JPH04200533A - 核磁気共鳴検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴検査装置Info
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- JPH04200533A JPH04200533A JP2337815A JP33781590A JPH04200533A JP H04200533 A JPH04200533 A JP H04200533A JP 2337815 A JP2337815 A JP 2337815A JP 33781590 A JP33781590 A JP 33781590A JP H04200533 A JPH04200533 A JP H04200533A
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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
この発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を利用してイメージ
ングを行うＭＨＩ装置やスペクトロスコピを行うＭＲＳ
装置などの核磁気共鳴検査装置に関し、とくに心臓の拍
動に同期して被検者からの共鳴信号データを採取する核
磁気共鳴検査装置に関する。
ングを行うＭＨＩ装置やスペクトロスコピを行うＭＲＳ
装置などの核磁気共鳴検査装置に関し、とくに心臓の拍
動に同期して被検者からの共鳴信号データを採取する核
磁気共鳴検査装置に関する。
核磁気共鳴検査装置では、被検者の特定領域を選択励起
し、そこからのエコー信号を受信し、スペクトロスコピ
を行ったり、特定のスライス面を選択励起し、そのスラ
イス面内の１軸方向の位置情報をエコー信号の周波数に
、他の軸方向の位置情報をエコー信号の位相に、それぞ
れエンコードし、受信したエコー信号を２次元フーリエ
変換することにより上記の２軸方向の位置情報をデコー
ドして上記のスライス面での断層像を得るというイメー
ジングを行う８ 心臓付近の検査を行うとき、心臓の拍動により検査部位
が大きく動くため、その拍動に同期して共鳴信号データ
を採取する必要がある６そのため、いわゆる心電計を用
いて心電波形を得る。すなわち、被検者の体表面に電極
を貼り付けて被検者の体電位変動を捉え、これを増幅し
て心電波計を得る。その心電波形の任意の点く一般には
Ｒ波）を基準としてトリガ信号を作り、これに応じて共
鳴信号データ採取シーケンスを開始する。
し、そこからのエコー信号を受信し、スペクトロスコピ
を行ったり、特定のスライス面を選択励起し、そのスラ
イス面内の１軸方向の位置情報をエコー信号の周波数に
、他の軸方向の位置情報をエコー信号の位相に、それぞ
れエンコードし、受信したエコー信号を２次元フーリエ
変換することにより上記の２軸方向の位置情報をデコー
ドして上記のスライス面での断層像を得るというイメー
ジングを行う８ 心臓付近の検査を行うとき、心臓の拍動により検査部位
が大きく動くため、その拍動に同期して共鳴信号データ
を採取する必要がある６そのため、いわゆる心電計を用
いて心電波形を得る。すなわち、被検者の体表面に電極
を貼り付けて被検者の体電位変動を捉え、これを増幅し
て心電波計を得る。その心電波形の任意の点く一般には
Ｒ波）を基準としてトリガ信号を作り、これに応じて共
鳴信号データ採取シーケンスを開始する。
しかしながら、核磁気共鳴検査装置では傾斜磁場をパル
ス状に発生して共鳴信号データ採取シーケンスを行うこ
とがあるため、その交番磁界の影響を受けて体表面に貼
り付けた＠、ｆ！に雑音が混入し、Ｓ／Ｎ比の悪い心電
波形しか得られず、心電波形の特定の位相に正確に同期
した共鳴信号データ採取シーケンスを行えないという問
題があった。 この発明は、上記に鑑み、傾斜磁場などによる雑音を有
効に除去することによってＳ／Ｎ比を高めた心電波形を
得て、心臓の拍動に正確に同期した共鳴信号データ採取
