專利名稱：在mri操作中緩沖電生理信號的方法和裝置的制作方法
背景技術：
磁共振成像(MRI)是一種產生身體橫截面圖像的醫療技術，該圖像然后可用于診斷損傷或疾病。典型的MRI系統將使用強大的無線電波和圓柱磁體來操縱人體的自然磁性。實質上，MRI系統監視當氫原子被交替地磁化和被無線電波轟擊時它們的共振運動。在患病或受傷的組織中氫的狀態與正常組織中的不同，因此它們在典型的MRI操作(MRI procedure)中可更加容易地被檢測到。
當患者經受MRI操作以獲得關于其內部組織構造的信息時，同時地獲得電生理數據有時是有益的，從而進一步幫助對患者的診斷或監視患者的狀況。例如，利用與MRI系統結合的腦電圖(EEG)或心電圖(ECG)可能是有益的。但是，通過現有技術的裝置獲得電生理數據可能產生惡化MRI操作的電磁干擾。或者，MRI裝置可能產生惡化利用現有技術方法傳輸的電生理數據的電磁干擾。
例如，現代EEG設備通常地使用高速數字轉換信號來以適于通過計算機觀看和處理的數字形式采集EEG波形。這需要模擬至數字轉換器(ADC)來把EEG轉換為原始模擬信號的二進制表達，典型地8至24位。然后這種二進制信號可容易地通過標準接口例如USB、并口或以太網口傳送至計算機。數字信號具有非常快的開關沿(switchingedges)，其能產生幾十兆赫頻率范圍內的干擾諧波，即使基礎數字信號頻率可能僅為幾千赫茲。主要問題是這些高頻諧波可從位于MRI設備附近的裝置輻射出來并且干擾成像過程。因此，主要的高頻發射源例如計算機和傳統的電生理記錄器必須置于MRI室外。
在現有技術中，如果需要記錄患者的EEG或ECG，電極信號是通過長電纜發送至位于MRI室外的EEG設備的。但是，使用長電纜用于EEG信號使得來自MRI系統或附近的輸電線的電干擾能電容地耦合到電生理信號。這種干擾的幅度可能嚴重地降低EEG信號的質量。典型的EEG信號峰-峰值僅為10至100毫伏，并且因此容易地被主電源電纜污染，該主電源電纜具有峰-峰值為250至550伏量級的電壓。
因此，需要一種最小化在MRI操作中產生的電磁干擾量的方法和裝置，其中在MRI操作中同時地監視患者。
發明內容
本發明涉及在MRI掃描期間得到的患者電生理信號上使用緩沖放大器。本方法和裝置減少了電生理信號中MRI和輸電線感應的電磁干擾量，同時最小化對MRI系統的電磁干擾量。
在一個實施例中，本發明通過在患者附近使用單位增益(unitygain)緩沖放大器克服了在長電生理電纜中電干擾的問題，所述緩沖放大器具有低輸出阻抗以驅動電纜，并因此極大地降低了電容耦合干擾。在緩沖放大器之前加入無源低通濾波從而衰減來自MRI系統的高頻干擾。緩沖放大器不需要數字信號并且不發射高頻信號，因此其不干擾MRI系統。
通過使用靠近患者設置的單位增益緩沖放大器，可減少對在經受MRI的患者上記錄的電生理信號的電干擾。緩沖放大器的低輸出阻抗允許長電纜延伸并顯著地減少來自MRI設備或附近電源線的電容耦合干擾。電纜可延伸至MRI室外，在那里其連接到傳統的電生理記錄設備。
此外，因為本發明使電生理信號的模擬至數字轉換能在MRI室外進行，本發明減少了對MRI系統的電磁干擾量。因為模擬至數字轉換處理中涉及的數字信號產生的高頻在MRI室外，因此減少了干擾。
為了方便和理解要尋求保護的對象內容，在附圖中示出了它的實施例。根據對附圖的觀察，當結合下文考慮時，將會容易地理解和知道尋求保護的對象內容，其構造和操作，和許多其優點。
