JPH04109933A - 核磁気共鳴診断装置の心電同期装置 - Google Patents
核磁気共鳴診断装置の心電同期装置Info
- Publication number
- JPH04109933A JPH04109933A JP2232028A JP23202890A JPH04109933A JP H04109933 A JPH04109933 A JP H04109933A JP 2232028 A JP2232028 A JP 2232028A JP 23202890 A JP23202890 A JP 23202890A JP H04109933 A JPH04109933 A JP H04109933A
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- JP
- Japan
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- electrocardiogram
- signal
- noise
- cables
- cable
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- Pending
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- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 36
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- 230000005311 nuclear magnetism Effects 0.000 claims 1
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、被検体を静磁場中に置いて核磁気共ｒｐ４信
号を発生させ、もって被検体を撮像し、診断する核磁気
共鳴診断装置の心電同期装置に関する。
号を発生させ、もって被検体を撮像し、診断する核磁気
共鳴診断装置の心電同期装置に関する。
［従来の技術］
従来から、この種の核磁気共鳴診断装置（以下、ＭＲ装
置と略）においては、被検体を静磁場中に置き、これに
線形傾斜磁場と励起用高周波磁場を印加することにより
、被検体内の核スピンに核磁気共鳴信号を発生させ、こ
れを用いて被検体を撮像しその診断を行う。この場合、
被検体の心臓の動きや、血液の流れに同期して共鳴現象
を起こし、被検体を撮像する心電同期撮像が行われるが
、このために、被検体の胸部に心電検出用電極を複数個
設置し、この電極からの信号を基に同期信号を生成する
心電同期装置が使用されている。なお、心電同期装置本
体と心電検出用電極との間は信号用ケーブルで接続され
る。
置と略）においては、被検体を静磁場中に置き、これに
線形傾斜磁場と励起用高周波磁場を印加することにより
、被検体内の核スピンに核磁気共鳴信号を発生させ、こ
れを用いて被検体を撮像しその診断を行う。この場合、
被検体の心臓の動きや、血液の流れに同期して共鳴現象
を起こし、被検体を撮像する心電同期撮像が行われるが
、このために、被検体の胸部に心電検出用電極を複数個
設置し、この電極からの信号を基に同期信号を生成する
心電同期装置が使用されている。なお、心電同期装置本
体と心電検出用電極との間は信号用ケーブルで接続され
る。
Ｅ発明が解決しようとする課題］
ところが、ＭＲ装置の静磁場強度が増加するに伴い、線
形傾斜磁場強度及び励起用高周波磁場強度が増加する。
形傾斜磁場強度及び励起用高周波磁場強度が増加する。
このため、線形傾斜磁場パルス及び励起用高周波磁場パ
ルスの起こす電磁界による電磁誘導性のパルス状雑音か
前記信号用ケーブルの心電波形に重畳し易くなり、心電
同期装置にダブル・トリカー（二重同期）などの誤動作
を生じさせ、正確な心電同期撮像か困離になるといつな
問題が生じる。
ルスの起こす電磁界による電磁誘導性のパルス状雑音か
前記信号用ケーブルの心電波形に重畳し易くなり、心電
同期装置にダブル・トリカー（二重同期）などの誤動作
を生じさせ、正確な心電同期撮像か困離になるといつな
問題が生じる。
本発明は、上記の問題を解決するもので、心電検出用電
極と心電同期装置本体とを接続する信号用ケーブルに平
行に心電検出用電極側を開放端とした雑音検出用ケーブ
ルを設けて、雑音信号成分を除去し得るようにして正確
な心電同期撮像を可能とした核磁気共鳴診断装置の心電
同期装置を提供することを目的とする。
極と心電同期装置本体とを接続する信号用ケーブルに平