シーケンスを行えるように改善した、核磁気共鳴検査装
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］ 上記の目的を達成するため、この発明によれば、静磁場
を発生する手段と、各方向の傾斜磁場を発生する手段と
、該静磁場及び傾斜磁場中に置かれた被検者にＲＦ信号
を照射して励起する手段と、被検者からの共鳴信号を受
信する手段と、傾斜磁場発生、ＲＦ信号照射及び信号受
信についての一連のシーケンスからなる共鳴信号データ
採取シーケンスを制御する手段とからなる核磁気共鳴検
査装置において、被検者身体の略中央部に取り付けられ
るアース用電極と、該アース用電極に対して左右に略対
称な位置に取り付けられる２つの信号検出用電極と、該
２つの信号検出用電極付近にかけわたされた導体ループ
を有する雑音検出用コイルと、上記２つの信号検出用電
極に現れる信号の差をとるとともに、それによって得ら
れた差信号に対して上記の雑音検出用コイルに現れる信
号を差し引く手段とからなる心電波形検出手段と、該心
電波形検出手段から得られた心電波形に基づき上記制御
手段を制御し上記の共鳴信号データ採取シーケンスの開
始タイミングを定める手段とが備えられることが特徴と
なっている。
ス状に発生して共鳴信号データ採取シーケンスを行うこ
とがあるため、その交番磁界の影響を受けて体表面に貼
り付けた＠、ｆ！に雑音が混入し、Ｓ／Ｎ比の悪い心電
波形しか得られず、心電波形の特定の位相に正確に同期
した共鳴信号データ採取シーケンスを行えないという問
題があった。 この発明は、上記に鑑み、傾斜磁場などによる雑音を有
効に除去することによってＳ／Ｎ比を高めた心電波形を
得て、心臓の拍動に正確に同期した共鳴信号データ採取
シーケンスを行えるように改善した、核磁気共鳴検査装
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］ 上記の目的を達成するため、この発明によれば、静磁場
を発生する手段と、各方向の傾斜磁場を発生する手段と
、該静磁場及び傾斜磁場中に置かれた被検者にＲＦ信号
を照射して励起する手段と、被検者からの共鳴信号を受
信する手段と、傾斜磁場発生、ＲＦ信号照射及び信号受
信についての一連のシーケンスからなる共鳴信号データ
採取シーケンスを制御する手段とからなる核磁気共鳴検
査装置において、被検者身体の略中央部に取り付けられ
るアース用電極と、該アース用電極に対して左右に略対
称な位置に取り付けられる２つの信号検出用電極と、該
２つの信号検出用電極付近にかけわたされた導体ループ
を有する雑音検出用コイルと、上記２つの信号検出用電
極に現れる信号の差をとるとともに、それによって得ら
れた差信号に対して上記の雑音検出用コイルに現れる信
号を差し引く手段とからなる心電波形検出手段と、該心
電波形検出手段から得られた心電波形に基づき上記制御
手段を制御し上記の共鳴信号データ採取シーケンスの開
始タイミングを定める手段とが備えられることが特徴と
なっている。
心電波形検出手段の２つの信号検出用電極は、被検者身
体の略中央部に取り付けられたアース用電極に対して左
右に略対称な位置に取り付けられている。そのためこの
２つの信号検出用を極の各々には、心電波形が逆相で現
れるとともに、雑音がこの心電波形に重畳する。 この
２つの信号検出用電極に生じる信号の差をとると、心電
波形は相互に加算されるが、２つの信号検出用電極に同
相に現れる雑音は相互に減算されてキャンセルされてし
まう。 同相の雑音として、身体の左右方向に磁場強度か傾斜し
ている傾斜磁場に起因する雑音などがある。 これに対して２つの信号検出用電極に逆相に現れる雑音
は相互に加算され、かえって大きくなる。 逆相の雑音としては、左右対称性のない傾斜磁場たとえ
ば体軸方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場に起因す
るものなどが考えられる。 この過程で除去できない雑音は、雑音検出用コイルによ
