CN115067897A - 生物体信息监视装置以及磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种生物体信息监视装置以及磁共振成像装置。一实施方式的生物体信息监视装置具备：天线装置，该天线装置由靠近被检体配设的至少一个天线构成；信号发生器，该信号发生器生成高频信号；以及位移检测电路，该变位检测电路使用所述高频信号来检测所述被检体的物理位移；所述天线构成为具有：偶极天线，该偶极天线在中央设有被供给所述高频信号的供电部；同轴线路，该同轴线路向所述供电部供给所述高频信号；以及1/4波长的导体元件，该1/4波长的导体元件的一个端部与所述同轴线路的外导体短路。

Description

生物体信息监视装置以及磁共振成像装置
本申请以日本专利申请2021-042231(申请日：2021年3月16日)为基础，从该申请享受优先利益。本申请通过参照该申请而包含该申请的全部内容。
技术领域
本说明书以及附图公开的实施方式涉及生物体信息监视装置以及磁共振成像装置。
背景技术
在使用磁共振成像装置的拍摄中，由于心脏的搏动(心跳)、呼吸等所引起的人体活动的原因，所收集的数据会变动。因此，例如，关于心跳，使用了如下方法：将心电图仪的电极贴于人体，使用从心电图仪输出的信号调整拍摄时机，或者基于心电图仪的信号对收集到的数据进行修正。
然而，将电极贴于人体对患者而言是负担，另外，对拍摄技师而言也是作业效率降低的重要原因。
另外，还已知以下技术：相对于用于生成诊断图像的数据的收集，单独地收集用于监视呼吸所引起的体动的数据(称为导航数据)，并使用导航数据来修正因呼吸而起的体动的影响。然而，在该方法中，收集导航数据要花费额外的时间，因此拍摄时间较长。从这样的观点来看，迫切需要一种不会给患者带去负担的非接触型的体动监视装置。
非接触型的体动监视装置不仅是在使用磁共振成像装置的拍摄这一场面下，在健康管理领域也是迫切需要的。例如，还迫切需要一种能够不给人体带去负担地、非接触地对睡眠过程中、车辆驾驶过程中的心跳数、呼吸进行监视的体动监视装置。
另一方面，以往还提出过一种使用电波检测被检体的活动，检测心跳数、呼吸数的装置。就是从天线向被检体发送电波，对来自被检体的反射波的变动进行检测来检测被检体的活动。
然而，在以往的使用电波的检测装置中，不仅会接收到来自被检体的反射波，还会同时接收到来自被检体周围的各种构造物的反射波，因此会发生衰减，很难以较高的可靠性稳定地检测被检体的心跳、呼吸。
发明内容
本说明书以及附图公开的实施方式所要解决的一个技术问题是：能够不给被检体带去负担地以较高的可靠性稳定地检测被检体的心跳、呼吸等生物体信息。
不过，通过本说明书以及附图公开的实施方式所要解决的技术问题并不限于上述技术问题。还能够将与通过后述的实施方式所示的各结构带来的各效果对应的技术问题定位成其他技术问题。
实施方式的生物体信息监视装置具备：
天线装置，该天线装置由靠近被检体配设的至少一个天线构成；
信号发生器，该信号发生器生成高频信号；以及
位移检测电路，该变位检测电路使用所述高频信号来检测所述被检体的物理位移；
所述天线构成为具有：
偶极天线，该偶极天线在中央设有被供给所述高频信号的供电部；
同轴线路，该同轴线路向所述供电部供给所述高频信号；以及
1/4波长的导体元件，该1/4波长的导体元件的一个端部与所述同轴线路的外导体短路。
也可以是：所述导体元件形成为L形状。
也可以是：所述导体元件由线状形状的导体形成。
也可以是：所述导体元件由带状形状的导体形成。
也可以是：所述导体元件的离所述偶极天线的供电部较近的那一端部开放，离所述供电部较远的那一端部与所述外导体短路。
也可以是：所述导体元件的开放端部与所述偶极天线的供电部之间的距离被设定为短于1/4波长。
也可以是：所述导体元件以与所述同轴线路大致平行的方式配设，所述导体元件与所述同轴线路之间的间隔被设定为短于1/10波长。
也可以是：所述偶极天线和所述导体元件形成在同一基板上。
也可以是：所述同轴线路的前端部与形成在所述基板上的所述偶极天线的供电部连接，所述同轴线路的外导体与形成在所述基板上的所述导体元件的规定部位短路。
也可以是：所述导体元件的规定部位是所述偶极天线的离所述供电部较远的那一端部。
也可以是：所述偶极天线构成为面状偶极天线，所述面状偶极天线的导体中，从被供给所述高频信号的供电部到通向所述面状偶极天线的两端的规定位置为止的区域形成为蜿蜒形状，从所述规定位置到所述两端为止的区域形成为连续面。
也可以是：所述导体元件形成为领结形状。
也可以是：所述导体元件形成为螺旋形状。
也可以是：所述导体元件的离所述偶极天线的供电部较近的那一端部开放，离所述供电部较远的那一端部与所述外导体短路。
也可以是：所述导体元件的开放端部与所述偶极天线的供电部之间的距离被设定为短于1/4波长。
也可以是：所述导体元件构成为具备L形状中的长轴部的长度相互不同的多个导体元件。
也可以是：所述导体元件构成为具备大小相互不同的多个领结形状的导体元件。
一种磁共振成像装置，该磁共振成像装置具备上述的各个生物体信息监视装置。
附图说明
图1是表示第一实施方式的生物体信息监视装置的整体构成的框图。
图2是说明第一实施方式的生物体信息监视装置的动作概念的图。
图3中，(a)是对来自天线的反射信号的实测值的一个例子进行表示的线图，(b)是对从反射信号中提取的呼吸的波形进行表示的线图，(c)是对从反射信号中提取的心跳的波形进行表示的线图。
图4是将环形天线和偶极天线作为在生物体信息监视装置中使用的天线进行比较的图。
图5是表示第一实施方式中使用的天线的配置例的图。
图6是表示第二实施方式的生物体信息监视装置的整体构成的框图。
图7是说明第二实施方式的生物体信息监视装置的动作概念的图。