行に心電検出用電極側を開放端とした雑音検出用ケーブ
ルを設けて、雑音信号成分を除去し得るようにして正確
な心電同期撮像を可能とした核磁気共鳴診断装置の心電
同期装置を提供することを目的とする。
［課題を解決するための手段］
上記目的を達成するために本発明は、被検体を静磁場中
に置いて核磁気共鳴信号を発生させ、もって被検体を撮
像し、診断する核磁気共鳴診断装置の心電同期装置にお
いて、心電同期撮像時に被検体の胸部に配置される心電
検出用電極と装置本体との間を接続する信号用ケーブル
と、この信号用ケーブルと平行に並設されており、該ケ
ーブルと略同じ長さで前記心電検出用電極には接続され
ない開放端の雑音検出用ケーブルと、前記信号用ケーブ
ルと雑音検出用ケーブルが接続され、これらの信号に基
づいて雑音信号成分を除去する回路とを備えたものであ
る。
に置いて核磁気共鳴信号を発生させ、もって被検体を撮
像し、診断する核磁気共鳴診断装置の心電同期装置にお
いて、心電同期撮像時に被検体の胸部に配置される心電
検出用電極と装置本体との間を接続する信号用ケーブル
と、この信号用ケーブルと平行に並設されており、該ケ
ーブルと略同じ長さで前記心電検出用電極には接続され
ない開放端の雑音検出用ケーブルと、前記信号用ケーブ
ルと雑音検出用ケーブルが接続され、これらの信号に基
づいて雑音信号成分を除去する回路とを備えたものであ
る。
二作用］
上記の構成によれば、信号用ケーブルには心電波形信号
に核磁気共鳴診断装置の傾斜及び励起パルスの電磁誘導
性パルス状雑音信号が重畳し、雑音検出用ケーブルには
傾斜及び励起パルスの＠磁誘導性パルス状雑音信号のみ
か乗る。これら信号用ケーブルと雑音検出用ケーブルの
各信号を基に差動項中等の処理により雑音成分を減算し
、雑音のない心電波形信号を検出することができる。
に核磁気共鳴診断装置の傾斜及び励起パルスの電磁誘導
性パルス状雑音信号が重畳し、雑音検出用ケーブルには
傾斜及び励起パルスの＠磁誘導性パルス状雑音信号のみ
か乗る。これら信号用ケーブルと雑音検出用ケーブルの
各信号を基に差動項中等の処理により雑音成分を減算し
、雑音のない心電波形信号を検出することができる。
［実施例］
第１図は本発明の一実施例による核磁気共鳴診断装置＜
ＭＲ装置）の心電同期装置の概略構成を示す。
ＭＲ装置）の心電同期装置の概略構成を示す。
メインコイル１、傾斜磁場コイル２及び励起用高周波コ
イル３は、それぞれ静磁場、線形傾斜磁場及び励起用高
周波磁場を形成するＭＲ装置の主要構成要素である。傾
斜磁場コイル２及び励起用高周波コイル３はそれぞれ傾
斜電源装置４、高周波電源装置５に接続され、これらは
ホストコンピュータ６によりシーケンスコントローラ７
を介して駆動制御される。静磁場中には被検体８を位置
させ、心電検出用電極９は心電同期撮像時に被検体８の
胸部に配置される。この心電検出用電極９と心電同期装
置本体１０の間は信号用ケーブル１１により接続されて
いる。そして、心電検出用電極９で検出された心電波形
は、心電同期装置本体１０で心電同期信号となってホス
トコンピュータ６に入力され、これに同期して、シーケ
ンスコントローラ７で傾斜電源装置４及び高周波電源装
置５か制御される。
イル３は、それぞれ静磁場、線形傾斜磁場及び励起用高
周波磁場を形成するＭＲ装置の主要構成要素である。傾
斜磁場コイル２及び励起用高周波コイル３はそれぞれ傾
斜電源装置４、高周波電源装置５に接続され、これらは
ホストコンピュータ６によりシーケンスコントローラ７
を介して駆動制御される。静磁場中には被検体８を位置
させ、心電検出用電極９は心電同期撮像時に被検体８の
胸部に配置される。この心電検出用電極９と心電同期装
置本体１０の間は信号用ケーブル１１により接続されて
いる。そして、心電検出用電極９で検出された心電波形
は、心電同期装置本体１０で心電同期信号となってホス
トコンピュータ６に入力され、これに同期して、シーケ
ンスコントローラ７で傾斜電源装置４及び高周波電源装
置５か制御される。
なお、静磁場中に位置させた被検体８の画像を得るため
の受信信号の処理を行う回路・装置の構成については図
示を省略している。
の受信信号の処理を行う回路・装置の構成については図
示を省略している。
第２図は心電同期装置の要部構成を示す。
信号用ケーブル１１の各々と平行に雑音検出用ケーブル
１２が並設されている。この雑音検出用ケーブル１２は
信号用ケーブル１１と略同じ長さで心電検出用電極９側
は同型［１９に接続せず、開放端としている。信号用ケ
ーブル１１と雑音検出用ケーブル１２の他端側は、心電
