(57)【要約】【課題】目的は、傾斜磁場等から受けた誘導電圧（雑音）を心電計が検出する信号からできるだけ取り除いて、雑音の少ない同期信号をＭＲＩ装置へ出力することである。【解決手段】被検体に接触する電極１，２を有し、その電極から線材を介して検体信号を検出する心電計５であって、前記線材として、互いに絶縁材を挟んで密着され、一端側に前記電極に接続された信号用線材とダミー用線材とで対を成すペア線４ａ、４ｂを２つ備え、前記各ペア線の前記一端側のダミー用線材間を擬似抵抗体３で結び、前記各ダミー用線材の他端を他のペア線の信号用線材の他端に（Ａ点で）直接的に、互いに受けた誘導電圧が逆位相になるよう結合した。【選択図】図１
2007202905.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に接触する電極を有し、その電極から線材を介して被検体信号を検出して出力する心電計であって、
前記線材として、互いに絶縁材を挟んで密着され、一端側に前記電極に接続された信号用線材とダミー用線材とで対を成すペア線を複数備え、前記各ペア線の前記一端側のダミー用線材間を擬似抵抗で結び、前記各ダミー用線材の他端と前記各信号用線材の他端とを直接的又は間接的に電気的結合をさせることを特徴とする心電計。
【請求項２】
前記電気的結合は、前記各ダミー用線材の他端を他のペア線の信号用線材の他端に直接的又は間接的に結合されることを特徴とする請求項１に記載の心電計。
【請求項３】
前記ペア線は２つであって、前記電気的結合は、１つのペア線のダミー用線材の他端と他のペア線の信号用線材の他端を入力とする差動増幅器と、前記他のペア線のダミー用線材の他端と前記１つのペア線の信号用線材の他端とを入力とする差動増幅器とで行われ、前記２つの差動増幅器の出力から被検体信号を受けることを特徴とする請求項２に記載の心電計。
【請求項４】
前記ペア線は２つであって、前記電気的結合は、２つのダミー用線材の他端をそれぞれ入力とする第１の差動増幅器と、２つのペア線の信号用線材の他端をそれぞれ入力とする第２の差動増幅器と、前記第１の差動増幅器の出力と前記第２の差動増幅器の出力から被検体信号を検出することを特徴とする請求項１記載の心電計。
【請求項５】
前記第２の差動増幅器の利得は可変可能にされたことを特徴とする請求項４に記載の心電計。
【請求項６】
被検体に接触し、被検体の信号を検出する電極と、
前記電極に接続される信号用線材と、
ダミー用線材と、
を備えたことを特徴とする心電計。
【請求項７】
前記ダミー用線材に設けられた擬似抵抗をさらに備えたことを特徴とする請求項６に記載の心電計。
【請求項８】
前記擬似抵抗は、前記電極を前記被検体に接触させた際の前記被検体の抵抗値と略等価の抵抗値であることを特徴とする請求７に記載。
【請求項９】
被検体に接触する電極を有し、その電極から線材を介して被検体信号を検出して出力する心電計を備え、前記被検体信号に同期して被検体のデータを取得するＭＲＩ装置であって、
前記心電計は、前記線材として、互いに絶縁材を挟んで密着され、一端側に前記電極に接続された信号用線材とダミー用線材とで対を成すペア線を複数備え、前記各ペア線の前記一端側のダミー用線材間を擬似抵抗で結び、前記各ダミー用線材の他端と前記各信号用線材の他端とを直接的又は間接的に電気的結合をさせる構成であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、例えば心臓等の動きの所望の時相における画像を得るために、その心臓等の時相を検出するために用いられる心電計、及びその心臓等の動きの所望の時相における画像を取得するＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置等とも呼ばれる。）に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から、造影剤を投入して、心電計が出力する心電波形（ＥＣＧ波形）の例えばＲ波のタイミングに同期（心電同期）して、ＭＲＩ撮影（磁気共鳴による被検体のデータ取得）を行うことにより、心臓等の所望の時相の再生画像を取得することが行われている（特許文献１）。