って捉えられる。すなわち、この雑音検出用コイルは、
２つの信号検出用電極付近にかけわたされた導体ループ
を有するため、この２つの信号検出用電極に逆相に現れ
る雑音と同じ種類の雑音を検出することができる。 この雑音検出用コイルにより捉えられた雑音は、上記２
つの信号検出用電極に生じる信号の差信号より差し引か
れるため、上記の過程で除去できなかった雑音も除去で
きることになる。 そのため、傾斜磁場に起因する雑音を心電波形から有効
に除去できるため、心電波形のＳ／Ｎ比を高めることが
できる３このように心電波形のＳ／Ｎ比が高まるため、
この心電波形に基づいて定めるタイミングの位相が正確
になり、心臓の拍動に正確に同期した共鳴信号データ採
取シーケンスを行うことができる。
体の略中央部に取り付けられたアース用電極に対して左
右に略対称な位置に取り付けられている。そのためこの
２つの信号検出用を極の各々には、心電波形が逆相で現
れるとともに、雑音がこの心電波形に重畳する。 この
２つの信号検出用電極に生じる信号の差をとると、心電
波形は相互に加算されるが、２つの信号検出用電極に同
相に現れる雑音は相互に減算されてキャンセルされてし
まう。 同相の雑音として、身体の左右方向に磁場強度か傾斜し
ている傾斜磁場に起因する雑音などがある。 これに対して２つの信号検出用電極に逆相に現れる雑音
は相互に加算され、かえって大きくなる。 逆相の雑音としては、左右対称性のない傾斜磁場たとえ
ば体軸方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場に起因す
るものなどが考えられる。 この過程で除去できない雑音は、雑音検出用コイルによ
って捉えられる。すなわち、この雑音検出用コイルは、
２つの信号検出用電極付近にかけわたされた導体ループ
を有するため、この２つの信号検出用電極に逆相に現れ
る雑音と同じ種類の雑音を検出することができる。 この雑音検出用コイルにより捉えられた雑音は、上記２
つの信号検出用電極に生じる信号の差信号より差し引か
れるため、上記の過程で除去できなかった雑音も除去で
きることになる。 そのため、傾斜磁場に起因する雑音を心電波形から有効
に除去できるため、心電波形のＳ／Ｎ比を高めることが
できる３このように心電波形のＳ／Ｎ比が高まるため、
この心電波形に基づいて定めるタイミングの位相が正確
になり、心臓の拍動に正確に同期した共鳴信号データ採
取シーケンスを行うことができる。
以下、この発明の一実施例について図面を参照しながら
詳細に説明する。第１図はこの発明の一実施例にかかる
ＭＲイメージング装置を示すもので、この図において、
被検者１１に送信コイル１２と受信コイル１３とが取り
付けられ、これらが主マグネット１５及び傾斜コイル１
４により形成される静磁場及びそれに重畳して形成され
る傾斜磁場内に配置される。傾斜コイル１４は、直交３
軸の各方向に磁場強度か傾斜している傾斜磁場をそれぞ
れ独立に発生することができるように構成されている。 直交３軸の傾斜磁場は、それぞれスライス選択用傾斜磁
場Ｇｓ、読み出しく周波数エンコード）用傾斜磁場Ｇｒ
、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐとする。傾斜コイル１
４には傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｒ、Ｇｐの各電源２１．２２．
２３がら電流が供給され、各方向の傾斜磁場が形成され
る。 傾斜コイル１４により所定の波形の各傾斜磁場パルスが
形成されるように、この傾斜磁場電源２１〜２３の供給
電流波形が傾斜磁場制御装置２４により制御されている
。 他方、送信コイル１２には、高周波電源３３がら送られ
るＲＦパルスが供給される。このＲＦパルスは、周波数
変換器３２において、シンセサイザ３４からのＲＦ正弦
波信号をキャリア信号として、ＲＦ波形発生器３１がら
の５ｉｎｃ波形でＡＭ変調したものを、高周波電源３３
により増幅したものである。 被検者１１に送信コイル１２がらＲＦパルスを照射して
