JPS63122425A - 心臓の鼓動と呼吸動作を同時に検出する光学装置ならびにこの光学装置と核磁気共鳴像形成装置を同期させるための回路 - Google Patents
心臓の鼓動と呼吸動作を同時に検出する光学装置ならびにこの光学装置と核磁気共鳴像形成装置を同期させるための回路Info
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- JPS63122425A JPS63122425A JP62259433A JP25943387A JPS63122425A JP S63122425 A JPS63122425 A JP S63122425A JP 62259433 A JP62259433 A JP 62259433A JP 25943387 A JP25943387 A JP 25943387A JP S63122425 A JPS63122425 A JP S63122425A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
- A61B6/541—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving acquisition triggered by a physiological signal
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B7/00—Instruments for auscultation
- A61B7/02—Stethoscopes
- A61B7/04—Electric stethoscopes
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (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、心臓の鼓動と呼吸動作を同時に検出する光学
装置ならびにこの光学装置と核磁気共鳴像（ＭＨＩ）形
成装置を同期させるための回路に関するものである。
装置ならびにこの光学装置と核磁気共鳴像（ＭＨＩ）形
成装置を同期させるための回路に関するものである。
従来の技術
複数の装置からなる核磁気共鳴像形成装置から出力され
る像の品質を向上させる方法として、心電計からの信号
を用いることにより検査中の患者の心臓の鼓動ならびに
呼吸のリズムに合わせて各装置間を同期させる方法が知
られている。
る像の品質を向上させる方法として、心電計からの信号
を用いることにより検査中の患者の心臓の鼓動ならびに
呼吸のリズムに合わせて各装置間を同期させる方法が知
られている。
発明が解決しようとする問題点
しかしながら、同期信号を伝達するための電極や金属製
接続ケーブルは放射される強力な電磁場の力線を歪める
ので、得られる像の品質に影響が現れる。この結果、医
者が誤診しかねないという大きな問題が発生する。
接続ケーブルは放射される強力な電磁場の力線を歪める
ので、得られる像の品質に影響が現れる。この結果、医
者が誤診しかねないという大きな問題が発生する。
上記の方法の変形例によると、聴診器からの音波および
空気圧の信号をもとにして同期を行わせる。これら信号
は、電磁場と干渉しないという点で心電計からの信号よ
りも優れている。しかし、音波信号や空気圧の信号は周
囲の雑音に敏感である。また、圧力波であるこれら信号
がＭＨＩ装置に接続された接続チューブ内を伝搬する間
には、同期信号と、対応する心臓の鼓動ならびに呼吸動
作との間の位相のずれがはなはだしく大きくなるため、
この位相のずれを回復するのは難しい。
空気圧の信号をもとにして同期を行わせる。これら信号
は、電磁場と干渉しないという点で心電計からの信号よ
りも優れている。しかし、音波信号や空気圧の信号は周
囲の雑音に敏感である。また、圧力波であるこれら信号
がＭＨＩ装置に接続された接続チューブ内を伝搬する間
には、同期信号と、対応する心臓の鼓動ならびに呼吸動
作との間の位相のずれがはなはだしく大きくなるため、
この位相のずれを回復するのは難しい。
本発明の目的は上記の問題点を解決することである。
問題点を解決するための手段
この目的を達成するために、本発明によれば、心臓の鼓
動と呼吸動作を同時に検出するための光学装置であって
、 一方の側には、可動性のある鏡と、この鏡に接続されて
いて患者の心臓の呼動と胸郭の動きに伴って鏡を移動さ
せるための手段を有する検出装置とを備え、 他方の側には、この鏡に光線を照射する光発生装置と、
この鏡で反射された光線の強度を電気信号に変換する光
電変換手段とを備える ことを特徴とする光学装置が提供される。