【０００３】
特許文献１に記載されているように、心電計は、ケーブルでその先端部にある電極を被検体に取り付けて、被検体信号を検出し、ＥＣＧ波形として出力する。そのとき、そのケーブルは、同時に被検体の周囲にあるＭＲＩ装置の傾斜磁場等の影響を受け、その影響が雑音としてＥＣＧ波形に含まれることがあった。特に、傾斜磁場等が高速でスイッチングされるとケーブルに誘導される雑音も高速に応じて大きくなる。
【０００４】
例えば、図８に示すように、２本の線材１５（上記説明のケーブルに相当）は、それぞれの先端に設けられた電極１と電極２の間には、実質的に、被検体に相当する等価抵抗体がある。したがって、２本の線材１５は閉ループを構成し、その閉ループ内をＭＲＩ装置の傾斜磁場等による磁束が鎖交するので、その磁束の変化による誘導電圧が線材１に発生し、ＥＣＧ波形の雑音となる。図９の場合は、先端に３つの電極がそれぞれ接続された３本の線材１６により、閉ループが構成され、それぞれに誘導電圧が雑音として発生する。
【０００５】
このような雑音は、ＭＲＩ装置と同期をとるためのＥＣＧ波形に含まれてくると、例えば、ＥＣＧ波形に含まれる、同期対象のＲ波の検出が困難になったり、検出してもずれてしまったりして、結果として同期そのものがずれて、本来と異なったタイミング位置でＭＲＩ装置による撮像が行われ、所望の時相での撮像ができなかったりすることがある。特許文献１は、このように傾斜磁場等による雑音が混入した場合でも、混入した検出信号を特許文献１の発明に係る波形成形処理によって、同期して撮影するのに必要なトリガ信号を安定に得ようとするものである。
【０００６】
【特許文献１】特開２００４−３２９６６９号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかし、上記特許文献１は、それなりに効果があるが、もともとの雑音を軽減するものとはなっていない。本来、ＥＣＧ波形の雑音が誘導されていないことが何よりも好ましい。そうすれば、特許文献１における波形成形処理の負担等も軽減できる。
【０００８】
本発明の目的は、磁場等から受けた誘導電圧（雑音）を心電計が検出する信号からできるだけ取り除いて、雑音の少ない同期信号を出力することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
請求項１に記載の発明は、被検体に接触する電極を有し、その電極から線材を介して被検体信号を検出して、ＭＲＩ装置に出力する心電計であって、
前記線材として、互いに絶縁材を挟んで密着され、一端側に前記電極に接続された信号用線材と、ダミー用線材とで対を成すペア線を複数備え、前記各ペア線の前記一端側のダミー用線材間を擬似抵抗で結び、前記各ダミー用線材の他端と前記各信号用線材の他端とを直接的又は間接的に電気的結合をさせる構成とした。
【００１０】
請求項９に記載の発明は、被検体に接触する電極を有し、その電極から線材を介して被検体信号を検出して出力する心電計を備え、前記被検体信号に同期して被検体のデータを取得するＭＲＩ装置であって、
前記心電計は、前記線材として、互いに絶縁材を挟んで密着され、一端側に前記電極に接続された信号用線材とダミー用線材とで対を成すペア線を複数備え、前記各ペア線の前記一端側のダミー用線材間を擬似抵抗で結び、前記各ダミー用線材の他端と前記各信号用線材の他端とを直接的又は間接的に電気的結合をさせる構成であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の効果】
【００１１】
