JPH0471536A - Ｍｒｉ装置用ｅｃｇ信号ケーブル - Google Patents
Ｍｒｉ装置用ｅｃｇ信号ケーブルInfo
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- JPH0471536A JPH0471536A JP2184456A JP18445690A JPH0471536A JP H0471536 A JPH0471536 A JP H0471536A JP 2184456 A JP2184456 A JP 2184456A JP 18445690 A JP18445690 A JP 18445690A JP H0471536 A JPH0471536 A JP H0471536A
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Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- 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】
［発明の目的コ
（産業上の利用分野）
本発明は、ＭＲ撮影時被検体に接続されてＥＣＧ信号を
検出するためのＭＨＩ装置用ＥＣＧ信号ケーブルに関す
る。
検出するためのＭＨＩ装置用ＥＣＧ信号ケーブルに関す
る。
（従来の技術）
ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置は、主磁石によっ
て形成される静磁場に傾斜磁場用コイルによって形成さ
れる位置情報を検出するための傾斜磁場を重゛ねた磁場
内に撮影すべき被検体を配置し、送信用コイルによって
被検体に高周波磁場を加えることにより対象核種を励起
して、高周波磁場の印加を停止したときその対象核種か
ら発生されたＭＲ倍信号磁気共鳴信号）を受信用コイル
で検出し、それに基いて所望部位の画像を再構成してモ
ニタに表示して診断に供するようにしたものである。
て形成される静磁場に傾斜磁場用コイルによって形成さ
れる位置情報を検出するための傾斜磁場を重゛ねた磁場
内に撮影すべき被検体を配置し、送信用コイルによって
被検体に高周波磁場を加えることにより対象核種を励起
して、高周波磁場の印加を停止したときその対象核種か
ら発生されたＭＲ倍信号磁気共鳴信号）を受信用コイル
で検出し、それに基いて所望部位の画像を再構成してモ
ニタに表示して診断に供するようにしたものである。
このようなＭＲＩ装置で胸部特に心臓の画像を撮影する
場合には、心臓の拍動の影響を受けて正確な画像の撮影
が困難となる。このため心電図（Ｅ １ｅｃｔｒｏ−Ｃ
ａｒｄｉｏ−Ｇｒ ａｍ）を利用して心拍の一定の相か
らだけの画像を撮影するようにした、いわゆるＥＣＧ同
期撮影法が実施されている。
場合には、心臓の拍動の影響を受けて正確な画像の撮影
が困難となる。このため心電図（Ｅ １ｅｃｔｒｏ−Ｃ
ａｒｄｉｏ−Ｇｒ ａｍ）を利用して心拍の一定の相か
らだけの画像を撮影するようにした、いわゆるＥＣＧ同
期撮影法が実施されている。
第５図はこのようなＥＣＧ同期撮影法の原理を説明する
もので、ＥＣＧ信号で心室の収縮に相当している最も急
峻なピークであるＲ波を目印にして、このＲ波から一定
時間Δを遅れてから送信コイルによって９００パルスを
加え、続いて１８０°パルスを加えることによりＭＲ倍
信号エコー信号）を得ることができる。同様にしてＲ波
が検出されるごとに前記動作を繰返すことにより、心室
の収縮期、拡張期にタイミングを合せて心臓の撮影を行
うことができるので、拍動の影響を受けることなく正確
な撮影ができるようになる。なおｔは１心拍の時間を示
し、ｔＲは繰返し時間を示し両者は等しく設定される。
もので、ＥＣＧ信号で心室の収縮に相当している最も急
峻なピークであるＲ波を目印にして、このＲ波から一定
時間Δを遅れてから送信コイルによって９００パルスを
加え、続いて１８０°パルスを加えることによりＭＲ倍
信号エコー信号）を得ることができる。同様にしてＲ波
が検出されるごとに前記動作を繰返すことにより、心室
の収縮期、拡張期にタイミングを合せて心臓の撮影を行
うことができるので、拍動の影響を受けることなく正確
