungen zur Gewinnung von EKG-Signalen lässt dies nicht problemlos zu.
Durch die Steigerung der Magnetfeldstärke, HF- und Gradien- tenleistung in der Magnetresonanztechnologie können mit den eingangs genannten Einrichtungen keine störungs- und gefähr¬ dungsfreie Anwendungen gewährleistet werden. Die aktuelle O- bergrenze von kommerziell verwendeten Magnetresonanzgeräten liegt derzeit bei 3 T, wobei sich auch Magnetresonanzgeräte mit höheren Magnetfeldstärken (z.B. 7 T) in der klinischen Erprobung befinden. Damit gehen Resonanzfrequenzen von 120 MHz bis 280 MHz einher. Unter diesen Rahmenbedingungen ver- halten sich Kabelisolationen bei hohen Frequenzen als die¬ lektrische Stromleiter. Selbst relativ kurze Leitungen werden zu erstaunlich effektive Antennen, die dem HF-Feld Energie entziehen, und als Strom an die EKG-Elektroden am Patienten abgegeben werden können. Die Schirmgehäuse können durch Wir¬ belströme erhitzt werden. Schlimme Folgen für den Patienten sind beispielsweise Verbrennungen im Auflagebereich von Lei¬ tern. Zur Verhinderung sollten Vorsichtsmaßnahmen getroffen werden. Des Weiteren können eventuell benötigte EKG- getriggerte Magnetresonanzuntersuchungen fehlerhaft oder nicht diurchführbar werden. Gerade bei den eingangs genannten Anordnungen mit nur einem Widerstand ergibt sich das Problem, dass der Strom in der EKG-Ableitung nur an einem Punkt durch den Widerstand begrenzt wird. Die Wegstrecke zum anderen Ende des Leiters koppeöt aber bei hohen Frequenzen (≥ 120 MHz) wieder genügend Energie ein, um hohe HF-Spannungen zu indu¬ zieren. Es fließen trotz Isolation der Leitungen und Gehäuse kapazitiv gekoppelte Ströme über den Körper des Patienten und gefährden diesen. Durch die erfindungsgemäße Verwendung von zwei Widerständen an den entgegengesetzten Enden wird die wirksame Wegstrecke halbiert und der Strom an den besonders kritischen Stellen begrenzt. Diese Aufteilung des Längswider¬ stands in zwei räumlich getrennte Widerstände trägt der Situ¬ ation und den Anforderungen moderner z.B. Kardio-MR- Untersuchungen Rechnung und ist somit von großem Vorteil.
In einer besonderen Ausführungsform werden mindestens zwei Messelektroden verwendet, wobei jede der Kabelverbindungen derart mit der Signalverstärkereinrichtung verbunden ist, dass das Ende des zweiten Widerstands auf der Seite der Sig¬ nalverstärkereinrichtung mit einem Durchführungskondensator in das geschirmte Gehäuse geführt wird und somit hochfre¬ quenzmäßig mit dem geschirmten Gehäuse verbunden ist. Die Verwendung zweier Messelektroden mit Kabelverbindungen und des hochfrequenzmäßigen Kurzschließens der beiden Kabelver¬ bindungen über das geschirmte Gehäuse sowie über die Haut des Patienten führt zu einer HF-antennenartigen Ausbildung von leitenden Verbindungen innerhalb des Aufnahmebereichs des MR- Geräts. Die erfindungsgemäße Verwendung der Widerstände ver¬ hindert trotz der großen Einkopplung von HF-Signalleistung in diese Anordnung eine Verbrennungsgefahr für den Patienten.
In einer weiteren Ausbildung erfolgt die Verbindung des zwei¬ ten Widerstands mit der Messelektrode über einen Clip, der eine Aussparung aufweist, in der der erste Widerstand ange¬ ordnet ist. Vorzugsweise wird der Widerstand an der dem Pati- enten abgewandten Seite angeordnet, so dass keine oder nur eine geringe Wärmeankopplung vom Widerstand zum Patienten ge¬ geben ist. Vorzugsweise erfolgt die elektrische Verbindung des ersten Widerstands mit der Messelektrode über eine galva¬ nische Verzinnung einer Klemmzone des Clips und des Bereichs zwischen der Klemmzone und einer Anlötzone des ersten Wider¬ stands.
Weitere vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind durch die Merkmale der Unteransprüche gekennzeichnet.