图8中，(a)是对从发送天线向接收天线的透射信号的实测值的一个例子进行表示的线图，(b)是对从透射信号中提取的呼吸的波形进行表示的线图，(c)是对从透射信号中提取的心跳的波形进行表示的线图。
图9是表示第二实施方式中使用的发送天线和接收天线的配置例的图。
图10是表示第三实施方式的生物体信息监视装置的整体构成的框图。
图11是表示用于进行分集处理的四个天线的配置例的图。
图12是表示具备生物体信息监视装置的磁共振成像装置的构成例的图。
图13中，(a)是对在磁共振成像装置中使用的生物体信息监视装置的构成例进行表示的图，(b)是对生物体监视用的高频信号的收发期间的一个例子进行表示的图。
图14是表示局部线圈或床板的示出天线的位置的标记的一个例子的图。
图15是说明以往的天线的技术问题的图。
图16是表示第一实施方式的天线的外观例及构造例的图。
图17是说明第一实施方式的天线的作用效果的图。
图18是说明对第一实施方式的天线的构造的限制的图。
图19是表示第一实施方式的天线的技术效果的线图。
图20是表示第二实施方式的天线的构造例的第一幅图。
图21是表示第二实施方式的天线的构造例的第二幅图。
图22表示其他实施方式的天线的构造例的图。
图23是表示具有不同长度的多个的导体元件(L形元件)的天线的构造例的图。
图24是表示具有不同大小的多个导体元件(领结形状)的天线的构造例的图。
具体实施方式
(第一实施方式)
以下，基于附图对本发明的第一实施方式进行说明。
图1是表示第一实施方式的生物体信息监视装置1的整体构成的框图。生物体信息监视装置1具备天线10和生物体信息监视装置主体20(以下，仅称为主体20)。天线10是天线装置(未图示)的结构。在第一实施方式中，生物体信息监视装置主体20基本上是具有一个天线的结构，因此天线装置是由一个天线构成的。另一方面，在后述的其他实施方式中，存在生物体信息监视装置主体20具有多个天线的情况，该情况下，天线装置由多个天线构成。
天线10靠近人体即被检体配设。天线10无需像心电图仪的电极那样直接紧贴着被检体的皮肤贴设，例如也可以配置在被检体的衣服上。另外，在图1中，示出了在平躺于病床的床板510上的被检体的胸部配设天线10的例子，但配设天线10之际的被检体的姿态、被检体配设天线10的部位并不限定于图1的示例。例如，也可以将天线10配设于立位的被检体的胸部或背部，还可以配设于车辆驾驶过程中的座位上的被检体的胸部或背部。
主体20具备RF信号发生器30、发送电路40、耦合量检测电路50以及位移检测电路60。
RF信号发生器30生成连续波的高频信号。高频信号的频率不作特别限定，可根据天线的尺寸等选择例如VHF频段或UHF频段的频率。
发送电路40在使高频信号通过带通滤波器(BPF)41之后，利用功率放大器(PA)42将其放大至规定的功率，并将其经由定向耦合器(DC)43向天线10输出。
耦合量检测电路50具有对被检体与天线10之间的电场所引起的近场耦合的耦合量进行检测的功能，例如构成为具备带通滤波器(BPF)51、带自动增益调整功能的低噪声放大器(LNA/AGC)52以及检波电路53。
RF信号发生器30、发送电路40以及耦合量检测电路50例如能够安装在收纳于一个外壳的印刷基板上。
从发送电路40的定向耦合器43输出的高频信号被向天线10输入，该高频信号的一部分不朝向被检体，而是在天线10的输入端反弹(反射)而回到定向耦合器43，向耦合量检测电路50分支输入。
耦合量检测电路50通过用检波电路53对从定向耦合器43的分支端输出的信号进行检波，测定来自天线10的反射信号的大小。然后，基于反射信号的大小来检测近场耦合的耦合量。
若考虑从发送电路40向天线10输出的功率为恒定值，则耦合量检测电路50等效地检测表示天线10的反射损失(即，回波损耗)的S11参数。
图2是说明第一实施方式的生物体信息监视装置1的动作概念的图。图2的(a)是示意性地说明被检体与天线10的距离D较小的情况下的动作的图，图2的(b)是示意性地说明被检体与天线10的距离D较大的情况下的动作的图。被检体(人体)由于是具有导电率的物体，因此在天线10靠近被检体时，容易吸收来自天线10的能量。
因而，如图2的(a)所示，在被检体与天线10的距离D较小的情况下，由被检体吸收的能量较大。这意味着被检体与天线10的近场耦合的耦合量较大。向天线10输入的功率Sin主要分为由被检体吸收的功率Sb和从天线10的天线端10a反射的功率Sr，在距离D较小的情况下，由被检体吸收的功率Sb较大，相应地，从天线端10a反射的功率Sr较小。例如，在将向天线10输入的功率Sin设为100的情况下，由被检体吸收的功率Sb是70，从天线端10a反射的功率Sr为30。
这意味着，在被检体与天线10的距离D较小的情况下，来自天线端10a的反射信号降低，天线10的反射损失(回波损耗)也变小。换言之，作为天线10的失配程度的指标的S11参数表现为较小的值。S11参数是用来自天线10的反射功率与向天线10的输入功率之比的平方根表示的指标。
与此相对，如图2的(b)所示，在被检体与天线10的距离D较大的情况下，由被检体吸收的能量较小。这意味着被检体与天线10的近场耦合的耦合量较小。其结果，在距离D较大的情况下，由被检体吸收的功率Sb较小，相应地，从天线端10a反射的功率Sr较大。例如，在将向天线10输入的功率Sin设为100的情况下，由被检体吸收的功率Sb是30，从天线端10a反射的功率Sr为70。
这意味着，在被检体与天线10的距离D较大的情况下，来自天线端10a的反射信号增加，天线10的反射损失(回波损耗)变大。换言之，作为天线10的失配程度的指标的S11参数表现为较大的值。
这样，将向天线10的输入功率设为一定时，来自天线端10a的反射信号依被检体与天线10的距离D而变化。换言之，天线10的失配程度或者S11参数的值也依被检体与天线10的距离D而变化。并且，由于被检体与天线10的距离D因为心跳、呼吸等体动而变化，因此来自天线端10a的反射信号的大小或者S11参数的值根据心跳、呼吸等体动的变化而变化。