同期装置本体１０内の雑音信号成分を除去する回路に＃
続されている。すなわち、本実施例では、（＋）、
（−）及びコモンの３本の信号用ケーブル１１と雑音検
出用ケーブル１２はそれぞれ差動型のアイソレーション
・アンプＡ４．Ａ５．Ａ６の反転入力端子と非反転入力
端子に接続されており、雑音検出用ケーブル１２からの
雑音信号を減算する。その後に、初段アンプＡ７．Ａ８
を経て、差動アンプＡ９より心電波形を得るようにして
いる。なお、ＦＧはフレームグラウンドである。
１２が並設されている。この雑音検出用ケーブル１２は
信号用ケーブル１１と略同じ長さで心電検出用電極９側
は同型［１９に接続せず、開放端としている。信号用ケ
ーブル１１と雑音検出用ケーブル１２の他端側は、心電
同期装置本体１０内の雑音信号成分を除去する回路に＃
続されている。すなわち、本実施例では、（＋）、
（−）及びコモンの３本の信号用ケーブル１１と雑音検
出用ケーブル１２はそれぞれ差動型のアイソレーション
・アンプＡ４．Ａ５．Ａ６の反転入力端子と非反転入力
端子に接続されており、雑音検出用ケーブル１２からの
雑音信号を減算する。その後に、初段アンプＡ７．Ａ８
を経て、差動アンプＡ９より心電波形を得るようにして
いる。なお、ＦＧはフレームグラウンドである。
ここで、本実施例と従来の構成を比較して示すために、
従来の心電同期装置の要部構成を第３図に示す。従来の
構成では、（＋）、 （−）の信号用ケーブル１１か
らの信号は、初段のアイソレージョン・アンプＡＩ、Ａ
２で増巾された後に、差動アン７”Ａ３で心電波形を検
出する。この出力を基に同期信号を生成する。この構成
では、信号用ケーブル１１の心電波形に、線形傾斜磁場
パルス及び励起用高周波磁場パルスによる電磁誘導性雑
音か重畳し、誤動作の原因となる。それに対して、本実
施例の構成では、信号用ケーブル１１に重畳した電磁誘
導性雑音は差動増幅により除去することかでかるので、
簡単な構成でもって正確な心電同期信号を得ることかで
きる。
従来の心電同期装置の要部構成を第３図に示す。従来の
構成では、（＋）、 （−）の信号用ケーブル１１か
らの信号は、初段のアイソレージョン・アンプＡＩ、Ａ
２で増巾された後に、差動アン７”Ａ３で心電波形を検
出する。この出力を基に同期信号を生成する。この構成
では、信号用ケーブル１１の心電波形に、線形傾斜磁場
パルス及び励起用高周波磁場パルスによる電磁誘導性雑
音か重畳し、誤動作の原因となる。それに対して、本実
施例の構成では、信号用ケーブル１１に重畳した電磁誘
導性雑音は差動増幅により除去することかでかるので、
簡単な構成でもって正確な心電同期信号を得ることかで
きる。
なお、本発明は上記実施例の構成に限られず種々の変形
か可能で、例えば、雑音検出用ケーブルは（＋）、（−
）の２本の信号用ケーブルにのみ対応して設けたもので
あってもよい。
か可能で、例えば、雑音検出用ケーブルは（＋）、（−
）の２本の信号用ケーブルにのみ対応して設けたもので
あってもよい。
ｒ発明の効果］
以上のように本発明によれば、信号用ケーブルと平行に
心電検出用電極には接続されない開放端の雑音検出用ケ
ーブルを並設し、信号用ケーブルの心電波形信号に重畳
された核磁気共鳴診断装置の傾斜磁場パルス及び励起用
パルスによる電磁誘導性雑音を取り除くようにしている
ので、雑音のない心電波形を得ることかでき、正確な心
電同期撮像か可能となる。
心電検出用電極には接続されない開放端の雑音検出用ケ
ーブルを並設し、信号用ケーブルの心電波形信号に重畳
された核磁気共鳴診断装置の傾斜磁場パルス及び励起用
パルスによる電磁誘導性雑音を取り除くようにしている
ので、雑音のない心電波形を得ることかでき、正確な心
電同期撮像か可能となる。
第１図は本発明の一実施例による核磁気共鳴診断装置の
心電同期装置の概略構成図、第２図は本心電同期装置の
要部構成図、第３図は従来の心電同期装置の構成図であ
る。 ２・・・傾斜磁場コイル、３・・・励起用高周波コイル
、８・・・被検体、９・・・心電検出用電極、１０・・
・心電同期装置本体、１１・・・信号用ケーブル、１２
１．・雑音検出用ケーブル、Ａ４．Ａ５．Ａ６・・・差
動型のアイソレーション・アンプ、Ａ７．Ａ８・・・ア
ンプ、Ａ９・・・差動アンプ。
心電同期装置の概略構成図、第２図は本心電同期装置の
要部構成図、第３図は従来の心電同期装置の構成図であ
る。 ２・・・傾斜磁場コイル、３・・・励起用高周波コイル
、８・・・被検体、９・・・心電検出用電極、１０・・
・心電同期装置本体、１１・・・信号用ケーブル、１２
１．・雑音検出用ケーブル、Ａ４．Ａ５．Ａ６・・・差