その核スピンを励起した後発生するＮ ＭＲ倍信号受信
コイル１３で受信される。なお、送信コイル１２と受信
コイル１３とを兼用とし、図示しない信号切換器を用い
て送信側の高周波電源３３と受信側の前置増幅器３５と
を切り換えることもできる。この受信ＮＭＲ信号は前置
増幅器３５により増幅された後、直交位相検波器３６で
検波され、次にＡ／Ｄ変換器３７でデジタルデータに変
換されてホストコンピュータ４１に取り込まれる、この
直交位相検波器３６はＰ Ｓ Ｄ （ＰｈａｓｅＳｅｎ
ｓｉｔｉｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）方式の検波回路で、
シンセサイザ３４から送られる参照信号と受信信号とを
ミキシングすることによって２つの信号の周波数の差を
出力する回路を用いる。 シーケンスコントローラ４２はホストコンピュータ４］
の制御下、傾斜磁場制御装置２４に各傾斜磁場パルスの
波形情報と発生タイミング情報を与え、ＲＦ波形発生器
３１にＲＦパルスの５ｉｎＣ波形情報及び発生タイミン
グ情報を与えるとともに、シンセサイザ３４にキャリア
信号の周波数（共鳴周波数に対応する）に間する情報を
送り、Ａ／Ｄ変換器３７のサンプルタイミングなどを制
御する。 ホストコンピュータ４１には、表示装置とキーボード装
置などの入力装置とを有するコンソール４３が接続され
ている。ホストコンピュータ４１に取り込まれたデータ
は２次元フーリエ変換されることにより画像か再構成さ
れ、その画像がコ〉・ソール４３の表示装置に表示され
る。 イメージングのためのパルスシーケンスとしては、通常
のスピンエコー法や、サチュレーションリカバリ法や、
インバージョンリカバリ法などを使用することかできる
か、その各ビューのパルスシーケ〉′スの開始タイミン
グを、心臓の動きに同期して行うようにする。そのため
、心電計５１からの心電波形をタイミング発生回Ｆ！＠
４４に導き、その心電波形の任意の点たとえはＲ波を基
準としたタイミング信号を得、このタイミング信号をポ
ストコンピュータ４１に送り、トリガをかけるようにし
ている。 ここで、心電計５１は、第２図に示すように、被検者１
］に取り付けられるアース用電極５２と、信号検出用電
＆５Ｂ、５４と、雑音検出用コイル５５と、差動アンプ
５６〜５８とから構成されている。アース用電極５２は
被検者１１の身体のほぼ中央部の体表皮に貼り付けられ
、信号検出用電極５３．５４はそのアース用を極５２に
対してはぼ左右対称な位置に貼り付けられる。雑音検出
用コイル５５は被検者１１の身体の左右にわたって配置
され、２つの信号検出用電極５３．５４の付近の間にル
ープ状にかけわたされる導体からなる。 この第２図の８〜ｇの各部での信号波形は第３図Ａ−Ｇ
にそれぞれ示されている。すなわち、信号検出用電極５
３．５４には第３図Ａ、Ｂに示すように心電波形６１が
逆相で現れる。ところがこの２つの電極５３．５４には
雑音６２．６３も重畳する。雑音６２は同相であり、雑
音６３は逆相となっている。 たとえば、読み出しく周波数エンコード）用傾斜磁場Ｇ
ｒは撮像空間内の中心点を中心として逆極性となるよう
に磁場強度が傾斜しているため、被検者１１の身体中心
軸を対して左右方向に対称に逆極性で加えられる。その
ため、この傾斜磁場Ｇｒによる磁場は被検者身体１１の
左右で逆方向に生しることになる。そこで、この磁場の
変動により生じる誘導電流は、アース用電極５２と信号
検出用電極５３．５４との間の身体中の抵抗（図では点
線で示す）を通じて矢印のように流れる。 つまりアース用電［！ ５２に対して対称に流れる。 換言すれば信号検出用電ｆｉ５３．５４には同相の雑音
電流が、ａれる。したがって、このような左右に対称な
成分を有する傾斜磁場による雑音が同相の雑音６２とな
って現れることになる。 このような同相の雑音６２は、差動アンプ５６を経るこ
とにより除去され、差動アンプ５６からは第３図Ｃに示
すような信号が得られる。すなわち、同相の雑音６２は