な撮影ができるようになる。なおｔは１心拍の時間を示
し、ｔＲは繰返し時間を示し両者は等しく設定される。
第４図はこのようにＥＣＧ同期撮影を行う場合の概略を
示すもので、ＭＲＩ装置内に配置された被検体６の体表
には第５図のようなＥＣＧ信号を検出するためのケーブ
ル１が電極ＩＡを介して複数本例えば３本接続されて信
号処理回路に導かれる。前記のように被検体６からのＥ
ＣＧ信号を検出することにより所定のタイミングで高周
波磁場を加えることによりＭＲ撮影が行われる。
示すもので、ＭＲＩ装置内に配置された被検体６の体表
には第５図のようなＥＣＧ信号を検出するためのケーブ
ル１が電極ＩＡを介して複数本例えば３本接続されて信
号処理回路に導かれる。前記のように被検体６からのＥ
ＣＧ信号を検出することにより所定のタイミングで高周
波磁場を加えることによりＭＲ撮影が行われる。
（発明が解決しようとする課題）
ところでこのようなＥＣＧ同期撮影に用いられる従来の
ＥＣＧ信号ケーブルは、ＭＲ撮影時高周波磁場が加えら
れるとこの高周波磁場と鎖交する形でＥＣＧ信号ケーブ
ル相互と被検体とが高周波電流に対する電流ループをつ
くることがあるので、この電流ループに高周波電流が誘
導されて流れるという問題がある。すなわち第４図に示
すように高周波磁場Ｈが加えられている状態でこれと鎖
交する形で高周波電流ループＬがつくられ、このループ
Ｌに高周波誘導電流が流れるようになる。
ＥＣＧ信号ケーブルは、ＭＲ撮影時高周波磁場が加えら
れるとこの高周波磁場と鎖交する形でＥＣＧ信号ケーブ
ル相互と被検体とが高周波電流に対する電流ループをつ
くることがあるので、この電流ループに高周波電流が誘
導されて流れるという問題がある。すなわち第４図に示
すように高周波磁場Ｈが加えられている状態でこれと鎖
交する形で高周波電流ループＬがつくられ、このループ
Ｌに高周波誘導電流が流れるようになる。
このためＥＣＧ信号ケーブル又はＥＣＧケーブル電極が
発熱し、ひどい場合には被検体がやけどしてしまうこと
がある。
発熱し、ひどい場合には被検体がやけどしてしまうこと
がある。
本発明は以上のような問題に対処してなされたもので、
高周波誘導電流を抑制するようにしたＭＲＩ装置用ＥＣ
Ｇ信号ケーブルを提供することを目的とするものである
。
高周波誘導電流を抑制するようにしたＭＲＩ装置用ＥＣ
Ｇ信号ケーブルを提供することを目的とするものである
。
［発明の構成］
（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、ＭＲ撮影時被検体
に接続されてＥＣＧ信号を検出するためのケーブルであ
って、少なくとも一部に高周波誘導電流を抑制する抵抗
体を設けたことを特徴とするものである。
に接続されてＥＣＧ信号を検出するためのケーブルであ
って、少なくとも一部に高周波誘導電流を抑制する抵抗
体を設けたことを特徴とするものである。
（作 用）
ケーブルの少なくとも一部に高周波誘導電流を抑制する
抵抗体を設けたことにより、高周波誘導電流は抑制され
るのでＥＣＧ信号ケーブル又はＥＣＧケーブル電極の発
熱は抑えられる。よって被検体がやけどするおそれはな
くなる。
抵抗体を設けたことにより、高周波誘導電流は抑制され
るのでＥＣＧ信号ケーブル又はＥＣＧケーブル電極の発
熱は抑えられる。よって被検体がやけどするおそれはな
くなる。
（実施例）
以下図面を参照して本発明の詳細な説明する。
第１図は本発明のＭＲｒ装置用ＥＣＧ信号ケーブルの実
施例を示す構成図で、ＥＣＧ信号ケーブル１の一端はＥ
ＣＧケーブル電極ＩＡを介して被検体に接続可能に構成
されると共に他端は信号処理回路に導かれる。ケーブル
１は金属線材、カーボン繊維等から構成されており、途
中には高周波誘導電流を抑制するための抵抗素子２が接
続されている。この抵抗素子２は圧着、半田付は等によ
る接続部３を介してケーブル１に接続される。
施例を示す構成図で、ＥＣＧ信号ケーブル１の一端はＥ
ＣＧケーブル電極ＩＡを介して被検体に接続可能に構成
されると共に他端は信号処理回路に導かれる。ケーブル
１は金属線材、カーボン繊維等から構成されており、途
中には高周波誘導電流を抑制するための抵抗素子２が接
続されている。この抵抗素子２は圧着、半田付は等によ