動と呼吸動作を同時に検出するための光学装置であって
、 一方の側には、可動性のある鏡と、この鏡に接続されて
いて患者の心臓の呼動と胸郭の動きに伴って鏡を移動さ
せるための手段を有する検出装置とを備え、 他方の側には、この鏡に光線を照射する光発生装置と、
この鏡で反射された光線の強度を電気信号に変換する光
電変換手段とを備える ことを特徴とする光学装置が提供される。
本発明によればさらに、この光学装置と核磁気共鳴像形
成装置とを同期させるための回路が提供される。
成装置とを同期させるための回路が提供される。
本発明のその他の特徴およ、び利点は、添付の図面を参
照して行う以下の説明により明らかになろう。
照して行う以下の説明により明らかになろう。
実施例
本発明の光学装置を単純化した模式図が第１図に示され
ている。この光学装置を用いると、心音図検査法におけ
る聴診器を利用した場合と同じように心音を受信するこ
とができる。しかし、この光学装置だと、聴診装置間を
接続するチューブ内を音波が伝搬するのに時間がかかる
という欠点がない。
ている。この光学装置を用いると、心音図検査法におけ
る聴診器を利用した場合と同じように心音を受信するこ
とができる。しかし、この光学装置だと、聴診装置間を
接続するチューブ内を音波が伝搬するのに時間がかかる
という欠点がない。
図示の実施例によると、本発明の検出装置は、フレーム
３に対して縁部が張りつけられた膜２の上に付着させた
鏡１で構成されている。この鏡１には光発生装置４から
の光線が照射される。この鏡１での反射光は光電変換検
出器５の方向に送り返される。光発生装置４は例えばレ
ーザダイオードまたはそれと同等な任意の装置で構成し
、光電変換検出器５はフォトトランジスタまたはそれと
同等な任意の装置で構成する。光線は、７字形の光ガイ
ド６を介して２方向に伝達される。この光ガイド６の一
端には鏡１が接続され、枝分かれした他端にはそれぞれ
光発生装置４と光電変換検出器５が接続されている。こ
のように光を伝達するために、光ガイド６は２本の別々
の光ファイバ７と８で形成されている。この２本の光フ
ァイバはそれぞれ鏡１と向かい合う側がスリーブ９によ
り接続されて１つにまとめられている。光ファイバ７と
８の他端は分かれているため、一方の光ファイバ（例え
ば光ファイバ７）に光発生装置４からの光線を通過させ
るとともに、他方の光ファイバ（例えば光ファイバ８）
の端部で光電変換検出器５でこの光線を検出することが
できる。光ガイド６の一例としては、フランスのフォー
ル（ＦＯＲＴ）社製のＢＦｓ−ｃｃｐ２Ａいう識別記号
をもつ光フアイバ式ゾンデを挙げることができる。もち
ろん光ガイド６がこのゾンデに限定されるわけではない
。
３に対して縁部が張りつけられた膜２の上に付着させた
鏡１で構成されている。この鏡１には光発生装置４から
の光線が照射される。この鏡１での反射光は光電変換検
出器５の方向に送り返される。光発生装置４は例えばレ
ーザダイオードまたはそれと同等な任意の装置で構成し
、光電変換検出器５はフォトトランジスタまたはそれと
同等な任意の装置で構成する。光線は、７字形の光ガイ
ド６を介して２方向に伝達される。この光ガイド６の一
端には鏡１が接続され、枝分かれした他端にはそれぞれ
光発生装置４と光電変換検出器５が接続されている。こ
のように光を伝達するために、光ガイド６は２本の別々
の光ファイバ７と８で形成されている。この２本の光フ
ァイバはそれぞれ鏡１と向かい合う側がスリーブ９によ
り接続されて１つにまとめられている。光ファイバ７と
８の他端は分かれているため、一方の光ファイバ（例え
ば光ファイバ７）に光発生装置４からの光線を通過させ
るとともに、他方の光ファイバ（例えば光ファイバ８）
の端部で光電変換検出器５でこの光線を検出することが
できる。光ガイド６の一例としては、フランスのフォー
ル（ＦＯＲＴ）社製のＢＦｓ−ｃｃｐ２Ａいう識別記号
をもつ光フアイバ式ゾンデを挙げることができる。もち
ろん光ガイド６がこのゾンデに限定されるわけではない
。
光線が鏡１で反射されて光ファイバ８の端部ニ達すると
、光電変換検出器５に電圧Ｖが発生する。
、光電変換検出器５に電圧Ｖが発生する。
この電圧の大きさは、光ガイド６の長手方向に沿って鏡
１が移動した距離りに応じて変化する。電圧Ｖの曲線が
移動距離りの関数として第２図に示されている。この曲
線の特徴は、２個所にほぼ直線的な領域ＡとＢが存在し
ていることである。これは、各直線領域で感度が異なる
ことを意味する。
１が移動した距離りに応じて変化する。電圧Ｖの曲線が
移動距離りの関数として第２図に示されている。この曲
線の特徴は、２個所にほぼ直線的な領域ＡとＢが存在し