請求項１〜４又は６〜８に記載のいずれかの発明によれば、電極に接続される信号用線材と擬似抵抗に接続される複数のペア線を用いて、傾斜磁場等から受けた誘導電圧（雑音）を相殺して軽減できる。言い換えれば、心電計からの被検体信号（ＥＣＧ）に対する誘導電圧の比を改善できる。したがって、請求項９に記載のように、ＭＲＩ装置に用いられた場合、ＭＲＩ装置は、より精度良くＥＣＧ波形に同期して撮像できる。
【００１２】
請求項５に記載の発明によれば、信号用線材側とダミー線材側とで誘導電圧の大きさが異なった場合であっても、可変調整することにより、心電計が受ける誘導電圧を軽減できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
本発明は、傾斜磁場等によって、電極を先端に取り付けられた線材（以下、「信号用線材」という。）に誘導される誘導電圧（雑音）を軽減するものである。特に、信号用線材に密接して設けたダミー用線材で傾斜磁場等で誘導される誘導電圧（雑音）を拾って、結合手段により信号線用線材とダミー用線材を互いの誘導電圧の極性を反対（逆位相）になるよう結合させることにより、ダミー用線材の誘導電圧と信号用線材の誘導電圧とを相殺させ、信号用線材の本来の電極で検出した信号を心電計が受け取る構成としたのが特徴である。
【００１４】
本発明のＭＲＩ装置に用いられる心電計の実施形態について、図を用いて説明する。
図１及び図２の実施形態は、誘導電圧を相殺する結合手段として、主として直接的な結線の仕方により行うものであって、図１はそのうち電極が２つの場合で、図２は電極が３つの場合である。図３及び図４の実施形態は、いずれも２つの電極の例であるが、相殺する結合手段として、差動増幅器により行うものである。図５は、３つの電極の例で差動増幅器で結合して誘導電圧を相殺するものである。図６は、図１〜図４における実施形態をＭＲＩ装置３０とともに使用する実施形態を説明する為の図で、被検体、心電計５及びＭＲＩ装置３０の本発明に係る主要部を模擬的に示した図である。図７は、図６のＭＲＩ装置におけるシーケンシャル動作、パルスシーケンスを説明するための図である。
なお、いずれの実施形態であっても、心電計５は、心電計５に入力される信号を差動形式で検出するものとする。また、心電計５と電極等を結ぶ線材（ケーブル）とを別構成にして説明するが請求項に記載の心電計は、線材、電極、擬似抵抗及び心電計５を含む全体構成を言う。
【００１５】
先ず図１〜図５に共通な事項である、線材（ケーブル）について説明する。図１における２芯ケーブル４ａ及び４ｂは、それぞれが、例えば、互いに絶縁材で絶縁された２本の芯線であって、絶縁された状態で撚り線にされたり、或いは密着して平行にされており、その状態は、長さ方向の一端側が電極１，２又は擬似抵抗３の近くまで維持されている。一方、２芯ケーブル４ａ及び４ｂの他端側は、密着して纏められて平行な（或いは撚り線状の）１つの束として、つまり４芯ケーブル４として、心電計５の近傍まで配線されている。図３、図４及び図５でも同様であるが、この場合は、４芯ケーブル４は他端側が差動増幅器１１〜１３の近くまで配線される。なお、この差動増幅器１１〜１３は、現実には心電計５に組み込み可能なので、実質的に図１と同じと言える。又、図２においても、２芯ケーブル６ａ，６ｂ、６ｃのそれぞれが、図１の２芯ケーブル４ａ，４ｂと同じであり、６芯ケーブル６が、４芯ケーブル４と同様の構成である。
【００１６】
上記の２芯ケーブル４ａ、４ｂ、６ａ、６ｂ、６ｃ（以下、特定する必要がないときは符号を省略し「２芯ケーブル」という。）のそれぞれは、電極１，２、７，８，９（特定する必要がないときは符号を省略し「電極」という。）に接続される信号用線材と、擬似抵抗に接続されるダミー用線材のペアで構成されたペア線材でもある。このように信号用線材とダミー用線材とを密接したペア線材を採用することは、傾斜磁場等に対して同じ位置関係にするとともに、できるだけ実効的線路長、及び信号用線材とダミー用線材で作られる開口径（閉ループの径）も同じにすることにより、信号用線材に誘導される誘導電圧とダミー用線材それぞれに誘導される誘導電圧を同じ大きさ、かつ同じ位相にするためである。