る接続部３を介してケーブル１に接続される。
第２図は第１図のＥＣＧ信号ケーブル１が組込まれたＭ
ＲＩ装置を示すもので、４は静磁場発生部で例えば超電
導コイル５を利用した超電導磁石によって構成されてい
る。８はドームで撮影すべき被検体６をガイドする空間
部で、このドーム８にはイメージングに必要な高周波コ
イル９及び傾斜磁場形成用コイル１０が配置される。１
１は高周波コイル９に被検体６への励起パルスを与える
高周波（ＲＦ）パルス送信部、１２は傾斜磁場形成用コ
イル１０に静磁場に重ねて傾斜磁場を発生する傾斜磁場
発生部である。この傾斜磁場発生部１２はイメージング
に必要なスライシング用傾斜磁場１位相エンコーディン
グ用傾斜磁場及び読出し用傾斜磁場を各々発生するよう
になっている。
ＲＩ装置を示すもので、４は静磁場発生部で例えば超電
導コイル５を利用した超電導磁石によって構成されてい
る。８はドームで撮影すべき被検体６をガイドする空間
部で、このドーム８にはイメージングに必要な高周波コ
イル９及び傾斜磁場形成用コイル１０が配置される。１
１は高周波コイル９に被検体６への励起パルスを与える
高周波（ＲＦ）パルス送信部、１２は傾斜磁場形成用コ
イル１０に静磁場に重ねて傾斜磁場を発生する傾斜磁場
発生部である。この傾斜磁場発生部１２はイメージング
に必要なスライシング用傾斜磁場１位相エンコーディン
グ用傾斜磁場及び読出し用傾斜磁場を各々発生するよう
になっている。
１３は被検体６からのＭＲ倍信号受信する信号収集部、
１４は信号収集部１３によって受信されたＭＲ倍信号取
り込んで被検体６のＭＲ像（磁気共鳴像）を再構成する
画像作成部、１５はこの画像作成部１４によって形成さ
れたＭＲ像を可視化する画像表示部である。１６はイメ
ージングコントローラで前記ＲＦパルス送信部１１．傾
斜磁場発生部１２．信号収集部１３等の制御動作を行う
ためのものである。１７はカバ一部である。
１４は信号収集部１３によって受信されたＭＲ倍信号取
り込んで被検体６のＭＲ像（磁気共鳴像）を再構成する
画像作成部、１５はこの画像作成部１４によって形成さ
れたＭＲ像を可視化する画像表示部である。１６はイメ
ージングコントローラで前記ＲＦパルス送信部１１．傾
斜磁場発生部１２．信号収集部１３等の制御動作を行う
ためのものである。１７はカバ一部である。
ドーム８にガイドされた被検体６の体表には第１図のＥ
ＣＧ信号ケーブル１が電極ＩＡを介して複数本接続され
る。ＥＣＧ信号ケーブル１の他端はイメージングコント
ローラ１６に接続されて信号処理が行われる。
ＣＧ信号ケーブル１が電極ＩＡを介して複数本接続され
る。ＥＣＧ信号ケーブル１の他端はイメージングコント
ローラ１６に接続されて信号処理が行われる。
このような第２図のＭＲＩ装置を用いてＭＲ撮影を行え
ば、ＭＲ撮影時ＲＦパルス送信部１１から被検体６に高
周波磁場を加えたとき第４図のようにこの高周波磁場と
鎖交する形でＥＣＧ信号ケーブル１相互と被検体６とが
高周波電流に対する電流ループをつくったとしても、こ
れによるケーブル１を流れる高周波誘導電流は抵抗素子
２が設けられていることによりこれによって抑制される
ようになる。従ってＥＣＧ信号ケーブル１又はＥＣＧケ
ーブル電極ＩＡの発熱は抑えられるようになるので、被
検体６をやけどさせるようなおそれはなくなる。
ば、ＭＲ撮影時ＲＦパルス送信部１１から被検体６に高
周波磁場を加えたとき第４図のようにこの高周波磁場と
鎖交する形でＥＣＧ信号ケーブル１相互と被検体６とが
高周波電流に対する電流ループをつくったとしても、こ
れによるケーブル１を流れる高周波誘導電流は抵抗素子
２が設けられていることによりこれによって抑制される
ようになる。従ってＥＣＧ信号ケーブル１又はＥＣＧケ
ーブル電極ＩＡの発熱は抑えられるようになるので、被
検体６をやけどさせるようなおそれはなくなる。
第３図は本発明のほかの実施例によるＥＣＧ信号ケーブ
ルの構成を示すもので、ケーブル１の途中位置に抵抗領
域２Ａを設けるようにしたものである。これは金属線材
、カーボン繊維等から成るリードの特定領域に対して不
純物を混入することにより、この領域の抵抗率を他の部
分よりも上げることで容易に形成することができる。す