ていることである。これは、各直線領域で感度が異なる
ことを意味する。
直線領域Ａでは、移動距離りがゼロから０．５ｍｌ１１
まで変化するにつれて電圧Ｖはゼロから最大値に近い値
である約６ボルトまで変化する。このときの感度は約１
２ボルト／胴である。これに対して直線領域Ｂにおいて
は、移動距離がｌ ｍｍから４ｍ［Ｉｌまで変化するの
に対応して電圧は最大値に近い値である６ボルトから減
少し始めてそのほぼ半分の値になる。このときの感度は
約１ボルト／ ｍｍである。
まで変化するにつれて電圧Ｖはゼロから最大値に近い値
である約６ボルトまで変化する。このときの感度は約１
２ボルト／胴である。これに対して直線領域Ｂにおいて
は、移動距離がｌ ｍｍから４ｍ［Ｉｌまで変化するの
に対応して電圧は最大値に近い値である６ボルトから減
少し始めてそのほぼ半分の値になる。このときの感度は
約１ボルト／ ｍｍである。
この結果かられかるように、ヒトの呼吸動作の検出に本
発明の装置を利用することが十分に可能である。という
のは、直線領域Ｂにおける鏡１の移動範囲は、患者の胸
部に膜２を直接取りつけた場合に期待される呼吸動作の
際のこの膜の移動幅とほとんど同じだからである。しか
し、心臓が鼓動しても胸部の表面にはほんの数１００分
のｌ ｍｍ程度しか動きが現れないため、この直線領域
での感度は心臓の鼓動を検出するには明らかに悪すぎる
。
発明の装置を利用することが十分に可能である。という
のは、直線領域Ｂにおける鏡１の移動範囲は、患者の胸
部に膜２を直接取りつけた場合に期待される呼吸動作の
際のこの膜の移動幅とほとんど同じだからである。しか
し、心臓が鼓動しても胸部の表面にはほんの数１００分
のｌ ｍｍ程度しか動きが現れないため、この直線領域
での感度は心臓の鼓動を検出するには明らかに悪すぎる
。
従って直線領域Ｂを利用するのであれば数１０ミリボル
トの有効な信号しか得ることができない。しかも、この
信号を周囲の電気的ノイズと分離することは非常に難し
いことが予想される。これとは反対に、直線領域Ａでの
感度は電気回路に固有のノイズよりも大きな有効信号を
取出すのに十分であるため、この直線領域で心臓の鼓動
を検出できる可能性がある。しかしながら、鏡の移動距
離が０．５＋ｎｍ未満と非常に小さいので、膜２を患者
の胸部に直接接触させることはできない。本発明では、
膜２と患者の胸部の間にリング状部材を介在させること
によってこの問題を解決する。この原理に基づいて構成
した検出装置の一例が第３図に示されている。この図に
おいては、第１図と同等な要素には同じ参照番号が付さ
れている。この実施例によると、支持部材１３の本体内
に設けられた円柱形空胴１２の外周１１に、溝付リング
１０を用いて膜２が固定されている。空胴１２は、円筒
壁面１４と、この空胴の回転軸に垂直でありかつ、互い
に平行な２つの平坦な平面により規定されている。一方
の平坦平面は、空胴の底面１５であり、他方の平坦平面
は溝付リング１０の外周１１に肩部１６によって支持さ
れている膜２である。
トの有効な信号しか得ることができない。しかも、この
信号を周囲の電気的ノイズと分離することは非常に難し
いことが予想される。これとは反対に、直線領域Ａでの
感度は電気回路に固有のノイズよりも大きな有効信号を
取出すのに十分であるため、この直線領域で心臓の鼓動
を検出できる可能性がある。しかしながら、鏡の移動距
離が０．５＋ｎｍ未満と非常に小さいので、膜２を患者
の胸部に直接接触させることはできない。本発明では、
膜２と患者の胸部の間にリング状部材を介在させること
によってこの問題を解決する。この原理に基づいて構成
した検出装置の一例が第３図に示されている。この図に
おいては、第１図と同等な要素には同じ参照番号が付さ
れている。この実施例によると、支持部材１３の本体内
に設けられた円柱形空胴１２の外周１１に、溝付リング
１０を用いて膜２が固定されている。空胴１２は、円筒
壁面１４と、この空胴の回転軸に垂直でありかつ、互い
に平行な２つの平坦な平面により規定されている。一方
の平坦平面は、空胴の底面１５であり、他方の平坦平面
は溝付リング１０の外周１１に肩部１６によって支持さ
れている膜２である。
底面１５の中央にはこの底面と垂直な方向に穴１７が開
けられていて、この穴に光ガイド６の端部１８がはめ込
まれる。穴１７にはさらに肩部１９が設けてあって、ス
リーブ９の端部がこの肩部に支持される。光ガイド６の
端部１８は空胴１２の内部に通じている。膜２は空胴の
外周で支持して、この膜の上の鏡１が光ガイドの端部１
８と直接向かい合うようにする。心臓の鼓動を呼吸動作
に乱されずに検出するために、第２の膜２０が支持フレ
ーム、すなわち、リング１０に固定された柔軟なリング