そしてそのことにより、後記するように互いに相殺しやすくするためである。なお、現実には、信号用線材の電極間に入る被検体による等価抵抗の値と、ダミー用線材間に入る擬似抵抗の値との差異によって、信号用線材に誘導される誘導電圧の大きさとダミー用線材に誘導される誘導電圧の大きさにも差異が生じる。また、信号用線材の実効的線路長とダミー用線材の実効的線路長の違いがあれば位相が変わってしまうこともある（ここで実効線路長とは、等価抵抗又は擬似抵抗等の実質的に位相を変化させる要素を含む線路長を示す。）。しかし、本発明により誘導雑音を軽減できる要旨には変わりないので、以下の構成及びその動作の説明では、特に、断りがなければ、信号用線材とダミー用線材のそれぞれに誘導される誘導電圧の大きさ及び位相は、同じものとして説明する。
【００１７】
また、図１〜図５における等価抵抗Ｒは、被検体が有する抵抗値と等価な抵抗値を、説明上、模式的に表したものであり、各ペア線の信号用線材同士が等価抵抗Ｒを通して閉ループを構成することを示している。擬似抵抗３，１０，１０ａは、信号用線材同士が等価抵抗を通して閉ループを構成するのと同様に、各ペア線のダミー用線材同士を擬似的に結合させて閉ループを構成させるための抵抗であって、擬似抵抗値は、等価抵抗値とほぼ同じにすることが望ましいが、経験的に決定される。
【００１８】
図１において、ペア線は２芯ケーブル４ａと４ｂの２つがあって、前記電気的結合は他端のＡ点で、２芯ケーブル４ａの信号用線材の他端と２芯ケーブル４ｂのダミー用線材の他端とをＡ点で結合させ、さらに２芯ケーブル４ｂの信号用線材の他端と２芯ケーブル４ａのダミー用線材の他端とをＡ点で結合させている。これらの結合は、心電計５の入力（差動入力）において、誘導電圧が逆位相になるように結合しているものである。ここで、電極１と電極２間の信号電圧及び誘導電圧（又は電流）、及び擬似抵抗Ｒの両端に誘導される誘導電圧（又は電流）は、説明上の簡単化のため、２芯ケーブル４ａ側から２芯ケーブル４ｂ側に相対的に電流が流れるように発生すると仮定して、かつ、ペアを成す信号用線材とダミー用線材には、上記の構成からして傾斜磁界等から同じ電圧が誘導されるものとして、以下に説明する。
【００１９】
上図１において、上記と同様に、２芯ケーブル４ｂ側を基準、つまり「０」として考えると、各電圧関係は次のようになる。
電極１の電圧ｅ１ａ＝電極２に対する信号電圧ｅｓ＋誘導電圧Δｅ
２芯ケーブル４ａのダミー用線材の電圧ｅ１ｂ＝誘導電圧Δｅ
電極２の電圧ｅ２ａ＝信号電圧０＋誘導電圧０
２芯ケーブル４ｂのダミー用線材の電圧ｅ２ｂ＝誘導電圧０
Ａ結合点において、Ｅ１＝ｅ１ａ＋ｅ２ｂ＝ｅｓ＋Δｅ
Ｅ２＝ｅ２ａ＋ｅ１ｂ＝Δｅ
心電計５の入力で差動受信されるからその結果Ｅは、
Ｅ＝Ｅ１―Ｅ２＝ｅｓ
となり、誘導電圧（雑音）は相殺される。
【００２０】
図２は、３つの電極を有するものであって、この場合は、２芯ケーブル６ｂを基準「０」（電圧としては、ｅ８ａ、ｅ８ｂ）として考える。図２の各電圧関係は次のようになる。なお、以下の各電圧における名称は省略する。いずれも図の指示した点における電圧である。また、２芯ケーブル６ｃの配置が、２芯ケーブル６ｂに対して、図２のように２芯ケーブル６ａと反対側になっているか、或いは、２芯ケーブル６ａと同じ側にあるかで誘導電圧の符号が変わることがある。
ｅ７ａ＝ｅｓ＋Δｅ
ｅ７ｂ＝Δｅ
ｅ８ａ＝０＋０
ｅ８ｂ＝０
ｅ９ａ＝ｅｓ―Δｅ
ｅ９ｂ＝―Δｅ
Ｂ結合点において、
Ｅ１＝ｅ７ａ＋ｅ８ｂ＋ｅ９ａ＝ｅｓ＋Δｅ＋０＋ｅｓ―Δｅ＝２ｅｓ
Ｅ２＝ｅ７ｂ＋ｅ８ａ＋ｅ９ｂ＝Δｅ＋０―Δｅ＝０
したがって、心電計５に入力された結果Ｅは、次のとおりである。
Ｅ＝Ｅ１―Ｅ２＝２ｅｓ
なお、誘導電圧の符号が変わったとしても、つまり、
ｅ９ａ＝ｅｓ＋Δｅ、ｅ９ｂ＝Δｅであったとしても、Ｅ＝２ｅｓになる。