第一实施方式的生物体信息监视装置1利用这样的特性，通过对来自配设于被检体附近的天线10的反射信号的大小或者S11参数的值进行检测，来检测心跳、呼吸等体动。
图3的(a)是对来自天线10的反射信号的实测值的一个例子进行表示的线图。线图的横轴是时间，纵轴是反射信号的振幅。如图3的(a)所示，来自天线10的反射信号是在较长周期的振动波形(与呼吸活动相当的波形)上重叠短周期的振动波形(与心跳相当的波形)而成的波形。来自天线10的反射信号由耦合量检测电路50的检波电路53检测出，并向位移检测电路60输出。
位移检测电路60例如既可以构成为具备处理器的专用的印刷基板，也可以构成为具备显示器的个人计算机或平板终端装置等信息处理装置。
位移检测电路60通过对由检波电路53检测出的反射信号实施将与呼吸活动相当的频率成分和与心跳相当的频率成分分别提取出的滤波处理，生成图3的(b)所示的呼吸的波形和图3的(c)所示的心跳的波形。或者，位移检测电路60也可以在对来自天线10的反射信号进行傅里叶变换之后，在频率上提取与呼吸活动相当的频率成分和与心跳相当的频率成分，并对提取出的各个频率成分进行傅里叶逆变换，生成图3的(b)所示的呼吸的波形和图3的(c)所示的心跳的波形。
位移检测电路60既可以将所生成的呼吸波形、心跳波形在适当的显示器中显示，也可以对所生成的呼吸波形、心跳波形进行解析。例如，位移检测电路60既可以对呼吸波形、心跳波形进行解析，求出呼吸数、呼吸周期或者心跳数、心跳周期等，也可以从呼吸数、心跳数等检测有无呼吸、心跳的异常。
图4是将环形天线和偶极天线作为在生物体信息监视装置1中使用的天线10进行比较的图。
图4的(a)示出了环长度为谐振长度的环形天线、即1波长环形天线。1波长环形天线由于对置的边的电流分布为相反相位，因此电场不会被抵消。因此，近场的电场成分比磁场成分大。作为天线形状，虽然也取决于所使用的频率，但为较大外形。
图4的(b)示出了环长度比谐振长度短的环形天线。该类环形天线由于对应的边的电流分布不为相反相位，因此会发生电场的抵消。因此，在近场下，磁场成分比电场成分大。因而，近场下与人体的耦合为磁场耦合。磁场耦合表示容易在身体的内部通过的倾向。
图4的(c)示出了半波长偶极天线。半波长偶极天线由于不存在电场的抵消，因此在近场下，电场成分较大。
图4的(d)示出了元件长度比谐振长度短的偶极天线。即使元件长度比谐振长度(即，半波长)短，电流分布形状也不变化。因而，与半波长偶极天线相同，在近场下电场成分较大。另外，当然，与半波长偶极天线相比能够小型化。由于在近场下电场成分较大，因此近场下与人体的耦合为电场耦合。电场耦合表示容易在身体的表面传播的倾向。
从小型化的观点来看，优选为环长度比谐振长度短的环形天线(图4的(b))和比半波长短的偶极天线(图4的(d))，生物体信息监视装置1是哪类天线都能使用。不过，在与环形天线对比的情况下，一般倾向于认为偶极天线能够提取出更加细微的心电波形。
通信等使用的普通天线要求尽量减少来自天线的反射信号来尽量增多向空间输出的功率。因此，天线的电压驻波比(VSWR)以尽量接近1.0的值为宜。与此相对，在第一实施方式的生物体信息监视装置1中，通过检测来自天线10的反射信号来检测心跳、呼吸活动。因此，反倒是优选在一定程度上存在来自天线10的反射信号。因此，第一实施方式的生物体信息监视装置1中使用的天线10的电压驻波比(VSWR)例如优选设定为2.0至5.0。
图5是表示第一实施方式的生物体信息监视装置1中使用的天线10的配置例的图。第一实施方式中使用的天线10的数量原则上是一个，但就其配置、天线10的朝向而言，可考虑各种变形。作为基本想法，优选配设在体动活动被尽可能显著地显现出的部位，在检测心跳的情况下，优选配设在尽可能靠近心脏的场所。
图5中，作为天线10的种类，均例示了偶极天线。就心脏而言，一般来说，相比于在被检体的左右方向上，在头足方向上活动的幅度更大。因此，在图5的(a)中，以偶极天线的长度方向为被检体的头足方向的方式，并且，以在被检体的背腹方向上处于腹侧的方式，在心脏的附近配置天线10。另一方面，在图5的(b)中，在被检体的背侧的心脏的附近配置天线10(偶极天线的长度方向为被检体的头足方向)。
关于天线10的配置，考虑受到一些物理限制的情况。例如，在用磁共振成像装置对被检体拍摄时，在使用生物体信息监视装置1测定心跳的情况下，磁共振成像装置100的局部线圈200被载置于被检体上。在局部线圈200为胸部线圈的情况下，例如，如图5的(c)所示，在避开胸部线圈并且尽可能靠近心脏的位置配置天线10。另外，例如，在将天线10配置于背侧且局部线圈200为脊柱线圈的情况下，例如，如图5的(d)所示，在避开脊柱线圈并且尽可能靠近心脏的位置配置天线10。
如上所述，在第一实施方式的生物体信息监视装置1中，检测心跳、呼吸等体动来作为天线10与人体之间的近场耦合的耦合量的变化。并且，测定该近场耦合的耦合量的变化来作为从天线10的输入端反射的反射信号的变化或者天线10的反射损失即S11参数的值的变化。因此，第一实施方式的生物体信息监视装置1是使用电波的非接触的检测方法，同时又难以受到来自被检体周围的构造物、例如磁共振成像装置的架台构造物、检查室内的各种装置的反射波所引起的衰减的影响，能够以较高的可靠性检测心跳、呼吸活动。
(第二实施方式)
图6是表示第二实施方式的生物体信息监视装置1的整体构成的框图。第一实施方式的生物体信息监视装置1是原则上具备一个天线10的方式，而第二实施方式的生物体信息监视装置1具有发送天线10(第一天线)和接收天线11(第二天线)这样的至少两个天线。
关于生物体信息监视装置主体20，其为与第一实施方式大致相同的结构，具备RF信号发生器30、发送电路40、耦合量检测电路50以及位移检测电路60。