２１を介して第１の膜２に接続され、しかも、膜２には
小さな穴６２が設けられている。この穴６２には、膜２
０両側の圧力を等しくする役割と、この検出装置を高音
通過フィルタとして機能させて、例えば温度変化に起因
する呼吸の周波数よりも低い周波数の音波をカットする
役割とがある。
けられていて、この穴に光ガイド６の端部１８がはめ込
まれる。穴１７にはさらに肩部１９が設けてあって、ス
リーブ９の端部がこの肩部に支持される。光ガイド６の
端部１８は空胴１２の内部に通じている。膜２は空胴の
外周で支持して、この膜の上の鏡１が光ガイドの端部１
８と直接向かい合うようにする。心臓の鼓動を呼吸動作
に乱されずに検出するために、第２の膜２０が支持フレ
ーム、すなわち、リング１０に固定された柔軟なリング
２１を介して第１の膜２に接続され、しかも、膜２には
小さな穴６２が設けられている。この穴６２には、膜２
０両側の圧力を等しくする役割と、この検出装置を高音
通過フィルタとして機能させて、例えば温度変化に起因
する呼吸の周波数よりも低い周波数の音波をカットする
役割とがある。
上記の検出装置を使用するときには、胸部のまわりに締
めたベルト（図示せず）によって支持部材１３の本体に
支持された膜２０と皮膚とが接触した状態が保たれる。
めたベルト（図示せず）によって支持部材１３の本体に
支持された膜２０と皮膚とが接触した状態が保たれる。
このため、心臓の鼓動音は膜２０を通って膜２に到達し
、一方、呼吸運動による圧力はベルトを通して伝えられ
て胸郭上の柔軟なリング２１が多少つぶされる。呼吸運
動は、２枚の膜２０と膜２の間に閉じ込められた空気に
より鏡１に伝えられる。もちろん、上記の検出装置をＭ
ＲＩに応用するためには非磁性材料を用いてこの検出装
置を構成する必要がある。そのためには例えばデルリン
（ＤＢＬＲＩＮ）という商標名で知られるプラスチック
材料を使用するとよい。
、一方、呼吸運動による圧力はベルトを通して伝えられ
て胸郭上の柔軟なリング２１が多少つぶされる。呼吸運
動は、２枚の膜２０と膜２の間に閉じ込められた空気に
より鏡１に伝えられる。もちろん、上記の検出装置をＭ
ＲＩに応用するためには非磁性材料を用いてこの検出装
置を構成する必要がある。そのためには例えばデルリン
（ＤＢＬＲＩＮ）という商標名で知られるプラスチック
材料を使用するとよい。
第４図を参照して、上記した本発明の光学装置と核磁気
共鳴像形成装置とを同期させるための電気的処理手段の
一例を説明する。この電気的処理手段は、要素２３〜２
９により構成される第１の処理チャネルと、要素３０〜
３４により構成される第２の処理チャネルを備えている
。第１の処理チャネルは、第１図に示した光電変換検出
装置５から出力された後に２つのチャネルに共通する増
幅器２２で増幅された電圧信号Ｖから呼吸のリズムを表
す信号を取り出すためのものである。また、第２の処理
チャネルは同じ電圧信号Ｖから心臓の鼓動のリズムを表
す信号を取り出すためのものである。
共鳴像形成装置とを同期させるための電気的処理手段の
一例を説明する。この電気的処理手段は、要素２３〜２
９により構成される第１の処理チャネルと、要素３０〜
３４により構成される第２の処理チャネルを備えている
。第１の処理チャネルは、第１図に示した光電変換検出
装置５から出力された後に２つのチャネルに共通する増
幅器２２で増幅された電圧信号Ｖから呼吸のリズムを表
す信号を取り出すためのものである。また、第２の処理
チャネルは同じ電圧信号Ｖから心臓の鼓動のリズムを表
す信号を取り出すためのものである。
第１の処理チャネルは以下のものを備えている。
すなわち、ゲイン調整可能な増幅器２３、低周波通過フ
ィルタ２４、スイッチ２５と差動増幅器２６とからなる
極性反転器、ピーク電圧検出器２７、パルス整形用論理
回路２８、それに、増幅器２９である。
ィルタ２４、スイッチ２５と差動増幅器２６とからなる
極性反転器、ピーク電圧検出器２７、パルス整形用論理
回路２８、それに、増幅器２９である。
増幅器２３は増幅器２２の出力に接続されている。
この増幅器２３を用いて第１の処理チャネルの感度を上
記の検出装置の感度に適合させる。低周波通過フィルタ
２４の遮断周波数は４ヘルツである。この低周波通過フ
ィルタ２４を用いると、心臓の鼓動を減衰させて、呼吸
運動によって生じる周波数が約０．２ヘルツの胸郭から
の信号のみを選択的に取り出すことができる。この低周
波通過フィルタ２４は、増幅器２３から出力された信号
が人力されるとこの信号をフィルタして再生し、スイッ
チ２５を介して増幅器２６０反転入力「−」または非反
転入力「＋」に送り込む。スイッチ２５を増幅器２６の