除去されるが逆相の雑音６３は加算されてかえって大き
なものとなる。 二の逆相の雑音６３というのは、２つの信号検出用電＄
ｉ！５Ｂ、５４間の身体中に流れるもの、つまり点線で
示す２つの抵抗を直列に流れるものである３このような
雑音６３は、被検者１１の身体に対して左右対称性のな
い磁場の変動によってもたらされる。つまり、たとえば
体軸方向に磁場強度か傾斜しているスライス選択用傾斜
磁場Ｇｓのパルス状印加によって生じる。 一方、雑音検出用コイル５５は２つの信号検出用電極５
３．５４間にかけわたされたループ状の導体を有してい
る。そのため、この導体ループにより、電極５３．５４
間の身体中の直列抵抗によるものと同じループが形成さ
れたことになる。したがって、’Ｋ ′ｌｆ！５３．５
４間の身体中の直列抵抗によるループに流れる雑音電流
と同じ雑音電流かこの検出用コイル５５のループ状導体
に流れることになる。つまり、信号検出用ｉＪ、１１ｉ
５Ｂ、５４に逆相に現れる雑音と同じ雑音を、この雑音
検出用コイル５５で検出できる。 この雑音検出用コイル５５の両端には第３図り。 Ｅに示すように雑音６３が逆極性で現れ、これが差動ア
ンプ５７で増幅され、第３図Ｆのようになる。２つの差
動アンプ５６．５７の出力は差動アンプ５８に入力され
るので、差動アンプ５６の出力（第３図Ｃ〉に残ってい
た雑音６３がキャンセルされることになる。こうして、
差動アンプ５８から、同相の雑音６２も逆相の雑音６３
も除去された心電波形６１が第３図Ｇのように得られる
。 この心電波形６１を表す信号ｇがタイミング発生回路４
４（第１図）に送られ、これから心電波形の特定位相に
同期したタイミング信号が作られ、ホストコンピュータ
４１に送られる。したがって、心臓の拍動に正確に同期
した共鳴信号データ採取のためのパルスシーケンスを行
うことができる。
詳細に説明する。第１図はこの発明の一実施例にかかる
ＭＲイメージング装置を示すもので、この図において、
被検者１１に送信コイル１２と受信コイル１３とが取り
付けられ、これらが主マグネット１５及び傾斜コイル１
４により形成される静磁場及びそれに重畳して形成され
る傾斜磁場内に配置される。傾斜コイル１４は、直交３
軸の各方向に磁場強度か傾斜している傾斜磁場をそれぞ
れ独立に発生することができるように構成されている。 直交３軸の傾斜磁場は、それぞれスライス選択用傾斜磁
場Ｇｓ、読み出しく周波数エンコード）用傾斜磁場Ｇｒ
、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐとする。傾斜コイル１
４には傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｒ、Ｇｐの各電源２１．２２．
２３がら電流が供給され、各方向の傾斜磁場が形成され
る。 傾斜コイル１４により所定の波形の各傾斜磁場パルスが
形成されるように、この傾斜磁場電源２１〜２３の供給
電流波形が傾斜磁場制御装置２４により制御されている
。 他方、送信コイル１２には、高周波電源３３がら送られ
るＲＦパルスが供給される。このＲＦパルスは、周波数
変換器３２において、シンセサイザ３４からのＲＦ正弦
波信号をキャリア信号として、ＲＦ波形発生器３１がら
の５ｉｎｃ波形でＡＭ変調したものを、高周波電源３３
により増幅したものである。 被検者１１に送信コイル１２がらＲＦパルスを照射して
その核スピンを励起した後発生するＮ ＭＲ倍信号受信
コイル１３で受信される。なお、送信コイル１２と受信
コイル１３とを兼用とし、図示しない信号切換器を用い
て送信側の高周波電源３３と受信側の前置増幅器３５と
を切り換えることもできる。この受信ＮＭＲ信号は前置
増幅器３５により増幅された後、直交位相検波器３６で
検波され、次にＡ／Ｄ変換器３７でデジタルデータに変
換されてホストコンピュータ４１に取り込まれる、この
直交位相検波器３６はＰ Ｓ Ｄ （ＰｈａｓｅＳｅｎ
ｓｉｔｉｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）方式の検波回路で、