Es folgt die Erläuterung von mehreren Ausführungsbeispielen der Erfindung anhand der Figuren 1 bis 3. Es zeigen:
Fig. 1 eine Prinzipdarstellung eines erfindungsgemäßen Sensorsystems,
Fig. 2 eine beispielhafte Ausführungsform der Signalver¬ stärkereinrichtung und
Fig. 3 und 4 Darstellungen eines galvanisierten Clips für eine Messelektrode.
Figur 1 zeigt ein beispielhaftes erfindungsgemäßes physiolo¬ gisches Sensorsystem 1 in Form einer Prinzipdarstellung. Das Sensorsystem umfasst ein erstes patientennah anzuordnendes geschirmtes Gehäuse 2, an dem im gezeigten Beispiel drei E- lektroden 3, 4 und 5 angeordnet sind, die beispielsweise zur Aufnahme eines EKG ausgebildet sind. Im ersten Gehäuse 2 ist ferner eine Signalverstärkereinrichtung 6 angeordnet, die die über die Elektroden 3, 4, 5 gelieferten Signale verstärkt. Über ein geschirmtes oder gedrilltes Kabel 7 werden die Mess- Signale an ein Signalkonvertierungsmodul 8, das in einem zweiten geschirmten Gehäuse 9 angeordnet ist, gegeben. Dort werden die Signale konvertiert und anschließend über ein Sig¬ nalübertragungsmodul 10 an ein externes Signalverarbeitungs- und/oder Steuerungsgerät 11 gegeben. Im zweiten Gehäuse 9 ist ferner eine Leistungsversorgung 12 angeordnet, die das ge¬ samte Sensorsystem mit Leistung versorgt.
Wie Figur 1 ferner zeigt, ist ein zweites erstes Gehäuse 13 vorgesehen, an dem im gezeigten Beispiel ebenfalls zwei E- lektroden 14, 15 angeordnet sind. Diese sind beispielsweise zur Aufnahme von EEG-Messsignalen ausgebildet. Selbstver¬ ständlich können auch mehr als zwei Elektroden vorgesehen sein. Auch in diesem ersten geschirmten Gehäuse 13 ist eine Signalverstärkereinrichtung 16 angeordnet, die die Signale vor Ort, also unmittelbar am Messort verstärkt. Über ein ge¬ schirmtes oder gedrilltes Kabel 17 werden auch diese Messsig¬ nale an das Signalkonvertierungsmodul 8 gegeben und entspre¬ chend aufbereitet.
Weiterhin ist am zweiten geschirmten Gehäuse 8 ein weiteres Sensorelement 18 angeschlossen, bei dem es sich im gezeigten Ausführungsbeispiel um einen flexiblen Brustring handelt, ü- ber den die Atmung des Patienten aufgenommen werden kann. Dieser umfasst ein komprimierbares Luftvolumen 19, das beim Heben und Senken des Brustkorbs entsprechend komprimiert oder gedehnt wird. Über eine pneumatische Verbindungsleitung 20 wird der sich ändernde Druck auf einen entsprechenden Sensor im Signalkonvertierungsmodul 8 gegebenen. Ein zweites Sensor¬ element 21 in Form eines Fingerrings ist am zweiten Gehäuse 9 angeschlossen, mittels welchem der periphere Puls des Patien¬ ten durch Licht-Absorption des Blutes gemessen werden kann. Die aufgenommenen nicht-elektrischen Messinformationen (auch bei den mittels des Sensorelements 18 aufgenommenen Informa¬ tionen handelt es sich um nicht-elektrische Messinformatio¬ nen) werden hier über faseroptische Leitungen 22 an ein ent¬ sprechendes Sensorelement im Signalkonvertierungsmodul 8 ge- geben.
Figur 2 zeigt als Prinzipskizze in vergrößerter Darstellung das erste Gehäuse 2 mit einer Schaltungsanordnung 25. Im ge¬ zeigten Beispiel sind die Elektroden 3, 4, 5 dargestellt, die mit dem Gehäuse 2 über kurze Kabelverbindungen 26 beweglich sowie elektrisch verbunden sind. Die EKG- (oder auch die EEG- ) Elektroden werden auf einen nicht abgebildeten Patienten aufgeklebt und je nach gewünschter Ableitung von Herzsignalen positioniert. Die Elektroden 3 und 4 dienen zur Messsignal- aufnähme, die Elektrode 5 liegt an Masse und dient als Refe¬ renz. Den Elektroden 3 und 4 sind zwei Operationsverstärker 27 sowie ein gemeinsamer zweiter Operationsverstärker 29 zur Differenzsignalbildung nachgeschaltet. Da nur ein Signal zwi¬ schen den beiden Elektroden 3, 4 ermittelt wird, ist nur ein Signalausgang 24 vorgesehen.