「−」入力と「＋」入力の間で切り換えることにより、
呼吸運動の吸気または呼気に際しての同期点を選択する
ことかできる。増幅器２６の出力線はピーク電圧検出器
２７０入力線に接続されている。このピーク電圧検出器
２７において、呼吸サイクルの吸気または呼気の開始の
瞬間を正確に、かつ、再現性よく検出する。対応するパ
ルスは、必要に応じてパルス整形用論理回路２８よって
整形される。最終段の増幅器２９はインピーダンス調整
用であり、低周波通過フィルタ２４の出力線に接続され
ていて呼吸サイクルに対応するアナログ信号を再生する
。
記の検出装置の感度に適合させる。低周波通過フィルタ
２４の遮断周波数は４ヘルツである。この低周波通過フ
ィルタ２４を用いると、心臓の鼓動を減衰させて、呼吸
運動によって生じる周波数が約０．２ヘルツの胸郭から
の信号のみを選択的に取り出すことができる。この低周
波通過フィルタ２４は、増幅器２３から出力された信号
が人力されるとこの信号をフィルタして再生し、スイッ
チ２５を介して増幅器２６０反転入力「−」または非反
転入力「＋」に送り込む。スイッチ２５を増幅器２６の
「−」入力と「＋」入力の間で切り換えることにより、
呼吸運動の吸気または呼気に際しての同期点を選択する
ことかできる。増幅器２６の出力線はピーク電圧検出器
２７０入力線に接続されている。このピーク電圧検出器
２７において、呼吸サイクルの吸気または呼気の開始の
瞬間を正確に、かつ、再現性よく検出する。対応するパ
ルスは、必要に応じてパルス整形用論理回路２８よって
整形される。最終段の増幅器２９はインピーダンス調整
用であり、低周波通過フィルタ２４の出力線に接続され
ていて呼吸サイクルに対応するアナログ信号を再生する
。
要素３０〜３４で構成される第２の処理チャネルは以下
のものを以下の順番で備えている。すなわち、ゲイン調
整可能な増幅器３０、遮断周波数が例えば０．５〜２０
０ヘルツの低周波通過フィルタ３１．２出力のアナログ
誘導選択器３２、整流回路３３、それに、パルス整形用
論理回路３４である。第１の処理チャネルにおけると同
様、増幅器３０は増幅器２２の出力線に接続されている
。この増幅器３０はゲインの調節が可能であり、第２の
処理チャネルの感度を、使用する検出装置の感度に適合
させることができる。低周波通過フィルタ３１は、増幅
器３０から出力された信号のうちで有効帯域内に含まれ
ている１５０ヘルツを越えない周波数である心臓の鼓動
を表す有効信号を通過させる一方、低周波の呼吸音と高
周波ノイズと２００ヘルツを越える周囲のノイズとをカ
ットする。アナログ誘導選択器３２は、低周波通過フィ
ルタ３１によってフィルタされた心臓の鼓動を表すパル
スが入力されると、２種類のパルスＢ１と８２を出力す
る。両パルスは、それぞれ心電図において心臓の膨張の
終了を表す音波Ｒと心臓の収縮の終了を表す音波Ｔに対
応する。整流回路３３により整流を行った後、パルス整
形用論理回路３４を用いてノイズパルスを除去し、音波
ＲとＴに対応する信号をそれぞれ２つの異なるチャネル
に選別する。このパルス整形用論理回路３４内に設けら
れている別の論理装置を用いると禁止信号を発生させる
ことができる。
のものを以下の順番で備えている。すなわち、ゲイン調
整可能な増幅器３０、遮断周波数が例えば０．５〜２０
０ヘルツの低周波通過フィルタ３１．２出力のアナログ
誘導選択器３２、整流回路３３、それに、パルス整形用
論理回路３４である。第１の処理チャネルにおけると同
様、増幅器３０は増幅器２２の出力線に接続されている
。この増幅器３０はゲインの調節が可能であり、第２の
処理チャネルの感度を、使用する検出装置の感度に適合
させることができる。低周波通過フィルタ３１は、増幅
器３０から出力された信号のうちで有効帯域内に含まれ
ている１５０ヘルツを越えない周波数である心臓の鼓動
を表す有効信号を通過させる一方、低周波の呼吸音と高
周波ノイズと２００ヘルツを越える周囲のノイズとをカ
ットする。アナログ誘導選択器３２は、低周波通過フィ
ルタ３１によってフィルタされた心臓の鼓動を表すパル
スが入力されると、２種類のパルスＢ１と８２を出力す
る。両パルスは、それぞれ心電図において心臓の膨張の
終了を表す音波Ｒと心臓の収縮の終了を表す音波Ｔに対
応する。整流回路３３により整流を行った後、パルス整
形用論理回路３４を用いてノイズパルスを除去し、音波
ＲとＴに対応する信号をそれぞれ２つの異なるチャネル
に選別する。このパルス整形用論理回路３４内に設けら
れている別の論理装置を用いると禁止信号を発生させる
ことができる。
以下に第５図、第６図、第７図を参照してパルス整形用
論理回路３４の実施例とその動作を説明する。
論理回路３４の実施例とその動作を説明する。