主体20的与第一实施方式的不同点在于第二实施方式的发送电路40不具有定向耦合器(DC)43这一点。发送电路40的功率放大器(PA)42和发送天线10不经由定向耦合器(DC)43地直接连接，耦合量检测电路50的带通滤波器(BPF)51和接收天线11也是不经由定向耦合器(DC)43地直接连接。
第二实施方式的耦合量检测电路50通过用检波电路53对自RF信号发生器30输出的高频信号从发送天线10向接收天线11透射的透射信号进行检波，来基于透射信号的大小检测近场耦合的耦合量。
若考虑从发送电路40向发送天线10输出的功率为恒定值，则耦合量检测电路50等效地检测表示从发送天线10到接收天线11的插入损失(即，插入损耗)的S21参数。
图7是说明第二实施方式的生物体信息监视装置1的动作概念的图。图7的(a)是示意性地说明被检体与天线10的距离D较小的情况下的动作的图，图7的(b)是示意性地说明被检体与天线10的距离D较大的情况下的动作的图。如前所述，被检体(人体)由于是具有导电率的物体，因此在发送天线10与被检体的距离较小时，容易吸收来自发送天线10的能量。因此，从发送天线10向被检体吸收的能量较大。这意味着被检体与发送天线10的近场耦合的耦合量较大。
另外，同样，若接收天线11靠近被检体，则从被检体向接收天线11输入的能量也变大，这意味着被检体与接收天线11的近场耦合的耦合量较大。向天线10输入的功率Sin作为功率Sb1由被检体吸收，在被检体的内部以及表面传播，并作为功率Sb2向接收天线11透射。在距离D较小的情况下，从发送天线10向被检体吸收的功率Sb1较大，相应地，从被检体向接收天线11透射的功率Sb2也较大。例如，在将向发送天线10输入的功率Sin设为100的情况下，从发送天线10向被检体吸收的功率Sb为70，从被检体向接收天线11释放的功率Sb2为60，因而，从接收天线11出去的功率St也为60。
这意味着，在被检体与发送天线10、接收天线11的距离D较小的情况下，从发送天线10向接收天线11的透射信号增加，从发送天线10向接收天线11的插入损失变小。换言之，作为从发送天线10向接收天线11的插入损失的指标的S21参数(真数值)表现为较大的值。
与此相对，如图7的(b)所示，若发送天线10与被检体的距离D较大，则被检体难以吸收来自发送天线10的能量。因此，从发送天线10向被检体吸收的能量较小。这意味着被检体与接收天线11的近场耦合的耦合量较小。另外，同样，若接收天线11与被检体的距离D较大，则从被检体向接收天线11输入的能量也较小。这意味着被检体与接收天线11的近场耦合的耦合量也较小。例如，在将向发送天线10输入的功率Sin设为100的情况下，从发送天线10向被检体吸收的功率Sb为30，从被检体向接收天线11释放的功率Sb2为20，因而，从接收天线11出去的功率St也为20。
这意味着，在被检体与发送天线10的距离D或者被检体与接收天线11的距离D较大的情况下，从发送天线10向接收天线11的透射信号减少，从发送天线10向接收天线11的插入损失变大。换言之，作为从发送天线10向接收天线11的插入损失的指标的S21参数(真数值)表现为较小的值。
图8的(a)是对从发送天线10向接收天线11的透射信号的实测值的一个例子进行表示的线图。线图的横轴是时间，纵轴是透射信号的振幅。第二实施方式中的透射信号类似于第一实施方式中的反射信号(图3的(a))，是在较长周期的振动波形(与呼吸活动相当的波形)上重叠较短周期的振动波形(与心跳相当的波形)而成的波形。该透射信号也由耦合量检测电路50的检波电路53检测出，并向位移检测电路60输出。
与第一实施方式相同，位移检测电路60通过对由检波电路53检测出的反射信号实施将与呼吸活动相当的频率成分和与心跳相当的频率成分分别提取出的滤波处理和傅里叶变换处理，生成图8的(b)所示的呼吸的波形和图8的(c)所示的心跳的波形。
图9是表示第二实施方式的生物体信息监视装置1中使用的发送天线10和接收天线11的配置例的图。关于第二实施方式中使用的发送天线10和接收天线11的配置、朝向，可考虑各种变形。作为基本想法，优选以将体动活动被尽可能显著地显现出的部位夹持的方式分别配设发送天线10和接收天线11。例如，在检测心跳的情况下，优选以在被检体的背腹方向、左右方向或者头足方向中的任一方向上夹持心脏的方式配设。
图9的(a)、图9的(b)、图9的(c)中，作为天线的种类，例示了偶极天线，图9的(d)例示了单极天线。图9的(a)示出了利用发送天线10和接收天线11从被检体的背腹方向夹持心脏的配置例。
图9的(b)示出了利用发送天线10和接收天线11从被检体的左右方向夹持心脏的配置例。图9的(c)示出了利用发送天线10和接收天线11从被检体的头足方向夹持心脏的配置例。图9的(d)示出了利用作为单极天线的发送天线10和接收天线11从被检体的头足方向夹持心脏的配置例。
注意，不必特别区分发送天线10和接收天线11，在图9的(a)～图9的(d)的任一例子中，都能设为将发送天线10与接收天线11交换的配置。
与第一实施方式的天线10相同，第二实施方式的生物体信息监视装置1中使用的发送天线10的电压驻波比(VSWR)例如也优选设定为2.0至5.0。不过，就接收天线11而言，例如优选为2.0以下的VSWR。
(第三实施方式)
图10是表示第三实施方式的生物体信息监视装置1的整体构成的框图。第三实施方式的生物体信息监视装置1是将第一实施方式与第二实施方式组合而成的实施方式。具体而言，是构成为能够选择与第一实施方式对应的第一模式和与第二实施方式对应的第二模式的实施方式。
在第一模式下，向天线11输入高频信号，并基于来自天线11的反射信号(或者天线11的S11参数)对被检体的心跳、呼吸活动等进行测定。另一方面，在第二模式下，向天线10输入高频信号，并基于从天线10向天线11的透射信号(或者从天线10向天线11的S21参数)对被检体的心跳、呼吸活动等进行测定。