Alternativ sind aufgrund der Ausrichtung der drei Elektroden 3, 4, 5 drei Ableitungen möglich, nämlich "linker Arm - rech¬ ter Arm", "linkes Bein - rechter Arm" und "linkes Bein - lin- ker Arm". Diese können im Gegensatz zur dargestellten Ausfüh¬ rungsform in Form von mehreren Differenzsignalen über mehrere Ausgänge 24 ausgegeben werden. Die Ausgabe bzw. Übertragung erfolgt jeweils über geschirmte Kabelverbindung.
Die Kabelverbindungen 26 weisen jeweils an einem ersten Ende einen Clip 31 auf, der mit Hilfe einer Klemmzone ein Anklem¬ men an die jeweilige Messelektrode 3, 4, 5 erlaubt. Der Clip stellt die elektrische Verbindung von der Messelektrode 3, 4, 5 zu einem ersten Widerstand 33 her, der nahe an der Mess- elektrode 3, 4, 5 angeordnet ist. Die Kabelverbindung 26 weist vorzugsweise eine Länge auf, die bewirkt, dass bei ei¬ ner Anordnung der Messelektrode 3, 4, 5 in der Nähe des Zent- rums eines Aufnahmebereichs des Magnetresonanzgeräts die Sig¬ nalverstärkereinrichtung 6 nahe des Randbereichs des Aufnah¬ mebereichs angeordnet ist. Beispielsweise hat die Kabelver¬ bindung eine Länge von 10 cm bis 20 cm. Die elektrische Ver- bindung über diese Distanz erfolgt über einen niederohmigen Leiter 35, dessen erstes Ende mit dem Widerstand 33 und des¬ sen zweites Ende mit einem Widerstand 37 verlötet sind. Nach dem Widerstand 37 wird das Verbindungskabel 26 durch einen Durchführungskondensator 39 in das Innere des geschirmten Ge- häuses 2 geführt. Der Durchführungskondensator 39 bewirkt ei¬ ne hochfrequenzmäßige Verbindung des Durchführungskabels 26 mit dem Gehäuse 2 und somit auch zu den anderen Kabelverbin¬ dungen 26 mit den anderen Messelektroden 3, 4, 5. Der Durch¬ führungskondensator 39 wird durch den elektrischen Leiter des Durchführungskabeis und einem im Gehäuse 2 angeordneten rohr- förmigen Leiter gebildet. Zur Erhöhung der Kapazität ist der Zwischenraum zwischen Durchführungskabel und rohrförmigem Leiter mit einem Isolator mit hoher Dielektrizitätszahl Cr gefüllt. Durchführungskondensatoren sind auch als diskrete Bauelemente in bedrahteter Ausführung oder für Oberflächen¬ montage erhältlich.
Derartig kurze Kabelverbindungen werden beispielsweise bei einer Signalverstärkereinrichtung 6, 16 verwendet, wie sie in der eingangs erwähnten DE 100 47 365 Al beschrieben ist.
Zentrale Komponente der Kabelverbindung 26 ist die Leitung aus ummantelter Kupferlitze, die an den beiden Leitungsenden mit Serienwiderständen von 47 kOhm versehen ist. Bei den an¬ gegebenen Leitungslängen liegt keine Verbrennungsgefahr mehr vor. Vorzugsweise werden die Serienwiderstände auf dem Clip und der Verstärkerelektronik integriert. Der Widerstandswert kann je nach Leitungslänge angepasst werden.
Die Figuren 3 und 4 zeigen eine Aufsicht und eine Seitenan- sieht eines Clips zur Verwendung mit einer üblichen Einweg- klebeelektrode. In Figur 3 erkennt man einen niederohmigen Leiter 41, der von einem Isolierschlauch 43 umgeben ist. Der zangenartig ausgebildete Clip 45 ist aus thermisch stabilem Kunststoff gebildet. Er weist eine Klemmzone 47 auf, in die ein Kontaktstift der Messelektrode eingeklemmt werden soll um sie elektrisch mit dem Leiter 41 zu verbinden. Die Kontaktie- rung erfolgt über einen galvanisch verzinnten Bereich 49, der in Figur 3 schraffiert dargestellt ist. Er führt zu einem Griffteil 51A des Clips 45, in den der Leiter 41 geführt wird. Der Griffteil 51A weist eine Aussparung für den ersten Widerstand 33 auf, der einerseits mit dem Leiter 41 und ande- rerseits mit dem galvanisierten Bereich 49 verlötet ist. Der Clip 45 weist vier Biegezonen 53A,... 53D auf, die mäander- förmig und symmetrisch zur Richtung der Federkraft angeordnet sind. Die Federkraft bei Zusammendrücken der Griffteile 51A, 51B in der Klemmzone 47 wirkt in der Zeichenebene senkrecht zur Symmetrieachse 55. Die Lötpunkte 57A, 57B bewirken eine großflächige gute Kontaktierung des Leiters 41 mit der Mess¬ elektrode.