第５図に示したパルス整形用論理回路３４は、複数の論
理ゲート４０〜４７が接続された複数の単安定回路３５
〜３９を備えている。単安定回路３５の非反転出力線Ｑ
は、単安定回路３６の入力線と２人力ＡＮＤゲート４０
の第１の入力線に直接に接続されている。なお、ＡＮＤ
ゲー）４０の第２の入力線は、単安定回路３６の反転出
力線ζに接続されている。
理ゲート４０〜４７が接続された複数の単安定回路３５
〜３９を備えている。単安定回路３５の非反転出力線Ｑ
は、単安定回路３６の入力線と２人力ＡＮＤゲート４０
の第１の入力線に直接に接続されている。なお、ＡＮＤ
ゲー）４０の第２の入力線は、単安定回路３６の反転出
力線ζに接続されている。
単安定回路３７の入力線は、抵抗４８とキャパシタ４９
とで構成される遅延回路を介して単安定口１３５０反転
出力線こに接続されている。論理ゲート４１と４２は２
人力ＮＡＮＤゲートである。論理ゲート４３は２人力Ａ
ＮＤゲートであり、それぞれの人力線は単安定回路３７
の非反転出力線Ｑと単安定回路３５の非反転出力線Ｑに
接続されている。ＡＮＤゲート４０からは信号Ｒが出力
される。この信号Ｒは、ＮＡＮＤゲート４２の第１の入
力線と表示装置に入力される。表示装置は、論理ゲート
４７と抵抗５０とエレクトロルミネセンスダイオード５
１とが直列に接続された構成である。ＮＡＮＤゲート４
２の第２の入力線は、ＡＮＤゲート４３の出力線、単安
定回路３８の入力線、それに、２人力ＮＡＮＤゲート４
１の第１の入力線に接続されている。単安定回路３８の
反転出力線こはＮＡＮＤゲート４１の第２の入力線に接
続されている。このＮＡＮＤゲート４１の出力線からの
信号は、反転ゲート４６を通過した後に信号Ｔとなる。
とで構成される遅延回路を介して単安定口１３５０反転
出力線こに接続されている。論理ゲート４１と４２は２
人力ＮＡＮＤゲートである。論理ゲート４３は２人力Ａ
ＮＤゲートであり、それぞれの人力線は単安定回路３７
の非反転出力線Ｑと単安定回路３５の非反転出力線Ｑに
接続されている。ＡＮＤゲート４０からは信号Ｒが出力
される。この信号Ｒは、ＮＡＮＤゲート４２の第１の入
力線と表示装置に入力される。表示装置は、論理ゲート
４７と抵抗５０とエレクトロルミネセンスダイオード５
１とが直列に接続された構成である。ＮＡＮＤゲート４
２の第２の入力線は、ＡＮＤゲート４３の出力線、単安
定回路３８の入力線、それに、２人力ＮＡＮＤゲート４
１の第１の入力線に接続されている。単安定回路３８の
反転出力線こはＮＡＮＤゲート４１の第２の入力線に接
続されている。このＮＡＮＤゲート４１の出力線からの
信号は、反転ゲート４６を通過した後に信号Ｔとなる。
単安定回路３９はＮＡＮＤゲート４２から出力される信
号により動作して出力線Ｑから禁止信号を出力する。こ
の禁止信号は、論理ゲート４４と抵抗５２とエレクトロ
ルミネセンスダイオード５３が直列に接続された構成の
表示装置と、論理ゲート４５の入力線に入力される。上
記の単安定回路における遅延時間は、それぞれ参照番号
の順番に、８０ミリ秒、０．４秒、０．５秒、０．４６
秒、１秒である。抵抗４８とキャパシタ４９とが１朦の
低周波通過フィルタ構造に接続されている遅延回路は時
定数が４０マイクロ秒である。信号ＲとＴが発生するま
でのタイムチャートが第６図に示されている。また、禁
止信号が発生するまでのタイムチャートが第７図に示さ
れている。特に第７図を参照すると、単安定回路３５の
出力線には、心臓の鼓動に対応するパルス信号ＲとＴの
他に、思春が動いたことを反映する望ましからぬパルス
がいくつか混ざって現れることがわかる。ＡＮＤゲート
４０に接続された単安定回路３６からは信号Ｒのみを取
り出すことができる。これに対してＡＮＤゲート４３に
接続された単安定回路３７と３８からは信号Ｔが取り出
される。
号により動作して出力線Ｑから禁止信号を出力する。こ
の禁止信号は、論理ゲート４４と抵抗５２とエレクトロ
ルミネセンスダイオード５３が直列に接続された構成の
表示装置と、論理ゲート４５の入力線に入力される。上
記の単安定回路における遅延時間は、それぞれ参照番号
の順番に、８０ミリ秒、０．４秒、０．５秒、０．４６
秒、１秒である。抵抗４８とキャパシタ４９とが１朦の
低周波通過フィルタ構造に接続されている遅延回路は時
定数が４０マイクロ秒である。信号ＲとＴが発生するま
でのタイムチャートが第６図に示されている。また、禁
止信号が発生するまでのタイムチャートが第７図に示さ
れている。特に第７図を参照すると、単安定回路３５の
出力線には、心臓の鼓動に対応するパルス信号ＲとＴの
他に、思春が動いたことを反映する望ましからぬパルス