RF信号发生器30和第一发送电路40是与第一模式下的高频信号的发生功能对应的结构。RF信号发生器30a和第二发送电路40a是与第二模式下的高频信号的发生功能对应的结构。耦合量检测电路50是第一模式和第二模式双方所共同使用的结构。
分集判定电路70对在第一模式下检测的反射信号和在第二模式下检测的透射信号进行监视，选择第一模式和第二模式中的任一方。在第一模式下监视反射信号时，分集判定电路70切换到图10所示的状态，即，将第一发送电路40的开关44和耦合量检测电路50的开关54都切换到定向耦合器43侧。在第二模式下监视透射信号时，将开关44和开关54切换到图10所示的状态的相反侧。
分集判定电路70将反射信号的变动幅度与透射信号的变动幅度进行比较，选择变化幅度较大的那一模式。例如，在判定为反射信号的变动幅度比透射信号的变动幅度大的情况下，分集判定电路70选择第一模式。另外，例如，分集判定电路70还可以对反射信号和透射信号分别进行傅里叶变换，选择与心跳对应的频率成分较大的那一模式，也可以选择与呼吸对应的频率成分较大的那一模式。
分集判定电路70在选择第一模式和第二模式中的任一方之后，将开关44、开关54设定成与所选择的模式对应的状态，使用所选择的模式来测定反射信号或者透射信号，检测心跳、呼吸动作等的体动信号。
(第三实施方式的变形例)
第三实施方式的变形例的生物体信息监视装置1使用两个以上的天线10、11进行分集处理。在该分集处理中，选择能够最良好地检测体动信号的一个天线，或者选择能够最良好地检测体动信号的两个以上的天线的组合。
图11是表示用于进行分集处理的四个天线的配置例的图。该情况下，例如，如图11的(a)所示，可以将四个偶极天线10、11以包围心脏的方式配置。另外，如图11的(b)所示，也可以以使用将偶极天线在中央弯折成大致直角的类型的天线10、11包围心脏的方式配置。
在用第一实施方式的生物体信息监视装置1进行分集处理的情况下以及在通过第三实施方式的第一模式进行分集处理的情况下，从四个天线中选择能够最良好地检测体动信号的一个天线。
另外，在用第二实施方式的生物体信息监视装置1进行分集处理的情况下以及在通过第三实施方式的第二模式进行分集处理的情况下，例如，选择一个发送天线10，并从其余的三个接收天线11中选择能够最良好地检测体动信号的一个天线，或者，对其余的三个接收天线11以任意组合进行合成处理。
在第三实施方式的变形例中，例如，可以设置与图10所示的分集判定电路70具有类似功能的电路。并且，该电路进行上述的天线选择处理或天线合成处理。
(磁共振成像装置)
图12是表示具备上述各实施方式的生物体信息监视装置1的磁共振成像装置100的构成例的图。
磁共振成像装置100具有静磁场磁铁118、倾斜磁场线圈119、WB(Whole Body)线圈120等，这些构件被收纳于圆筒状的壳体。另外，磁共振成像装置100具有病床500以及局部线圈200，病床500具备病床主体520和床板510，局部线圈200靠近被检体配设。
而且，磁共振成像装置100具备倾斜磁场电源310、RF接收器320、RF发送器330以及顺序控制器340。另外，磁共振成像装置100具有包含处理电路400、存储电路410、显示器420以及输入设备430的计算机、即控制台。
生物体信息监视装置1除了图1、图6、图10所示的主体20以外，还具有天线10、11。天线10、11靠近被检体配设，但不必直接贴于被检体的皮肤。天线10、11可以分别单独地配设于被检体的附近，但还能如图12所示那样内置于局部线圈200中，还可以内置于床板510中。
图13的(a)是对在磁共振成像装置100中使用的生物体信息监视装置1的构成例进行表示的图。磁共振成像装置100在上述各实施方式中的任一方式中都能使用，图13示出了第二实施方式的生物体信息监视装置1来作为一个例子。在磁共振成像装置100中，从RF发送器330输出非常大功率的MR用RF脉冲，从WB线圈120向被检体放射该RF脉冲。因此，非常大的RF功率经由天线10、11向生物体信息监视装置1的主体20输入。
因此，磁共振成像装置100中使用的生物体信息监视装置1在发送电路40的输出端和耦合量检测电路50的输入端分别设有保护用的开关45和开关55。保护用的开关45和开关55使用从磁共振成像装置100的主体侧发送来的控制信号来进行通断。
图13的(b)是对生物体监视用的高频信号的收发期间的一个例子进行表示的图。如图13的(b)所示，为了避免磁共振成像装置100与生物体信息监视装置1彼此的干涉，在避开MR用RF脉冲的发送期间和MR信号的接收期间的期间中收发生物体监视用的高频信号。
生物体监视用的高频信号的收发期间的重复周期T能够根据心跳的周期和呼吸的周期来规定。心跳的频率大致能够假定为2Hz或其以下，另外，呼吸的频率大致能够假定为0.5Hz或其以下。根据采样定理，只要以较高一方的频率的2倍、即4Hz以上的频率进行采样，就能够测定心跳的波形和呼吸的波形。因而，只要将重复周期T设定为250ms(＝1/4Hz)以下即可。
生物体监视用的高频信号的频率优选为比磁共振成像装置100中使用的拉莫尔频率高的频率。通过将生物体监视用的高频信号的频率设定得比拉莫尔频率高，不仅能够避免生物体监视用的高频信号本身、还能够避免其高次谐波进入磁共振成像装置100的MR信号的接收频带。
图14是表示局部线圈200或床板510的示出天线10、11的位置的标记的一个例子的图。如前所述，生物体信息监视装置1的天线10、11能够埋入局部线圈200或病床500的床板510中安装。在测定心跳的情况下，天线10、11优选配设在被检体的心脏的附近。因此，可以做上标记以便使用人员能够容易地目视确认埋入局部线圈200或床板510中的天线10、11，调整被检体的位置或局部线圈200的位置以使该标记位于被检体的心脏的附近。