圖1是本發明一個實施例的結構圖。
圖2是圖1的緩沖放大器的一個實施例的電路圖。
具體實施例方式
如圖1和2所示，本發明典型地用在MRI操作室，該室包括MRI系統10和將MRI系統10從電磁干擾屏蔽開的墻壁或屏障系統12。在一個實施例中，本發明包括多個放在經受MRI操作的患者15上的傳感器/電極14。通過導聯線(lead line)16把每個傳感器14連接到緩沖放大器系統17，該放大器系統位于MRI系統10附近，其直接地連接到MRI系統10或者放在MRI系統10附近。電纜18在緩沖放大器系統17與位于墻壁12的相反側上的電生理記錄器20和電源22之間提供通信路徑。
在一個實施例中，把患者15定位在MRI系統10的腔內，同時電極14附著于患者上。導聯線16從電極14向緩沖放大器系統17的輸入端口25傳送電生理信號。經過緩沖的輸出信號在緩沖放大器系統17的輸出端口26提供，并且通過電纜18經過墻壁12內的端口27被發送至位于MRI室外的電生理記錄器20。在電路中把位于MRI室外的電源22通過電纜18連接到緩沖系統，從而向緩沖放大器系統17提供電能。該電源22可包括一個或多個電池。
在一個實施例中，如圖2中更詳細示意的，緩沖放大器系統17包括多個低通濾波器30和緩沖放大器32。在輸入端口25接收的電生理信號利用無源RC濾波器30被低通濾波，從而減少了從MRI設備輻射的高頻信號幅度。示出的兩極濾波器是可用于這個目的的眾多可能的低通濾波器中的一種。本領域的技術人員可容易地采用已知的低通濾波器實施例來替換本公開的實施例。
在一個實施例中，緩沖放大器32包括運算放大器34，該放大器是單位增益穩定的，并且能夠驅動大電容負載，例如長電纜。理想地，運算放大器34和放大器系統17的其它部件應當不包括鐵磁體材料，由此不擾亂MRI設備中的磁場。運算放大器34還應當具有低偏置電流、低噪聲和低失真，由此獲得盡可能可靠的電極信號的重現。通過提供單位增益使得不使用高精度電阻而在通道之間能非常精確的匹配。適于用作運算放大器34的運算放大器的一個實例是Analog Device制造的AD8628ART。
在一個實施例中，緩沖放大器系統17包括容納緩沖放大器30和低通濾波器32的殼體40。殼體40可包括允許每個導聯16耦接至相關的低通濾波器30和緩沖放大器32的多個輸入端口25。殼體40還可包括單獨的輸出端口26，其中電纜18連接到每個緩沖放大器32。緩沖放大器系統17可集成到EEG系統或任何已知的電生理監控器。
應當選擇緩沖放大器輸出處的電纜電容Cs，防止放大器不穩定。在存在電纜電容Cs的情況下，通過滿足如下已知的關系選擇緩沖放大器32的部件Ro、Rf和Cf來穩定放大器32Ro Cs＜0.5RfCf穩定放大器32的具體方法不重要。
上文及附圖中闡明的內容僅是以示意的方式提出而不是作為限制。雖然已經示意并描述了具體的實施例，但對那些本領域技術人員顯而易見的是，可進行改變和變形而不脫離申請人的貢獻的更廣泛方面。當基于現有技術考慮了權利要求的正確觀點時，尋求保護的實際范圍確定為在后面的權利要求中限定的內容。
權利要求
1.一種從經受MRI操作的患者獲得電生理信號的方法，該方法包括從經受MRI操作的患者檢測電生理信號；通過鄰近MRI系統設置的緩沖放大器發送電生理信號；和在以距MRI系統足夠距離設置的電生理記錄器處接收經過緩沖的信號，由此在MRI操作中電生理記錄器不產生電磁干擾。