シンセサイザ３４から送られる参照信号と受信信号とを
ミキシングすることによって２つの信号の周波数の差を
出力する回路を用いる。 シーケンスコントローラ４２はホストコンピュータ４］
の制御下、傾斜磁場制御装置２４に各傾斜磁場パルスの
波形情報と発生タイミング情報を与え、ＲＦ波形発生器
３１にＲＦパルスの５ｉｎＣ波形情報及び発生タイミン
グ情報を与えるとともに、シンセサイザ３４にキャリア
信号の周波数（共鳴周波数に対応する）に間する情報を
送り、Ａ／Ｄ変換器３７のサンプルタイミングなどを制
御する。 ホストコンピュータ４１には、表示装置とキーボード装
置などの入力装置とを有するコンソール４３が接続され
ている。ホストコンピュータ４１に取り込まれたデータ
は２次元フーリエ変換されることにより画像か再構成さ
れ、その画像がコ〉・ソール４３の表示装置に表示され
る。 イメージングのためのパルスシーケンスとしては、通常
のスピンエコー法や、サチュレーションリカバリ法や、
インバージョンリカバリ法などを使用することかできる
か、その各ビューのパルスシーケ〉′スの開始タイミン
グを、心臓の動きに同期して行うようにする。そのため
、心電計５１からの心電波形をタイミング発生回Ｆ！＠
４４に導き、その心電波形の任意の点たとえはＲ波を基
準としたタイミング信号を得、このタイミング信号をポ
ストコンピュータ４１に送り、トリガをかけるようにし
ている。 ここで、心電計５１は、第２図に示すように、被検者１
］に取り付けられるアース用電極５２と、信号検出用電
＆５Ｂ、５４と、雑音検出用コイル５５と、差動アンプ
５６〜５８とから構成されている。アース用電極５２は
被検者１１の身体のほぼ中央部の体表皮に貼り付けられ
、信号検出用電極５３．５４はそのアース用を極５２に
対してはぼ左右対称な位置に貼り付けられる。雑音検出
用コイル５５は被検者１１の身体の左右にわたって配置
され、２つの信号検出用電極５３．５４の付近の間にル
ープ状にかけわたされる導体からなる。 この第２図の８〜ｇの各部での信号波形は第３図Ａ−Ｇ
にそれぞれ示されている。すなわち、信号検出用電極５
３．５４には第３図Ａ、Ｂに示すように心電波形６１が
逆相で現れる。ところがこの２つの電極５３．５４には
雑音６２．６３も重畳する。雑音６２は同相であり、雑
音６３は逆相となっている。 たとえば、読み出しく周波数エンコード）用傾斜磁場Ｇ
ｒは撮像空間内の中心点を中心として逆極性となるよう
に磁場強度が傾斜しているため、被検者１１の身体中心
軸を対して左右方向に対称に逆極性で加えられる。その
ため、この傾斜磁場Ｇｒによる磁場は被検者身体１１の
左右で逆方向に生しることになる。そこで、この磁場の
変動により生じる誘導電流は、アース用電極５２と信号
検出用電極５３．５４との間の身体中の抵抗（図では点
線で示す）を通じて矢印のように流れる。 つまりアース用電［！ ５２に対して対称に流れる。 換言すれば信号検出用電ｆｉ５３．５４には同相の雑音
電流が、ａれる。したがって、このような左右に対称な
成分を有する傾斜磁場による雑音が同相の雑音６２とな
って現れることになる。 このような同相の雑音６２は、差動アンプ５６を経るこ
とにより除去され、差動アンプ５６からは第３図Ｃに示
すような信号が得られる。すなわち、同相の雑音６２は
除去されるが逆相の雑音６３は加算されてかえって大き
なものとなる。 二の逆相の雑音６３というのは、２つの信号検出用電＄
ｉ！５Ｂ、５４間の身体中に流れるもの、つまり点線で
示す２つの抵抗を直列に流れるものである３このような
雑音６３は、被検者１１の身体に対して左右対称性のな
い磁場の変動によってもたらされる。つまり、たとえば
体軸方向に磁場強度か傾斜しているスライス選択用傾斜
磁場Ｇｓのパルス状印加によって生じる。 一方、雑音検出用コイル５５は２つの信号検出用電極５
３．５４間にかけわたされたループ状の導体を有してい
る。そのため、この導体ループにより、電極５３．５４
間の身体中の直列抵抗によるものと同じループが形成さ