結局、誘導電圧は、相殺される。
【００２１】
図３は、図１のＡ結合点に変わって、同じ利得（例えば、利得＝１として説明）の差動増幅器１１及び１２で結合させている。
図３（１）の個別の電圧関係は、図１と同じである。差動増幅器１１の出力Ｅ１及び差動増幅器１２の出力Ｅ２は、次にようになる。
Ｅ１＝ｅ１ａ―ｅ２ｂ＝ｅｓ＋Δｅ
Ｅ２＝ｅ１ｂ―ｅ２ａ＝Δｅ
したがって、心電計５への入力結果Ｅ＝Ｅ１―Ｅ２＝ｅｓで表され、誘導電圧は相殺される。
【００２２】
図３（２）の個別の電圧関係も、図１と同じである。同じ利得（＝１）の差動増幅器１１の出力Ｅ１及び差動増幅器１２の出力Ｅ２は、次にようになる。
Ｅ１＝ｅ１ａ―ｅ１ｂ＝ｅｓ＋Δｅ―Δｅ＝ｅｓ
Ｅ２＝ｅ２ａ―ｅ２ｂ＝０
したがって、心電計５への入力結果Ｅ＝Ｅ１―Ｅ２＝ｅｓで表され、誘導電圧は相殺される。
【００２３】
図４の個別の電圧関係も、図１と同じである。差動増幅器１１（利得＝１）の出力Ｅ１及び可変利得差動増幅器１４（利得＝ｋ）の出力Ｅ２、及び差動増幅器１３（利得１）の出力Ｅ３は、次にようになる。
Ｅ１＝ｅ１ａ―ｅ２ａ＝ｅｓ＋Δｅ
Ｅ２＝（ｅ１ｂ―ｅ２ｂ）×ｋ＝Δｅ×ｋ
ただし、ｋは、可変利得差動増幅器１４の利得。
Ｅ３＝Ｅ１―Ｅ２＝ｅｓ＋Δｅ−Δｅ×ｋ
ここで、ｋ＝１、つまり、差動増幅器１１と可変利得差動増幅器１４の利得が同じであれば、相殺される。ただし、これまでのものは、各信号用線材や各ダミー用線材に誘起される誘導電圧は同じ大きさと考え、理想的に説明してきているが、各信号用線材とダミー用線材に誘起されるそれぞれの誘導電圧の大きさが、異なる場合は差動増幅器１３の出力Ｅ３は、次のように表される。
Ｅ３＝ｅｓ＋信号用線材の誘導電圧―ダミー用線材誘導電圧×ｋ
この場合は、ｋ＝信号用線材の誘導電圧／ダミー用線材誘導電圧、に調整されることにより相殺が可能である。
【００２４】
つまり、図４のように、差動増幅器１１で信号用線材の電圧を集めて集計し、可変利得差動増幅器１４でダミー用線材の電圧を集めて集計し、それらの差を差動増幅器１３で算出する構成であると、各信号用線材とダミー用線材に誘起される誘導電圧が異なった場合にも、いずれかの電圧側の利得を可変して（図４では、差動増幅器１１又は可変利得差動増幅器１４のいずれかの利得を可変して）、心電計５への入力結果として、誘導電圧を相殺するようにできる。なお、図４でダミー用線材側の電圧を集計した可変利得差動増幅器１４を可変にしたのは、差動増幅器１１は、信号用線材の電圧を集計しているため、できるだけ大事に扱いたいという希望によるものであって、こちらを可変にしても、被検体信号の大きさも変わってしまうが調整は可能である。
【００２５】
なお、図３における各実施形態においてもレベル調整用の可変利得増幅器をところどころに追加して都度、レベルを調整後に差動を取ることにより、同様の効果がでる。また、図３，図４において、各誘導電圧間の位相が異なるときは、可変移相器により、調整するようにしてもよい。
【００２６】
図５は、３つの電極７，８，９を有する心電計５において、結合手段として差動増幅器を用いた例である。図２とは、結合手段が、異なるだけで、他は同じである。図５において、心電計５は、図２と同様に、電極と接続される端子ｂを基準として、端子ａ―端子ｂ間の電圧、及び端子ｃ−端子ｂ間の電圧を測定するものとする。差動増幅器１７は、２芯ケーブル６ａと６ｂの信号用線材同士で誘導電圧を相殺し、差動増幅器１８は、２芯ケーブル６ａと６ｂのダミー用線材同士で誘導電圧を相殺し、差動増幅器１９では、差動増幅器１７及び１８で残った、信号用線材側の誘導電圧とダミー用線材側の誘導電圧とを相殺する。同様に、差動増幅器２０は、２芯ケーブル６ｃと６ｂの信号用線材同士で誘導電圧を相殺し、差動増幅器２１は、２芯ケーブル６ｃと６ｂのダミー用線材同士で誘導電圧を相殺し、差動増幅器２２では、差動増幅器２０及び２１で残った、信号用線材側の誘導電圧とダミー用線材側の誘導電圧とを相殺する。