動型のアイソレーション・アンプ、Ａ７．Ａ８・・・ア
ンプ、Ａ９・・・差動アンプ。
Claims (1)
- （１）被検体を静磁場中に置いて核磁気共鳴信号を発生
させ、もって被検体を撮像し、診断する核磁気共鳴診断
装置の心電同期装置において、心電同期撮像時に被検体
の胸部に配置される心電検出用電極と装置本体との間を
接続する信号用ケーブルと、 この信号用ケーブルと平行に並設されており、該ケーブ
ルと略同じ長さで前記心電検出用電極には接続されない
開放端の雑音検出用ケーブルと、前記信号用ケーブルと
雑音検出用ケーブルが接続され、これらの信号に基づい
て雑音信号成分を除去する回路とを備えたことを特徴と
する核磁気共鳴診断装置の心電同期装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2232028A JPH04109933A (ja) | 1990-08-31 | 1990-08-31 | 核磁気共鳴診断装置の心電同期装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2232028A JPH04109933A (ja) | 1990-08-31 | 1990-08-31 | 核磁気共鳴診断装置の心電同期装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04109933A true JPH04109933A (ja) | 1992-04-10 |
Family
ID=16932837
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2232028A Pending JPH04109933A (ja) | 1990-08-31 | 1990-08-31 | 核磁気共鳴診断装置の心電同期装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04109933A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013535255A (ja) * | 2010-07-23 | 2013-09-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 相互結合したｍｒｉ干渉を除去する二重圧力センサ信号チェーン |
| JP2021034269A (ja) * | 2019-08-27 | 2021-03-01 | 株式会社日立ハイテク | 荷電粒子ビーム制御装置 |
| EP3800479A1 (de) * | 2019-10-02 | 2021-04-07 | Siemens Healthcare GmbH | Leitung mit sensor zum erfassen leitungsgebundener störungen in einem magnetresonanztomographen |
-
1990
- 1990-08-31 JP JP2232028A patent/JPH04109933A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013535255A (ja) * | 2010-07-23 | 2013-09-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 相互結合したｍｒｉ干渉を除去する二重圧力センサ信号チェーン |
| JP2021034269A (ja) * | 2019-08-27 | 2021-03-01 | 株式会社日立ハイテク | 荷電粒子ビーム制御装置 |
| EP3800479A1 (de) * | 2019-10-02 | 2021-04-07 | Siemens Healthcare GmbH | Leitung mit sensor zum erfassen leitungsgebundener störungen in einem magnetresonanztomographen |
| US11307273B2 (en) | 2019-10-02 | 2022-04-19 | Siemens Healthcare Gmbh | Line with sensor for detecting line-conducted interference in a magnetic resonance tomography apparatus |
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