JP2011524770A - 磁気共鳴イメージングのための心電計及びそのための電極パッチ - Google Patents

Abstract

電極パッチ４０，４０’は、所定パターンで５個（Ｅ’，Ａ’，Ｓ’，Ｉ’，Ｎ’）又は６個（Ｖ_１’，Ｖ_６’，ＬＡ’，ＲＡ’，ＬＬ’，ＲＬ’）の電極を固定することを可能にする。電極パッチは、磁気共鳴（ＭＲ）スキャナ８にある対象ＳＵＢＪ上に一体として配置されるよう構成され、少なくとも２０センチメートルから広くても５０センチメートルの最大電極間距離ｄ_ｍａｘを有する。所定パターンは、１２誘導心電図信号が、所定パターンにある５個又は６個の電極によって得られる信号から合成されることを可能にする。電極パッチを使用することができる方法は、ＭＲスキャナに配置される対象により磁気共鳴データを得る段階と、１０よりも少ない複数の電極を磁気共鳴スキャナにある対象に固定する段階と、ＭＲスキャナに配置される対象により複数の電極から得られる心電図信号から従来型の１２誘導心電図に相当する１２本のリードを合成する段階とを有する。

Description

本発明は、医療技術、磁気共鳴技術、心電図技術、及び関連する技術に関する。それは、心電ゲート磁気共鳴イメージングや、心電図記録によって有益にモニタされる他の磁気共鳴応用等に用途を見出す。

心電ゲート（cardiac gated）磁気共鳴（ＭＲ）イメージングは、ＭＲイメージングデータの取得中に対象の心周期をモニタすることを必要とする。心電ゲーティング（cardiac gating）は、心臓の動きや血流に関連するアーティファクトを低減するために、心周期の選択された区間の間に得られたイメージングデータの再構成を可能にする。他の心電ゲーティング応用では、画像のシネマティック（ＣＩＮＥ）シーケンスが取得され、心電ゲーティングによって与えられる心周期に合わせられる。ＭＲイメージング中の心臓モニタリングに係るその他の応用には、不整脈又は他の異常な症状が現れている間に得られるイメージングデータを除くためにこのような症状を検出すること、閉所恐怖症又はＭＲイメージングで受ける他の経験によって引き起こされる対象の苦痛を検出すること、等がある。

心電図記録（ＥＣＧ）は、心周期をモニタする一般的な技術である。従来型の１２誘導（12-lead）ＥＣＧでは、夫々の手足に電極が置かれ、他の６個の電極が胸の標準的な位置に置かれる。従って、完全な１２誘導ＥＣＧは、対象上の１０箇所の異なった標準的な位置に置かれる１０個の電極を有する。１２個の電気リード信号は、これらの１０個の電極の様々な組合せにより取得される。熟練した心臓内科医又は他の専門家は、１２誘導ＥＣＧデータから、３次元での心臓活動に関する相当量の情報を得ることができる。

１２誘導ＥＣＧ構成は標準的であり、１２誘導ＥＣＧデータは心臓内科医により解読される。しかし、従来型の１２誘導ＥＣＧの１０個の電極の配置は、時間がかかり且つ対象にとって不快である。ＥＡＳＩリード構成として知られる改善されたリード構成は、従来“Ｅ”、“Ａ”、“Ｓ”及び“Ｉ”と称される電極と、１個又は２個の追加の電極とを含む５個又は６個の電極を用いて、１２誘導ＥＣＧデータの取得を可能にする。従来のＥＡＳＩ電極構成の幾つかは、例えば、米国特許第４８５０３７０号明細書（特許文献１）及び米国特許第６４９６７２０号明細書（特許文献２）に開示されている。特許文献１及び２は、その全文を参照により本願に援用されている。

これまで、ＥＡＳＩ及び他の単純化された構成を含む１２誘導ＥＣＧは、ＭＲイメージングと互換性がないと考えられてきた。１２誘導ＥＣＧにおける電極ワイヤは長く、しばしば交差して、ＭＲイメージングの磁界との相互作用により大きな誘導電流を導きうる導電性パス及びループを生じさせる。かかる誘導電流は、ＭＲデータ、ＥＣＧデータ、又はそれら両方にノイズを導入することがあり、また、大きな誘導電流により過熱及び対象の熱傷が引き起こされうるために安全性の問題も提示する。これらの懸念事項に加えて、対象を１２誘導ＥＣＧと接続することは、既存のＭＲイメージングセッションに相当の時間及び複雑性を加える。