【００２７】
図５は、表現を変えれば、次のように言える。２芯ケーブル６ａの信号用線材及びダミー用線材の誘導電圧は、それぞれ、差動増幅器１７、１８を経由して、差動増幅器１９で相殺される。同様に、２芯ケーブル６ｂの信号用線材及びダミー用線材の誘導電圧は、それぞれ、差動増幅器１７、１８を経由して差動増幅器１９で相殺され、かつそれぞれ差動増幅器２０、２１を経由して差動増幅器２２で相殺される。さらに、同様に、２芯ケーブル６ｂの信号用線材及びダミー用線材の誘導電圧は、それぞれ、差動増幅器２０、２１を経由して、差動増幅器１９で相殺される。
【００２８】
次に図６を基に、本発明の心電計５を用いたＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）３０に係る実施形態を説明する。図６は、被検体、心電計５及びＭＲＩ装置３０の本発明に係る主要部を模擬的に示した図である。なお、磁石部は、その断面を模擬的に示している。
【００２９】
図６において、被検体は、内部の磁石部（詳細は後記）内の空洞に収容されている。心電計５からは、例えば、図１（図１〜図５の構成のいずれでも使用可能であるが、代表して図１で説明する。）に示す構成の４芯ケーブル４が、傾斜磁場のかかる被検体の胸部まで到達し、その先端の２本の信号用線材（図６で実線）のそれぞれには、電極１，２が取り付けられ、かつ胸部に吸着している。２本のダミー用線材（図６で点線）間には、擬似抵抗Ｒが取り付けられている。そして、４芯ケーブル４から分岐した２芯ケーブル４ａの信号用線材の他端と２芯ケーブル４ｂのダミー用線材の他端とを心電計５内で結合させ、さらに２芯ケーブル４ｂの信号用線材の他端と２芯ケーブル４ａのダミー用線材の他端とを心電計５内で結合させている。これにより、図１でも説明したように、磁石部で励起されている傾斜磁場からの誘導電圧（雑音）を軽減して、雑音の少ないＥＣＧ波形を同期信号としてコントローラ３５へ送信している。
【００３０】
被検体を収容できるように円筒状の内部空間が形成された磁石部は、静磁場磁石３２ａ、傾斜磁場コイル３３ａ、ＲＦコイル３４ａを収容する。静磁場磁石３２ａは、静磁場電源３２から電流の供給を受けて、円筒内部に円筒の長手方向（Ｚ軸）と平行に静磁場を発生する。傾斜磁場コイル３３ａは、図示しないスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方のコイルを有し（或いは、Ｘ軸傾斜磁場コイル、Ｙ軸傾斜磁場コイル、Ｚ軸傾斜磁場コイル）とを有し、傾斜磁場電源３３から各軸に対応する電流の供給を受けて、それぞれの磁場強度を独立して線形に変化することができるように構成されている。なお、シムコイル３１ａ及びそれを駆動するシムコイル電源３１は靜磁場を均等に発生させるための手段である。
【００３１】
ＲＦコイル３４ａは、送信器＆受信機３４から高周波のパルスの供給を受けて、ＲＦパルスを発生する。又、このＲＦコイル３４ａは、被検体内のプロトンから発生する磁気共鳴信号（ここでは「エコー信号」と言うことがある。）を受信するための受信コイルとしても兼用されている。送信器＆受信機３４は、ＲＦコイル３４ａを介して受信したエコー信号をサンプリングし、Ａ／Ｄ変換し、ディジタル信号として画像データ処理部３６に出力する。
【００３２】
画像データ処理部３６は、デジタル化されたエコー信号に基づいて画像を再構成する。画像データは記憶部３７に記憶され、またユーザインターフェース３８の表示器に表示される。
【００３３】