2.根據權利要求1的方法，進一步包括對所述電生理信號進行濾波從而去除在選擇的頻率以上的信號成分。
3.根據權利要求1的方法，進一步包括把電生理信號轉換為數字信號而在MRI操作中不產生電磁干擾。
4.根據權利要求1的方法，其中所述緩沖放大器為單位增益的。
5.一種在MRI操作中獲得電生理信號的裝置，包括輸入端口，用于接收電生理信號；多個緩沖放大器，其與所述輸入端口通信；輸出電纜，與緩沖放大器通信，該輸出電纜具有足夠的長度從而延伸至MRI操作室外；和殼體，適于把所述輸入端口和緩沖放大器設在與MRI系統相鄰之處。
6.根據權利要求5的裝置，其中所述緩沖放大器包括單位增益運算放大器。
7.根據權利要求5的裝置，進一步包括在電路中連接在所述輸入端口與緩沖放大器之間的低通濾波器。
8.根據權利要求7的裝置，其中所述低通濾波器為無源RC濾波器。
9.根據權利要求5的裝置，其中所述緩沖放大器包括適合設在MRI操作室外的電源。
10.根據權利要求5的裝置，進一步包括與所述輸出電纜通信的電生理記錄器。
11.根據權利要求10的裝置，其中所述電生理記錄器是EEG設備。
12.一種可兼容的用于MRI系統的EEG系統，該系統包括多個傳感器；與所述傳感器通信的多個緩沖放大器；和與所述緩沖放大器通信的EEG記錄器，該EEG記錄器適于設在距MRI系統足夠的距離之處，由此該EEG記錄器在MRI系統中不產生電磁干擾。
13.根據權利要求12的EEG系統，進一步包括用于緩沖放大器的電源，該電源適于設在距緩沖放大器器足夠的距離之處，由此該電源在MRI操作中不產生電磁干擾。
14.根據權利要求12的EEG系統，進一步包括在電路中連接在傳感器與緩沖放大器之間的低通濾波器。
15.根據權利要求12的EEG系統，其中所述緩沖放大器包括單位增益運算放大器。
16.一種在MRI操作中獲得電生理信號的方法，包括把電生理記錄器設在距MRI系統足夠的距離之處，由此該電生理記錄器不干擾MRI操作；把緩沖放大器系統設在鄰近MRI單元之處；從經受MRI操作的患者獲得電生理信號；和通過所述緩沖放大器把所述電生理信號發送至所述電生理記錄器。
17.根據權利要求16的方法，進一步包括在電生理信號到達電生理記錄器之前對電生理信號進行濾波。
18.根據權利要求17的方法，其中所述濾波包括在電生理信號上使用低通濾波器。
19.根據權利要求16的方法，進一步包括把用于緩沖放大器的電源設在距緩沖放大器足夠的距離之處，由此該電源在MRI系統中不產生電磁干擾。
20.根據權利要求16的方法，進一步包括在距緩沖放大器足夠的距離之處把電生理信號轉換為數字信號，由此該轉換在MRI系統中不產生電磁干擾。
全文摘要
本發明通過使用長電纜和在患者附近的單位增益緩沖放大器(32)，克服了在MRI操作中獲得的電生理信號中電干擾的問題，該緩沖放大器具有低輸出阻抗以驅動電纜(18)，并因此極大地降低了電容耦合干擾。在緩沖放大器(32)之前加入無源低通濾波從而衰減來自MRI系統(10)的高頻干擾。由于緩沖放大器不需要數字信號并且不發射高頻信號，其不干擾MRI系統(10)。
文檔編號A61B5/055GK101076738SQ200580035675
公開日2007年11月21日 申請日期2005年10月13日 優先權日2004年10月18日
發明者理查德·杰勒德·紐曼, 沃威克·愛德華·弗里曼 申請人:電腦醫師美國公司