心電ゲーティング等のモニタリング目的のために、３誘導ＥＣＧが通常用いられる。これは、いずれの２つの電極の間の最大距離も約１５センチメートルより小さいように対象の胸の上にまとまって近くに配置された４つの電極を有する。電極の近接配置により、導電性パスの長さ及びループは低減される。ＭＲ互換の３誘導ＥＣＧシステムは、電極及びワイヤに非磁性材料を用いて構成される。４つの電極しか用いられないので、対象と３誘導ＥＣＧとの接続は必要以上に伸びず、又はＭＲイメージングセッションを複雑にしない。

米国特許第４８５０３７０号明細書 米国特許第６４９６７２０号明細書

３誘導ＥＣＧのためのリード数の減少は、１２誘導ＥＣＧに対して低減された情報を犠牲にして実現される。更に、心臓内科医及び他の専門家は、一般に、従来型の１２誘導ＥＣＧデータと比較して、３誘導ＥＣＧデータを解読することに慣れていない。結果として、３誘導ＥＣＧは、心周期等の基本的な情報と、優性ＱＲＳコンプレックスの発生等のＥＣＧ特性全体の識別とを提供するのに充分である。しかし、３誘導ＥＣＧは、一般に、より高度な心臓解析を行うには不適当である。これは、ＥＣＧ／ＭＲシステムの相乗的な価値を制限する。

本発明は、このような問題及び他を解消する新しく且つ改善された装置及び方法を提供することを目的とする。

１つの開示される態様に従って、装置は、磁気共鳴スキャナにある対象に配置されるよう構成され、１０よりも少ない電極を有する複数の電極と、前記複数の電極と動作上接続され、該複数の電極から得られる心電図信号から従来型の１２誘導心電計に相当する１２本のリードを合成するよう構成される心電計とを有する。ある実施形態で、装置は、前記磁気共鳴スキャナに配置される対象の磁気共鳴データを得るよう構成される当該磁気共鳴スキャナを更に有する。

他の開示される態様に従って、５個の電極又は６個の電極を有する複数の電極を所定パターンで固定する電極パッチが開示される。電極パッチは、磁気共鳴スキャナにおける対象上に一体として配置されるよう構成される。前記所定パターンは、少なくとも２０センチメートルから広くても５０センチメートルの最大電極間距離を有する。前記所定パターンは、この所定パターンにおける前記５個の電極又は前記６個の電極によって取得される信号から１２誘導心電図信号が合成されることを可能にする。

他の開示される態様に従って、方法は、磁気共鳴スキャナに配置される対象により磁気共鳴データを得る段階と、１０よりも少ない電極を有する複数の電極を前記磁気共鳴スキャナにある対象に固定する段階と、前記磁気共鳴スキャナに配置される対象により前記複数の電極から得られる心電図信号から、従来型の１２誘導心電図に相当する１２本のリードを合成する段階とを有する。

１つの利点は、問題のある導電性パス又はループを導入することなく、ＭＲ環境で従来型の１２誘導ＥＣＧデータを取得することにある。

他の利点は、ＭＲワークフローの複雑性又は時間の実質的な増大を導入することなく、ＭＲオペレータが有効数の電極を取り付けて１２誘導ＥＣＧデータを取得するのを助けることにある。

本発明の更なる利点は、以下の詳細な記載を読んで理解することで当業者に明らかになるであろう。

複合磁気共鳴／心電図データ取得システムを図式的に示す。 合成された１２誘導心電図データを供給可能な５個の電極のための所定構成を提供する、図１のシステムで使用される電極パッチを図式的に示す。 合成された１２誘導心電図データを供給可能な６個の電極のための所定構成を提供する、図１のシステムで使用される電極パッチを図式的に示す。

図１を参照すると、心臓診断又はモニタリングシステムは、試験領域１２で静的なメイン磁場（Ｂ_０）を発生させるメイン磁石１０を備える磁気共鳴（ＭＲ）スキャナ８を有する。図示されている実施形態では、メイン磁石１０は、ヘリウム又は他の低温流体を用いる低温容器１４に配置されている超電導磁石である。代替的に、常電導メイン磁石が使用されてよい。表されている実施形態で、磁石アセンブリ１０、１４は、試験領域１２を円筒穴として定義する概して円筒型のスキャナ筐体１６に配置されている。代替的に、オープンＭＲジオメトリのような他の形状が使用されてもよい。磁気共鳴が励起され、１又はそれ以上の無線周波数コイル（例えば、図示される全身用直交ボディコイル１８、あるいは、頭部用コイル又は胸部用コイル等の１又はそれ以上の局所コイル又はコイルアレイ）によって検出される。励起された磁気共鳴は、ひと組の傾斜磁場コイル２０によって選択的に生成された傾斜磁場によって、空間的にエンコードされ、位相及び／又は周波数シフトされ、あるいは、別なふうに扱われる。

