"明細書に記載されたシステム。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singleended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。例えば、本発明は以下の項目を提供する。項目1耐磁場性増幅器であって、一対の差動入力端子および一対の差動出力端子を備えている増幅器ステージと、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージであって、該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1つの出力端子を備え、該シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの該差動入力端子の各々は、該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、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージと、第1の遅延ラインおよび第2の遅延ラインであって、各第1および第2の遅延ラインは、出力端子を有し、該第1および第2の遅延ラインの各該出力端子は、該増幅器ステージの該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、第1の遅延ラインおよび第2の遅延ラインとを備えている、耐磁場性増幅器。項目2複数の増幅器ステージであって、各該増幅器ステージは、一対の差動入力端子および一対の差動出力端子を備え、該複数の増幅器ステージのうちの1つの該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、該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、複数の増幅器ステージをさらに備えている、項目1に記載の耐磁場性増幅器。項目3上記耐磁場性増幅器は、64MHzRF場において使用され、上記第1および第2の遅延ラインの各々は、上記信号を実質的に7.8nSだけ遅延させる、項目1に記載の耐磁場性増幅器。項目4磁気変化度キャンセレーション遅延ラインであって、接合点において直列に接続された2つのコイルと、第1の端子および第2の端子を有するコンデンサであって、該コンデンサの該第1の端子は、該接合点と電気的に通信し、該コンデンサの該第2の端子は、アースと電気的に通信する、コンデンサとを備え、該コイルの各々は、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、磁気変化度キャンセレーション遅延ライン。項目5患者導線であって、柔軟性のある導電体を備える柔軟性のある回路基板を備え、該柔軟性のある導電体は、分散インピーダンスを有する、患者導線。項目6上記柔軟性のある回路基板は、kaptanを備え、上記柔軟性のある導電体は、導電性リンクを備えている、項目3に記載の患者導線。項目7無線トランシーバシステムであって、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と、増幅器ステージであって、該増幅器ステージは、一対の差動入力端子および一対の差動出力端子を備え、該増幅器ステージの該一対の差動入力端子の各々は、該一対のRFキャンセレーション遅延ライン出力端子のそれぞれの出力端子と電気的に通信する、増幅器ステージと、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージであって、該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1つの出力端子を備え、該シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの該差動入力端子の各々は、該増幅器ステージの該差動出力端子のそれぞれ1つ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と、出力端子を有し、かつ入力端子を有するA/D変換器であって、該A/D変換器の該入力端子は、該シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの該出力端子と電気的に通信する、A/D変換器と、出力端子を有し、かつ入力端子を有するRFトランシーバであって、該RFトランシーバの該入力端子は、該A/D変換器の該出力端子と電気的に通信する、RFトランシーバと、該RFトランシーバの該出力端子と電気的に通信するアンテナとを備えている、無線トランシーバシステム。項目8上記A/D変換器および上記トランシーバと電気的に通信するプロセッサをさらに備えている、項目4に記載の無線トランシーバシステム。項目9無線トランシーバシステムであって、第1のトランシーバサブシステムであって、該第1のトランシーバサブシステムは、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と、増幅器ステージであって、該増幅器ステージは、一対の差動入力端子および一対の差動出力端子を備え、該増幅器ステージの該一対の差動入力端子の各々は、該一対のRFキャンセレーション遅延ライン出力端子のそれぞれの出力端子と電気的に通信する、増幅器ステージと、シングルエンデッド出力差動増幅器ステージであって、該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1つの出力端子を備え、該シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの該差動入力端子の各々は、該増幅器ステージの該差動出力端子のそれぞれ1つ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と、出力端子を有し、かつ入力端子を有するA/D変換器であって、該A/D変換器の該入力端子は、該シングルエンデッド出力差動増幅器ステージの該出力端子と電気的に通信する、A/D変換器と、出力端子を有し、かつ入力端子を有するRFトランシーバであって、該RFトランシーバの該入力端子は、該A/D変換器の該出力端子と電気的に通信する、RFトランシーバと、該RFトランシーバの該出力端子と電気的に通信するアンテナとを備えている、第1のトランシーバサブシステムと、第2のトランシーバサブシステムであって、入力端子および出力端子を有する第2のRFトランシーバと、該第2のRFトランシーバの該入力端子と電気的に通信するアンテナとを備えている、第2のトランシーバサブシステムとを備えている、無線トランシーバシステム。項目10磁気環境において、信号を送信する方法であって、該方法は、該信号を差動増幅器の1つの入力端子に提供するステップと、一対の非誘導的に巻かれたコイルを備えている遅延ラインを使用して180度上記信号を遅延するステップと、該差動増幅器の第2の端子に、180度だけ遅延された該信号を提供するステップとを包含する、方法。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listenmode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64MHzRF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、64MHzRF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testchamber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highpassRC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、NordicSemiconductorASATiller、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adultECG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nRF24E12.4GHz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、2.4GHzISM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NellcorMP-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NellcorMP-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。"