(带导体元件的天线的第一实施方式)
在此，如图5、图9、图11所示，作为生物体信息监视装置1中使用的天线10、11的天线元件的典型例子，对使用偶极天线的结构进行了说明。
使用偶极天线作为天线元件的以往的天线多以经由同轴线路(例如，同轴电缆)向偶极天线供给高频信号的方式构成。
图15的(a)至(c)是说明这种结构的以往的天线的技术问题的图。图15的(a)是表示将生物体信息监视装置1的天线(以往的天线)载置于被检体的胸部来测定被检体的搏动和呼吸动作的状况的图。
图15的(b)是表示以往的天线的构成例的图，经由同轴线路向偶极天线供给高频信号。众所周知，偶极天线是平衡电路，而同轴线路是不平衡电路。因此，在平衡电路与不平衡电路的边界、即偶极天线与同轴线路的边界即供电部产生的漏电流流入同轴线路的外导体。
在测定被检体的搏动、呼吸动作时，如前所述，天线被配置于被检体上。此时，供电部附近的同轴线路与偶极天线一起配置于被检体上(例如，被检体的胸部或腹部上)。
因此，流入同轴线路的外导体的漏电流与偶极天线上的电流一起与被检体耦合，天线的回波损耗(S11参数)根据被检体表面的活动而变动。
例如，如图15的(a)所例示，在同轴线路的外导体靠近被检体的腹部时，由于呼吸所引起的腹部的变动比心跳所引起的胸部的变动大，因此腹部对因上述漏电流而起的S11参数的影响大。
因此，如图15的(c)的线图所示，心跳所引起的S11参数的变动(周期较短的变动)被呼吸所引起的S11参数的变动(周期较长的变动)埋没，难以捕捉心跳活动。
与此相对，通过将生物体信息监视装置1中使用的天线构成为设有1/4波长的导体元件104的天线10，能够降低流过外导体的漏电流，由此可知能够解决上述问题。
以下，参照图16至图22对带1/4波长的导体元件104的天线10的各种实施方式进行说明。注意，在图15的(a)中，将天线图示为S11参数检测用的收发天线，但即使设为S21参数检测用的发送天线10及接收天线11也能使用。
图16是表示带1/4波长的导体元件104的天线10的第一实施方式的天线10的外观例及构造例的图。该天线10构成为具备偶极天线101、同轴线路103和导体元件104。
在偶极天线101的中央设有供电部102。从生物体信息监视装置主体20供给来的高频信号经由同轴线路103向供电部102供给
同轴线路103例如是同轴电缆，该同轴电缆利用将被称作编织线的细导线编织而成的部件构成外导体，并利用被称作护套的乙烯塑料等绝缘保护覆膜覆盖其外周。或者，同轴线路103也可以是使用无缝金属套管作为外导体且使外导体向外部露出的同轴电缆、即所谓的半刚性电缆。
导体元件104是其长度大致为1/4波长的线状导体或者带状导体。导体元件104的一端构成为与同轴线路103的外导体短路的短路部105，导体元件104的另一端构成为开放端(开放端部106)。
导体元件104例如能够构成为呈L形状的L形元件104。L形元件104具有将线状导体或者带状导体的一个端部较短地弯折而成的短轴部和其余部位的长轴部。L形元件104的短轴部的前端与同轴线路103的外导体短路，长轴部以规定的间隔与同轴线路103大致并行地配设。
就导体元件104而言，未必要作限定，但如图16所例示，偶极天线101的离供电部102较近的那一端部开放，偶极天线101的离供电部102较远的那一端部与同轴线路103的外导体短路。
图17是对第一实施方式的天线10的作用效果进行说明的图。图17用虚线在图16所示的天线10的图中附加了电流分布。图17所示的电流分布是在由外导体和L形元件104形成的矩形部产生的电流的分布。
在由长度为偶极天线101的谐振频率的1/4波长的L形元件104和外导体形成的矩形部，产生在L形元件104的短路部105处最大且在开放端部106处最小的电流。
因而，从供电部102来看的、由外导体和L形元件104形成的矩形部的阻抗在L形元件104的开放端部106的位置最大。
其结果，向外导体方向的漏电流在开放端部106被切断，能够抑制向外导体流入的漏电流。
以往，作为抑制从偶极天线向外导体的漏电流的器件，已知被称为陷波器的器件。陷波器由在偶极天线的供电点近将同轴线路的外周覆盖的圆筒形状的导体构成。以往的陷波器是立体构造，而本实施方式的L形元件104是线状导体、带状导体等平面构造。因此，相对于使用陷波器的以往的天线，本实施方式的天线10的制造步骤更为简化。
图18是说明对第一实施方式的天线10的构造的限制的图。其中，图18的(a)是表示对L形元件104的高度H(即，L形元件104与同轴线路103的外导体之间的间隔)的限制的图。
如图18的(a)所示，L形元件104的高度H优选为1/10波长以下。这是因为，通过将L形元件104的高度H设为1/10波长以下，能够防止L形元件104作为单极天线放射电波。
图18的(b)是表示对L形元件104的开放端106与供电部102之间的距离D的限制的图。
如图18的(b)所示，L形元件104的开放端106与供电部102之间的距离D优选为1/4波长以下。这是因为，通过将距离D设为1/4波长以下，防止在同轴线路103中产生驻波，其结果，能够防止同轴线路103与被检体的近场耦合。
图19是表示第一实施方式的天线10的技术效果的线图。图19的(a)、(b)所示的各线图是对用生物体信息监视装置1测定出的S11参数的随时间的变动进行表示的实测数据的一个例子。为了与实施方式的天线10比较，图19的(a)示出了使用没有L形元件104的以往的天线测定出的S11参数的随时间的变动。另一方面，图19的(b)示出了使用具有L形元件104的实施方式的天线10测定出的S11参数的随时间的变动。
图19的(a)、(b)所示的S11参数随时间的变动中，5秒至10秒左右的较长周期的随时间的变动是因腹部等的呼吸动作而起的随时间的变动。与此相对，1秒以下的较短周期的随时间的变动是因心跳所引起的活动(搏动)而起的随时间的变动。