がいくつか混ざって現れることがわかる。ＡＮＤゲート
４０に接続された単安定回路３６からは信号Ｒのみを取
り出すことができる。これに対してＡＮＤゲート４３に
接続された単安定回路３７と３８からは信号Ｔが取り出
される。
禁止信号はＮ Ａ Ｎ Ｄゲート４２と単安定回路３９
を用いて発生させる。この禁止信号を発生させるには、
患者が動いた場合に誘導選択器３２から出力される信号
が、信号ＲとＴとが同時に存在しているパルス列の形態
になることを利用する。このパルス列をもとにしてＮＡ
ＮＤゲート４２からは禁止信号が出力されるが、その継
続期間は単安定回路３９によって１秒に固定されている
。
を用いて発生させる。この禁止信号を発生させるには、
患者が動いた場合に誘導選択器３２から出力される信号
が、信号ＲとＴとが同時に存在しているパルス列の形態
になることを利用する。このパルス列をもとにしてＮＡ
ＮＤゲート４２からは禁止信号が出力されるが、その継
続期間は単安定回路３９によって１秒に固定されている
。
第１図は、本発明の光学装置の原理図である。
第２図は、第１図の光学装置の動作原理を示すグラフで
ある。 第３図は、本発明の光学装置に含まれる検出装置の全体
の一例を示す図である。 第４図は、電気的処理手段の一例を示す図である。 第５図は、同期信号パルスのパルス整形用論理回路の一
例を示す図である。 第６図および第７図は、第５図のパルス整形用論理回路
の動作を示すタイムチャートである。 （主な参照番号） １・・鏡、 ２，２０・・膜、３・・フレーム
、 ４・・光発生装置、５・・光電変換検出器、 ６・・光ガイド、 ７．８・・光ファイバ、９・・
スリーブ、 １２・・空胴、 ２１・・リング、 ２２、２３．２６．２９．３０・・増幅器、２４、３１
・・低周波通過フィルタ、 ２５・・スイッチ、 ２７・・ピーク電圧検出器、２
８、３４・・パルス整形用論理回路、３２・・誘導選択
器、 ３３・・整流回路、 ３５、３６．３７．３８．３９・・単安定回路、４０、
４１．４２．４３．４４．４５．４６．４７・・論理ゲ
ート、６２・・穴
ある。 第３図は、本発明の光学装置に含まれる検出装置の全体
の一例を示す図である。 第４図は、電気的処理手段の一例を示す図である。 第５図は、同期信号パルスのパルス整形用論理回路の一
例を示す図である。 第６図および第７図は、第５図のパルス整形用論理回路
の動作を示すタイムチャートである。 （主な参照番号） １・・鏡、 ２，２０・・膜、３・・フレーム
、 ４・・光発生装置、５・・光電変換検出器、 ６・・光ガイド、 ７．８・・光ファイバ、９・・
スリーブ、 １２・・空胴、 ２１・・リング、 ２２、２３．２６．２９．３０・・増幅器、２４、３１
・・低周波通過フィルタ、 ２５・・スイッチ、 ２７・・ピーク電圧検出器、２
８、３４・・パルス整形用論理回路、３２・・誘導選択
器、 ３３・・整流回路、 ３５、３６．３７．３８．３９・・単安定回路、４０、
４１．４２．４３．４４．４５．４６．４７・・論理ゲ
ート、６２・・穴
Claims (13)
- （１）心臓の鼓動と呼吸動作を同時に検出するための光
学装置であって、 一方の側には、可動性のある鏡（１）と、この鏡に接続
されていて患者の心臓の呼動と胸部の動きに伴ってこの
鏡を移動させるための手段（２、３、２０、２１）を有
する検出装置を備え、他方の側には、この鏡（１）に光
線を照射する光発生装置（４）と、この鏡（１）で反射
された光線の強度を電気信号に変換する光電変換手段（
５）とを備える ことを特徴とする光学装置。 - （２）上記鏡移動手段が、支持フレーム（２１）により
胸郭とは離れた位置に維持される上記鏡（１）支持用第
１の膜（２）で構成されていることを特徴とする特許請
求の範囲第１項に記載の光学装置。 - （３）上記第１の膜（２）に平行な状態で上記支持フレ
ームに固定された第２の膜（２０）を備えることを特徴
とする特許請求の範囲第２項に記載の光学装置。 - （４）上記支持フレーム（２１）が変形可能な材料で作
成されていることを特徴とする特許請求の範囲第３項に
記載の光学装置。 - （５）上記第１の膜（２）は空胴（１２）を封止し、こ
の第１の膜には穴（６２）が１つ設けられていて、上記
第２の膜（２０）とこの第１の膜とで規定される空間は
上記空胴（１２）と連通しており、上記第１の膜は上記
空胴（１２）と上記第２の膜（２０）とで高周波音波通
過フィルタを形成していることを特徴とする特許請求の
範囲第１〜４項のいずれか１項に記載の光学装置。 - （６）上記光発生装置からの光線を上記鏡（１）に照射
するのに光ファイバ（７）を使用することを特徴とする
特許請求の範囲第１〜５項のいずれか１項に記載の光学