コントローラ３５にはユーザインターフェース３８から入力される撮影条件等を受けるとともに、心電計５からＥＣＧ信号を受ける。撮影条件にはＥＣＧ波形のＲ波信号からデータ収集を開始するまでの時間（遅れ時間）ＴＳＤが含まれる。コントローラ３５は、心電計５からのＥＣＧ信号を解析し、図７に示すように、Ｒ波信号のタイミングにトリガ信号を発生する。そして、そのトリガ信号から遅れ時間ＴＳＤ経過後のデータ収集期間ＳＥを設定する。さらにコントローラ３５は、データ収集期間ＳＥ内のＲＦパルスの発生タイミング、傾斜磁場パルスの発生タイミング、エコー信号の受信タイミングの各タイミングを決定し、トリガが発生するタイミングを基準として、それぞれ送信機＆受信機３４、傾斜磁場電源３３をシーケンス制御する（各タイミングにおいて信号がパルスで扱われるため、パルスシーケンスと呼ばれることがある。）。コントローラ３５がシーケンス制御する各タイミング等に係る基本的なシーケンス情報は内部に記憶している。
【００３４】
このようなシーケンス制御の結果、図７に示すようなデータ収集、エコー信号の収集が行われる。図７は、心電計５から受けたＲ波信号に同期して、かつそれから所望の時間ＴＤＬ経過後に傾斜磁場コイル３３ａ、ＲＦコイル３４ａ等をシーケンス制御してエコー信号を取得した図である。又、図７では、Ｒ波信号の２つ置きに同期してデータ（エコー信号）収集を行っているが、Ｒ波信号毎に同期して取得するようにしても良い。
【００３５】
Ｒ波信号の周期は変動しており、Ｒ波信号に同期した所望のデータ収集期間にデータを収集し、所望の画像で再構成するためには、Ｒ波信号を確実に捉える必要がある。この点、上記の本発明に係る心電計５によれば、傾斜磁場等に起因した雑音を防止して、確実にＲ波信号を把握できる。なお、心電計５で把握するのは、Ｒ波信号のみならず、ＥＣＧ波形の他の特徴部分であってもよい。
また、本発明は、上記実施例に限らず、種々の心電同期撮影に利用可能である。
【００３６】
なお、図７では、心電計５の実施形態（ケーブルや電極を含む）として、図１の実施形態で説明したが、図２から図５の実施形態でも同様に動作する。
【００３７】
また、上記実施形態の説明は、ＭＲＩ装置とともに用いた例で説明したが、他の装置とともに用いて使用しても良い。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】誘導電圧を相殺する結合手段として、主として直接的な結線の仕方により行う実施形態であって、電極が２つの場合の例を説明するための図である。
【図２】誘導電圧を相殺する結合手段として、主として直接的な結線の仕方により行う実施形態であって、電極が３つの場合の例を説明するための図である。
【図３】電極が２つの場合で、誘導電圧を相殺する結合手段として差動増幅器により行う実施形態を説明するための図である。
【図４】誘導電圧を相殺する結合手段として、一部に利得可変差動増幅器を用いた実施形態を説明するための図である。
【図５】電極が３つの場合で、誘導電圧を相殺する結合手段として差動増幅器により行う実施形態を説明するための図である。
【図６】被検体、心電計及びＭＲＩ装置の本発明に係る主要部を模擬的に示した図である。
【図７】図６のＭＲＩ装置のシーケンシャル動作を説明するための図である。
【図８】従来の心電計における誘導電圧の発生を説明するための図（電極が２つの場合）である。
【図９】従来の心電計における誘導電圧の発生を説明するための図（電極が３つの場合）である。
【符号の説明】
【００３９】
１、２、７、８、９  電極
３、１０、１０ａ  擬似抵抗
４  ４芯ケーブル
５  心電計
６  ６芯ケーブル
１１、１２、１３、１７、１８、１９、２０、２１、２２  差動増幅器
１４  可変利得差動増幅器
３０  ＭＲＩ装置
３１  シムコイル電源
３１ａ  シムコイル
３２  静磁場電源
３２ａ  静磁場磁石
３３  傾斜磁場電源
３３ａ  傾斜磁場コイル
３４  送信器＆受信器
３４ａ  ＲＦコイル
３５  コントローラ
３６  画像データ処理部
３７  データ記憶部
３８  ユーザインターフェース
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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