磁気共鳴スキャナ８は、専用のデジタルプロセッシング装置や適切にプログラムされた汎用コンピュータ等によって適切に具現される磁気共鳴データ取得コントローラ２２によって操作されて、磁気共鳴データ（例えば、投影又はｋ空間サンプル等）を発生させ、空間的にエンコードし、そして読み出す。磁気共鳴データは、磁気共鳴データメモリ２４に記憶される。取得された空間的にエンコードされた磁気共鳴データは、試験領域１２に配置されている対象ＳＵＢＪの１又はそれ以上の画像を生成するよう、磁気共鳴再構成プロセッサ２６によって再構成される。再構成プロセッサ２６は、取得された投影データを再構成するための背面投影に基づくアルゴリズム、又はｋ空間サンプルを再構成するためのフーリエ変換に基づくアルゴリズム等の、空間エンコーディングに適合する再構成アルゴリズムを用いる。１又はそれ以上の再構成された画像は、磁気共鳴画像メモリ２８に記憶され、ユーザインターフェース３２のディスプレイ３０に適切に表示され、又はプリンタ若しくは他のマーキングエンジンを用いてプリントされ、又はインターネット若しくはデジタル病院ネットワークを介して送信され、又は磁気ディスク若しくは他のアーカイブ記憶装置に記憶され、又は別なふうに利用される。図示されるユーザインターフェース３２は、また、図示されるキーボード３４、又はマウス若しくは他のポインティングタイプの装置等の１又はそれ以上のユーザ入力装置を有する。かかるユーザ入力装置は、放射線科医、心臓内科医、又は他のユーザが、画像を扱い、図示される実施形態では、磁気共鳴スキャナコントローラ２２と対話することを可能にする。

引き続き図１を参照して、心臓診断又はモニタリングシステムは、対象ＳＵＢＪの胸又は胴体に電極パッチ４０を介して取り付けられる電極の組を含む心電計（ＥＣＧ）を更に有する。電極を含む電極パッチ４０は、磁気共鳴データ取得に干渉しないよう、又は磁気共鳴データ取得に最低限に干渉するよう、低磁場感受性を有する材料から構成され、及び／又は、より高い磁場感受性の小型の部品（例えば、電極）を有する。かかる干渉は、更に、ケーブル束４４により電極パッチ４０の電極を電気的に接続するようワイヤ４２の短ピグテールを使用することで軽減又は除去される。電極パッチ４０は、１０よりも少ない電極を有し、望ましくは、５又は６個の電極を有する。（従来型の１２誘導ＥＣＧ構成と比較して）ワイヤ４２の短ピグテールの短縮及び電極数の減少は、対応する導電ループが小さいことを確かにし、ワイヤどうしの交差を減らし又は無くす。ケーブル束４４は、導電性シース（例えば、周囲ワイヤメッシュ、又は金属ファイバ埋め込み被覆材料）によって遮蔽されて、磁気共鳴スキャナ８によって発生する磁場との相互作用を更に減らす。

ケーブル束４４は、電極パッチ４０の電極からＥＣＧデータ取得コントローラ５０へ電気信号を伝え、ＥＣＧデータ取得コントローラ５０は、電極からの電気トレースを取得して、取得されたトレースをＥＣＧトレースメモリ５２に記憶する。電極パッチ４０は１０よりも少ない電極しか有さないので、従来型の１２誘導ＥＣＧ出力は直接には生成され得ない。しかし、電極パッチ４０によって定義される１０よりも少ない電極に係る選択された構成に関し、１２誘導合成装置５４は、ＥＣＧトレースを適切に処理して、従来型の１２誘導出力を合成する。合成された１２誘導出力は、１２誘導ＥＣＧデータメモリ５６に記憶され、相乗的な情報を生成するようＭＲ画像又はイメージング処理と結合される。

例えば、１２誘導出力は、心位相が従来の１２誘導ＥＣＧ信号に係る既知の特徴から推定されるところの的確なＥＣＧゲーティングを行うために使用されてよい。対照的に、３誘導ＥＣＧを用いるＥＣＧゲーティングは、心位相を特定する能力が、より制限されている。図示される実施形態で、１２誘導ＥＣＧデータは、心臓ゲーティング信号が生成されるユーザインターフェース３２へ入力される。心臓ゲーティング信号は、特定の心位相に対応する１２誘導ＥＣＧ特徴を検出する自動化アルゴリズムを用いて生成されてよい。更に、又は代替的に、心臓ゲーティング信号は、熟練の心臓内科医が１２誘導ＥＣＧトレースを精査して、選択された心位相を示す特徴を手動で識別することによって、半自動モードで生成されてよい。幾つかの実施形態で、１２誘導ＥＣＧトレースは、中間インターフェースとしてユーザインターフェース３２を用いるのではなく、ＭＲスキャナコントローラ２２に直接に入力される。