なわち、リード１の特定領域の不純物濃度を変化させる
ことで抵抗率を上げることができる。
ルの構成を示すもので、ケーブル１の途中位置に抵抗領
域２Ａを設けるようにしたものである。これは金属線材
、カーボン繊維等から成るリードの特定領域に対して不
純物を混入することにより、この領域の抵抗率を他の部
分よりも上げることで容易に形成することができる。す
なわち、リード１の特定領域の不純物濃度を変化させる
ことで抵抗率を上げることができる。
［発明の効果］
以上述べたように本発明によれば、ＥＣＧ信号ケーブル
の一部に高周波誘導電流を抑制する抵抗体を設けるよう
にしたので、ＥＣＧ信号ケーブルに流れる高周波誘導電
流を抑制することができＥＣＧ信号ケーブル又はＥＣＧ
ケーブル電極の発熱を抑えることができる。
の一部に高周波誘導電流を抑制する抵抗体を設けるよう
にしたので、ＥＣＧ信号ケーブルに流れる高周波誘導電
流を抑制することができＥＣＧ信号ケーブル又はＥＣＧ
ケーブル電極の発熱を抑えることができる。
第１図は本発明のＭＲＩ装置用ＥＣＧ信号ケーブルの実
施例を示す構成図、第２図は本実施例ケーブルが組込ま
れたＭＲＩ装置を示す構成図、第３図は本発明の他の実
施例を示す構成図、第４図は従来の問題点の説明図、第
５図はＥＣＧ同期撮影法を説明するタイミングチャート
である。 １・・・ＭＲＩ装置用ＥＣＧ信号ケーブル、１Ａ・・・
ＥＣＧケーブル電極、２・・・抵抗素子、２Ａ・・・抵
抗領域、４・・・静磁場発生部、６・・・被検体、９・
・・高周波コイル、１０・・・傾斜磁場形成用コイル、 １６・・・イメージングコントローラ。 第 １ 図 代理人 弁理士 三 澤 正 義６核咬Ａ本 第 図
施例を示す構成図、第２図は本実施例ケーブルが組込ま
れたＭＲＩ装置を示す構成図、第３図は本発明の他の実
施例を示す構成図、第４図は従来の問題点の説明図、第
５図はＥＣＧ同期撮影法を説明するタイミングチャート
である。 １・・・ＭＲＩ装置用ＥＣＧ信号ケーブル、１Ａ・・・
ＥＣＧケーブル電極、２・・・抵抗素子、２Ａ・・・抵
抗領域、４・・・静磁場発生部、６・・・被検体、９・
・・高周波コイル、１０・・・傾斜磁場形成用コイル、 １６・・・イメージングコントローラ。 第 １ 図 代理人 弁理士 三 澤 正 義６核咬Ａ本 第 図
Claims (1)
- ＭＲ撮影時被検体に接続されてＥＣＧ信号を検出するた
めのケーブルであって、少なくとも一部に高周波誘導電
流を抑制する抵抗体を設けたことを特徴とするＭＲＩ装
置用ＥＣＧ信号ケーブル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2184456A JPH0471536A (ja) | 1990-07-12 | 1990-07-12 | Ｍｒｉ装置用ｅｃｇ信号ケーブル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2184456A JPH0471536A (ja) | 1990-07-12 | 1990-07-12 | Ｍｒｉ装置用ｅｃｇ信号ケーブル |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0471536A true JPH0471536A (ja) | 1992-03-06 |
Family
ID=16153469
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2184456A Pending JPH0471536A (ja) | 1990-07-12 | 1990-07-12 | Ｍｒｉ装置用ｅｃｇ信号ケーブル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0471536A (ja) |
Cited By (24)
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-
1990
- 1990-07-12 JP JP2184456A patent/JPH0471536A/ja active Pending
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