れたことになる。したがって、’Ｋ ′ｌｆ！５３．５
４間の身体中の直列抵抗によるループに流れる雑音電流
と同じ雑音電流かこの検出用コイル５５のループ状導体
に流れることになる。つまり、信号検出用ｉＪ、１１ｉ
５Ｂ、５４に逆相に現れる雑音と同じ雑音を、この雑音
検出用コイル５５で検出できる。 この雑音検出用コイル５５の両端には第３図り。 Ｅに示すように雑音６３が逆極性で現れ、これが差動ア
ンプ５７で増幅され、第３図Ｆのようになる。２つの差
動アンプ５６．５７の出力は差動アンプ５８に入力され
るので、差動アンプ５６の出力（第３図Ｃ〉に残ってい
た雑音６３がキャンセルされることになる。こうして、
差動アンプ５８から、同相の雑音６２も逆相の雑音６３
も除去された心電波形６１が第３図Ｇのように得られる
。 この心電波形６１を表す信号ｇがタイミング発生回路４
４（第１図）に送られ、これから心電波形の特定位相に
同期したタイミング信号が作られ、ホストコンピュータ
４１に送られる。したがって、心臓の拍動に正確に同期
した共鳴信号データ採取のためのパルスシーケンスを行
うことができる。
この発明の核磁気共鳴検査装置によれば、傾斜磁場など
による雑音を有効に除去することによってＳ／′Ｎ比を
高めた心電波形を得ることができ、それによって心臓の
拍動に正確に同期した共鳴信号データ採取シーケンスを
行うことができる。
による雑音を有効に除去することによってＳ／′Ｎ比を
高めた心電波形を得ることができ、それによって心臓の
拍動に正確に同期した共鳴信号データ採取シーケンスを
行うことができる。
第１図はこの発明の一実施例を示すブロック図、第２図
は同実施例の心電計の部分を詳細に示すブロック図、第
３図は第２図の各部の波形を示す波形図である。 １１・・・被検者、１２・・・送信コイル、１３・・・
受信コイル、１４・・・傾斜コイル、１５・・・主マグ
ネット、２１・・・スライス選択用傾斜磁場電源、２２
・・・読み出し用傾斜磁場電源、２３・・・位相エンコ
ード用傾斜磁場電源、２４・・・傾斜磁場制御装置、３
１ 、ＲＦ波形発生器、３２・・・周波数変換器、３３
・・・高周波電源、３４・・・シンセサイザ、３５・・
・前置増幅器、３６・・・直交位相検波器、３７・・・
Ａ／Ｄ変換器、４１０１．ホストコンピュータ、４２・
・・シーケンスコントローラ、４３・・・コンソール、
４４・・・タイミング発生回路、５１・・・心電計、５
２・・・アース用電極、５３．５４・・・信号検出用電
極、５５・、・雑音検出用コイル、５６〜５８・・・差
動アンプ、６１・・・心電波形、６２．６３・・・雑音
。
は同実施例の心電計の部分を詳細に示すブロック図、第
３図は第２図の各部の波形を示す波形図である。 １１・・・被検者、１２・・・送信コイル、１３・・・
受信コイル、１４・・・傾斜コイル、１５・・・主マグ
ネット、２１・・・スライス選択用傾斜磁場電源、２２
・・・読み出し用傾斜磁場電源、２３・・・位相エンコ
ード用傾斜磁場電源、２４・・・傾斜磁場制御装置、３
１ 、ＲＦ波形発生器、３２・・・周波数変換器、３３
・・・高周波電源、３４・・・シンセサイザ、３５・・
・前置増幅器、３６・・・直交位相検波器、３７・・・
Ａ／Ｄ変換器、４１０１．ホストコンピュータ、４２・
・・シーケンスコントローラ、４３・・・コンソール、
４４・・・タイミング発生回路、５１・・・心電計、５
２・・・アース用電極、５３．５４・・・信号検出用電
極、５５・、・雑音検出用コイル、５６〜５８・・・差
動アンプ、６１・・・心電波形、６２．６３・・・雑音
。
Claims (1)
- （１）静磁場を発生する手段と、各方向の傾斜磁場を発
生する手段と、該静磁場及び傾斜磁場中に置かれた被検
者にＲＦ信号を照射して励起する手段と、被検者からの
共鳴信号を受信する手段と、傾斜磁場発生、ＲＦ信号照
射及び信号受信についての一連のシーケンスからなる共
鳴信号データ採取シーケンスを制御する手段とからなる
核磁気共鳴検査装置において、被検者身体の略中央部に
取り付けられるアース用電極と、該アース用電極に対し