Figur 4 zeigt eine Seitenansicht auf den Clip 45 aus Figur 3, wobei eine auf einer Haut 60 eines Patienten angebrachte
Messelektrode 61 an ihrem Kontaktstift 63 in der Klemmzone des Clips eingeklemmt ist. Zur Verdeutlichung der Anordnung des Widerstands 33 wurde der Außenbereich des Klemmteils 51 nicht angezeichnet, so dass man die patientenferne Anordnung des Widerstands 33 im Clip erkennt. Der Clip 45 verjüngt sich im Bereich der Klemmzone keilartig, um das Anklemmen der Messelektrode 61 zu erleichtern. Ein mit Ag/AgCl-getränkter Schaumstoff oder eine Ag/AgCl-Gelmasse verbessert den elekt¬ rischen Kontakt zwischen Messelektrode 61 und Haut 60 und führt zu dem eingangs erwähnten Widerstand von ca. 10 kΩ.

Claims

Patentansprüche
1. Physiologisches Sensorsystem (1) zur Aufnahme elektri¬ scher Messsignale in einem Magnetresonanzgerät mit mindestens einer Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) , mit einer Signal¬ verstärkereinrichtung (6) in einem patientennah anzuordnenden geschirmten Gehäuse (2) und mit einer Signalverarbeitungsein¬ heit (11) zur Aufbereitung der Messsignale, wobei die Mess¬ elektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) mit der Signalverstärkerein- richtung (6) über eine Kabelverbindung (26) verbunden ist, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Ka¬ belverbindung (26) einen niederohmigen Leiter (35, 41) auf¬ weist, der über einen ersten elektrischen Widerstand (33) an einem ersten Ende mit der Messelektrode (x) und mit einem zweiten elektrischen Widerstand (37) an einem zweiten Ende mit der Signalverstärkereinrichtung (6) verbunden ist, wobei die Widerstände (33, 37) einen Widerstandswert mindestens in der Größenordnung des elektrischen Widerstandes zwischen Haut (60) und Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) aufweisen.
2. Physiologisches Sensorsystem (1) nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Ka¬ belverbindung (26) eine Länge aufweist, die bewirkt, dass bei einer Anordnung der Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) in der nähe des Zentrums eines Aufnahmebereichs des Magnetreso¬ nanzgeräts die Signalverstärkereinrichtung (6) nahe des Rand¬ bereichs des Aufnahmebereichs angeordnet ist.
3. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher- gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Ka¬ belverbindung (26) eine Länge von 10 cm bis 20 cm aufweist.
4. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher- gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass der niederohmige Leiter (35, 41) eine ummantelte Kupferlitze ist.
5. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher¬ gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass das En- den des zweiten Widerstands (37) auf der Seite der Signalver¬ stärkereinrichtung (6) mit einem Durchführungskondensator (39) in das geschirmten Gehäuse (2) geführt wird und somit hochfrequenzmäßig mit dem geschirmten Gehäuse (2) verbunden ist.
6. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher¬ gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Verbindung der Kabelverbindung (26) mit der Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) über einen Clip (45) erfolgt, der eine Aus¬ sparung aufweist, in der der erste Widerstand (33) angeordnet ist.
7. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher- gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die e- lektrische Verbindung des ersten Widerstands (33) mit der Messelektrode (3, 4, 5, 14, 15, 61) über eine galvanische Verzinnung einer Klemmzone (47) des Clips (45) erfolgt.
8. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher¬ gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Fe¬ derkraft des Clips (45) über vier Biegezonen (53A, ...53D) be- wirkt wird, welche insbesondere mäanderförmig und symmetrisch zur Richtung der Federkraft angeordnet sind.
9. Physiologisches Sensorsystem (1) nach einem der vorher¬ gehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass mindes¬ tens eine der elektrischen Verbindungen zwischen Leiter (35, 41) , Widerständen (33, 37) und verzinnter Klemmzone (47) eine Lötverbindung ist.
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