如图19的(a)所示，在使用没有L形元件104的以往的天线测定出的S11参数中，心跳所引起的信号变动被呼吸动所引起的信号变动埋没，难以检测。
与此相对，由图19的(b)可知，在使用具有L形元件104的实施方式的天线10测定出的S11参数中，呼吸动作的影响降低，能够容易地检测心跳所引起的信号变动。
如上所述，根据具有导体元件104(例如，L形元件104)的实施方式的天线10，可抑制在偶极天线101与同轴线路103的边界即供电部102产生的漏电流。其结果，呼吸动的影响降低，能够容易地检测心跳所引起的信号变动。
(带导体元件的天线的第二实施方式)
图20以及图21是表示带导体元件的天线的第二实施方式的构造例的图。如图20的(a)所示，第二实施方式的天线10构成为在基板107上形成同轴线路103以外的部分、即偶极天线101和导体元件104(例如，L形元件104)。
另一方面，图20的(b)示出了应固定于基板107的同轴线路103。同轴线路103在中心具有内导体109，在外周具有外导体110。外导体110既可以像图20的(b)所示的同轴电缆(例如，半刚性电缆)那样向外部露出，也可以在外导体的外周设置由乙烯塑料等形成的绝缘保护覆膜。
基板107形成为与偶极天线101的位置对应的横向部件和与导体元件104的位置对应的纵向部件这样的T形。
偶极天线101以及导体元件104通过对设于基板107一个面的铜箔例如实施蚀刻处理而分别形成。
偶极天线101也能使整个面形成为连续面，但如图20的(a)所示，从供电部102到通向偶极天线101的两端的规定位置为止的区域使偶极天线101的导体(例如，铜箔)形成为蜿蜒形状，从规定位置到两端为止的区域使偶极天线101的导体(例如，铜箔)形成为连续面。
在此，所谓导体的形成为蜿蜒形状的区域，是将比偶极天线101的短边方向的导体的宽度充分小的宽度的细导体多个弯折为曲柄状而成的图案的区域，即是将导体形成为所谓的蜿蜒线而成的图案的区域。另外，所谓连续面，是导体层在基板107的表面的整个区域被无间隙地覆盖的面，或者是导体层在基板107的表面的整个区域被大范围地连续覆盖的面。
另一方面，导体元件104是形成于基板107的纵向部件的导体图案。导体元件104以其长度(导体元件104在与偶极天线101正交的方向上的长度)为偶极天线101的谐振频率的1/4波长的方式形成。
导体元件104的离供电部102较近的那一端部为与偶极天线101绝缘的开放端部。另外，导体元件104的离供电部102较远的那一端部较短地弯折成直角。并且，通过例如用钎料等将该弯折区域与同轴线路103的外导体电连接，能够使同轴线路103的外导体110与导体元件104短路。
注意，设于导体元件104的中央部附近的焊盘108是为了将同轴线路103固定于基板107而设置的。通过例如用钎料等将焊盘108与同轴线路103的外导体110接合，能够将同轴线路103固定于基板107。
图21是对将形成在基板107上的偶极天线101及导体元件104与同轴线路103接合而成的天线10的外观例进行表示的图。同轴线路103的内导体和外导体在供电部102分别与偶极天线101的左侧的天线元件和右侧的天线元件连接，向偶极天线101供给高频信号。
另外，同轴线路103的外导体110在导体元件104的离供电部102较远的那一端部与导体元件104短路，形成短路部105。此外，也可以通过用钎料等将图20所示的焊盘108与同轴线路103的外导体110焊接，来强化同轴线路103与基板107的接合。
注意，在同轴线路103是在外导体110的外周具有绝缘保护覆膜的类型的情况下，在去除短路部105处的绝缘保护覆膜和与焊盘108的接合部位处的绝缘保护覆膜之后，将同轴线路103与基板107接合即可。
根据上述第二实施方式的天线10，由于偶极天线101和导体元件104形成在同一基板107上，因此能够提高安装的容易程度，能够缩短制造时间。另外，其结果，能够降低制造成本。
(带导体元件的天线的其他实施方式)
图22是例示带导体元件的天线的其他实施方式的图。图22的(a)是表示使用领结(bowtie)形状的元件作为导体元件104的实施方式的图。领结形状的导体元件104形成为以短路部105为底边并以开放端部106为顶点的纵向较长的三角形状。领结形状的导体元件104的长度形成为大致1/4波长，而通过使导体元件104形成为面状形状，能够在整个宽频带起到导体元件104的效果。
例如，在将导体元件104的形状设为直角三角形时，通过将斜边的长度设为L2，将对边和底边的长度之和设为L1(L1＞L2)，导体元件104能够实现通过用长度L1规定的下限频率和用长度L2规定的上限频率确定的宽频带特性。
图22的(b)是表示将导体元件104设为螺旋形状的实施方式的图。在该实施方式中，将导体元件104设为线状元件，并将该线状元件呈螺旋状地卷绕在同轴线路103的外周。在该实施方式中，导体元件104的外周和线状元件的外周中的至少一方被绝缘覆膜覆盖，在短路部105以外的部位是相互绝缘的。
在该实施方式中，从导体元件104的短路部105到开放端部106为止的长度L3可以短于1/4波长，能够实现天线10的小型化。
图23是表示图21所示的天线10的导体元件104的变形例的图。在该变形例中，利用不同长度的多个、例如三个导体元件104a、104b、104c构成导体元件104。
图23的(a)例示了导体元件104，该导体元件104设为将三个导体元件(L形元件)104a、104b、104c在基部形成一体的形状，且为使它们与同轴线路103的外导体110在一个点短路的构造。另一方面，图23的(b)例示了导体元件104，该导体元件104为使三个导体元件(L形元件)104a、104b、104c分别独立地与同轴线路103的外导体110在三个点短路的构造。