て左右に略対称な位置に取り付けられる２つの信号検出
用電極と、該２つの信号検出用電極付近にかけわたされ
た導体ループを有する雑音検出用コイルと、上記２つの
信号検出用電極に現れる信号の差をとるとともに、それ
によって得られた差信号に対して上記の雑音検出用コイ
ルに現れる信号を差し引く手段とからなる心電波形検出
手段と、該心電波形検出手段から得られた心電波形に基
づき上記制御手段を制御し上記の共鳴信号データ採取シ
ーケンスの開始タイミングを定める手段とを備えたこと
を特徴とする核磁気共鳴検査装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2337815A JP2921115B2 (ja) | 1990-11-30 | 1990-11-30 | 核磁気共鳴検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2337815A JP2921115B2 (ja) | 1990-11-30 | 1990-11-30 | 核磁気共鳴検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04200533A true JPH04200533A (ja) | 1992-07-21 |
| JP2921115B2 JP2921115B2 (ja) | 1999-07-19 |
Family
ID=18312228
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2337815A Expired - Lifetime JP2921115B2 (ja) | 1990-11-30 | 1990-11-30 | 核磁気共鳴検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2921115B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013000590A (ja) * | 2011-06-17 | 2013-01-07 | General Electric Co <Ge> | 心電図検査におけるノイズ検出システム及び方法 |
| JPWO2022208614A1 (ja) * | 2021-03-29 | 2022-10-06 | ||
| WO2023013235A1 (ja) * | 2021-08-03 | 2023-02-09 | スミダコーポレーション株式会社 | 測定装置および測定方法 |
-
1990
- 1990-11-30 JP JP2337815A patent/JP2921115B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013000590A (ja) * | 2011-06-17 | 2013-01-07 | General Electric Co <Ge> | 心電図検査におけるノイズ検出システム及び方法 |
| JPWO2022208614A1 (ja) * | 2021-03-29 | 2022-10-06 | ||
| WO2022208614A1 (ja) * | 2021-03-29 | 2022-10-06 | 日本ライフライン株式会社 | ノイズ判定器 |
| WO2023013235A1 (ja) * | 2021-08-03 | 2023-02-09 | スミダコーポレーション株式会社 | 測定装置および測定方法 |
| JP2023022435A (ja) * | 2021-08-03 | 2023-02-15 | スミダコーポレーション株式会社 | 測定装置および測定方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2921115B2 (ja) | 1999-07-19 |
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