装置。 - （７）上記鏡（１）で反射された光線が光ファイバ（８
）により上記光電変換手段（５）に伝達されることを特
徴とする特許請求の範囲第１〜６項のいずれか１項に記
載の光学装置。 - （８）上記検出装置が、胸郭のまわりに軽く締めつけら
れるベルトに支持されていることを特徴とする特許請求
の範囲第１〜７項のいずれか１項に記載の光学装置。 - （９）一方の側には、可動性のある鏡（１）と、この鏡
に接続されていて患者の心臓の呼動と胸部の動きに伴っ
てこの鏡を移動させるための手段（２、３、２０、２１
）を有する検出装置を備え、他方の側には、この鏡（１
）に光線を照射する光発生装置（４）と、この鏡（１）
で反射された光線の強度を電気信号に変換する光電変換
手段（５）とを備える光学装置と 核磁気共鳴像形成装置と を同期させて心臓の鼓動を検出するための回路であって
、 上記光電変換手段（５）から出力される電気信号をもと
にして心臓の鼓動のリズムと呼吸のリズムと患者の動き
が混在した信号を出力するための、上記核磁気共鳴像形
成装置と上記光学装置に接続された電気的処理手段（２
２、・・・・、３４）を備えることを特徴とする回路。 - （１０）上記電気的処理手段が、呼吸のリズムを表す信
号を取出すための第１のチャネル（２３、・・・・、２
９）と、心臓の鼓動のリズムを表す信号を取出すための
第２のチャネル（３０、・・・・、３４）を備えること
を特徴とする特許請求の範囲第９項に記載の回路。 - （１１）上記第１のチャネルが、感度を上記検出装置の
感度に適合させることのできるゲイン調整可能な増幅器
（２３）と、呼吸に起因する胸部からの信号を選択的に
通過させ、かつ、心臓からのノイズを減衰させる低周波
通過フィルタ（２４）と、吸気または呼気に際して同期
の瞬間を選択するための極性反転器（２５）と、呼吸サ
イクルの開始の瞬間を正確に、かつ、再現性よく検出す
るためのピーク電圧検出器（２７）とをこの順番で直列
に備えることを特徴とする特許請求の範囲第１０項に記
載の回路。 - （１２）上記第２のチャネルが、ゲイン調整可能な増幅
器（３０）と、呼吸信号とノイズおよび／または心臓の
鼓動の周波数よりも大きな周波数の周囲のノイズをカッ
トする低周波通過フィルタ（３１）と、心電図で信号Ｒ
および信号Ｔとして知られている信号を表わす信号Ｂ１
およびＢ２に対応する２種類のパルスを出力する２出力
アナログ誘導選択器（３２）と、パルス整形用論理回路
（３４）とをこの順番で直列に備えることを特徴とする
特許請求の範囲第１０項に記載の回路。 - （１３）患者が動いた場合に、上記パルス整形用論理回
路（３４）から禁止信号が出力されることを特徴とする
特許請求の範囲第１２項に記載の回路。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8614260 | 1986-10-14 | ||
| FR8614260A FR2604890A1 (fr) | 1986-10-14 | 1986-10-14 | Dispositif optique de detection simultanee des mouvements du coeur et de la respiration et son utilisation a la synchronisation d'appareils d'acquisition d'images a resonance magnetique nucleaire |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63122425A true JPS63122425A (ja) | 1988-05-26 |
Family
ID=9339832
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62259433A Pending JPS63122425A (ja) | 1986-10-14 | 1987-10-14 | 心臓の鼓動と呼吸動作を同時に検出する光学装置ならびにこの光学装置と核磁気共鳴像形成装置を同期させるための回路 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4945916A (ja) |
| EP (1) | EP0271369B1 (ja) |
| JP (1) | JPS63122425A (ja) |
| DE (1) | DE3771185D1 (ja) |
| FR (1) | FR2604890A1 (ja) |
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