在导体元件104的长度单一的情况下，也会想到根据被检体的体型的不同而达不到最佳长度的情况。与此相对，在图23所例示的实施方式中，通过使三个导体元件(L形元件)的长度像短、中、长这样不同，能够使导体元件(短)104a应对瘦小体型的被检体，使导体元件(中)104b应对标准体型的被检体，另外使导体元件(长)104c应对肥胖体型的被检体。
图23的(a)、(b)所示的实施方式的天线10由于导体元件104是平面构造，因此能够容易地实现，以往的立体构造的陷波器一般认为难以实现。
图24的是表示图22的(a)所示的具有领结形状的导体元件104的天线10的变形例的图。在该变形例中，利用大致具有相似形状且大小相互不同的多个、例如三个导体元件104a、104b、104c构成导体元件104。
虽然领结形状的导体元件104具有宽频带特性，但是在其大小单一的情况下，也会想到根据被检体的体型的不同而达不到最佳长度的情况。与此相对，在图24所例示的实施方式中，通过使三个领结形状的导体元件的大小像小、中、大这样不同，能够使导体元件(小)104a应对瘦小体型的被检体，使导体元件(中)104b应对标准体型的被检体，另外使导体元件(大)104c应对肥胖体型的被检体。
图24所示的实施方式的天线10由于导体元件104是平面构造，因此也能够容易地实现，以往的立体构造的陷波器一般认为难以实现。
根据以上说明的各实施方式的生物体信息监视装置1，能够不给被检体带去负担地以较高的可靠性稳定地检测被检体的心跳、呼吸等生物体信息。
注意，虽然对本发明的一些实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而提出的，并没有限定发明的范围的意图。这些实施方式能够以其他各种方式实施，能够在不脱离发明的主旨的范围内进行各种省略、替换、变更、实施方式彼此的组合。这些实施方式及其变形包含在发明的范围及主旨中，同样包含在权利要求书所记载的发明及其等同的范围内。

Claims (15)

1.一种生物体信息监视装置，其特征在于，具备：
天线装置，由靠近被检体配设的至少一个天线构成；
信号发生器，生成高频信号；以及
位移检测电路，使用所述高频信号来检测所述被检体的物理位移；
所述天线构成为具有：
偶极天线，在中央设有被供给所述高频信号的供电部；
同轴线路，向所述供电部供给所述高频信号；以及
1/4波长的导体元件，该1/4波长的导体元件的一个端部与所述同轴线路的外导体短路。
2.根据权利要求1所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件形成为L形状。
3.根据权利要求1或2所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件的离所述偶极天线的供电部较近的一方的端部开放，离所述供电部较远的一方的端部与所述外导体短路。
4.根据权利要求3所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件的开放端部与所述偶极天线的供电部之间的距离被设定为比1/4波长短。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件以与所述同轴线路大致平行的方式配设，所述导体元件与所述同轴线路之间的间隔被设定为比1/10波长短。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述偶极天线和所述导体元件形成在同一基板上。
7.根据权利要求6所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述同轴线路的前端部与形成在所述基板上的所述偶极天线的供电部连接，所述同轴线路的外导体与形成在所述基板上的所述导体元件的规定部位短路。
8.根据权利要求7所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件的规定部位是所述偶极天线的离所述供电部较远的一方的端部。
9.根据权利要求6至8中任一项所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述偶极天线构成为面状偶极天线，所述面状偶极天线的导体中，从被供给所述高频信号的供电部到朝向所述面状偶极天线的两端的规定位置为止的区域形成为蜿蜒形状，从所述规定位置到所述两端为止的区域形成为连续面。
10.根据权利要求1所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件形成为领结形状。
11.根据权利要求1所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件形成为螺旋形状。
12.根据权利要求10或11所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件的离所述偶极天线的供电部较近的一方的端部开放，离所述供电部较远的一方的端部与所述外导体短路。
13.根据权利要求12所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件的开放端部与所述偶极天线的供电部之间的距离被设定为比1/4波长短。
14.根据权利要求1所述的生物体信息监视装置，其特征在于，
所述导体元件构成为具备L形状中的长轴部的长度相互不同的多个导体元件，
或者，所述导体元件构成为具备大小相互不同的多个领结形状的导体元件。
15.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备权利要求1至14中任一项所述的生物体信息监视装置。
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