達成可能な相乗的な情報の他の例として、合成された１２誘導ＥＣＧ信号は、診断上、同時に取得されたＭＲ画像とともに利用されてよい。ユーザインターフェース３２が、対応する同時に取得される合成された１２誘導ＥＣＧトレースとともに、ＭＲ画像を表示することで、熟練の心臓内科医は、合成された１２誘導ＥＣＧトレースで観察される心臓の事象を、ＭＲによって撮像された心臓活動と関連付けることができる。例えば、１２誘導ＥＣＧデータは、心臓のポンプ運動に悪影響を及ぼす心虚血を示すことがある。虚血に係る１２誘導ＥＣＧの特徴を、同時に取得されるＭＲ画像と関連付けることによって、熟練の心臓内科医は、より容易に、ＭＲ画像において心虚血の正確な空間位置及び範囲を特定することができる。

引き続き図１を参照するとともに、更に図２を参照して、電極パッチ４０の具体例は５個の電極を有する。これらの電極は、ＥＡＳＩ構成の変形電極Ｅ’、Ａ’、Ｓ’及びＩ’と、変形中性又は接地電極Ｎ’とを有する変形ＥＡＳＩパターンで配置される。電極は、ＥＡＳＩパターンに対して変更されており、せいぜい５０センチメートル、望ましくは、せいぜい４５センチメートルの最大電極間距離ｄ_ｍａｘを有して全体的に近づけられている。すなわち、電極パッチ４０によって定義される所定パターンにおける複数の電極の中の２つの電極は、せいぜい５０センチメートルしか、望ましくは、せいぜい４５センチメートルしか離されていない。他方で、充分なリード距離を提供するために、最大電極間距離ｄ_ｍａｘは、望ましくは、少なくとも２０センチメートル、より望ましくは、少なくとも３０センチメートルである。

電極パッチ４０は、全体の配置構成は維持しながら電極の間隔が変更されている変形ＥＡＳＩ構成を実装する。従って、１２誘導合成装置５４又は他の心電計は、特許文献１又は特許文献２に開示されるようなＥＡＳＩ線形変換を用いて１２本のリードを合成するよう適切に構成される。

図３を参照して、電極パッチは、１０よりも少ない電極の他の構成又は配置を提供するよう構成されてよく、その電極構成は、標準的な１２誘導ＥＣＧを合成することを可能にするよう選択される。図３に図式的に示され、図１の電極パッチ４０と適切に置換される例となる電極パッチ４０’は、６個の電極、すなわち、変形Ｖ_１電極Ｖ_１’、変形Ｖ_６電極Ｖ_６’、変形左腕用電極ＬＡ’、変形右腕用電極ＲＡ’、変形左足用電極ＬＬ’、及び変形右足用電極ＲＬ’を有する。変形電極Ｖ_１’、Ｖ_６’は、従来型の１２誘導ＥＣＧ電極構成のＶ_１、Ｖ_６電極と正確に又はおおよそ対応し、一方、変形電極ＬＡ’、ＲＡ’、ＬＬ’、ＲＬ’は、従来型の１２誘導ＥＣＧ電極構成の四肢用の電極に対応するが、変形ＬＡ’、ＲＡ’、ＬＬ’、ＲＬ’は、より小型の配置とするために、四肢ではなく胸又は胴体に配置される点で改良されている。電極パッチ４０’の６電極構成の出力は、電極パッチ４０’の６電極構成に適した変形により１２本のリードを合成するよう適切に構成された１２誘導合成装置５４又は他の心電計に入力されてよい。例えば、適切な変形は、参照によりその全文を本願に援用される米国特許第６７２１５９１号明細書に開示されている。

両電極パッチ４０及び４０’において、変形電極構成は充分な大きさを有する（例えば、ある実施形態では、少なくとも２０センチメートルの最大電極間距離を有し、他の実施形態は、少なくとも３０センチメートルの最大電極間距離を有する）。これにより、合成される１２誘導ＥＣＧ信号は、物理的な（１０電極）１２誘導ＥＣＧシステムの良好な近似を提供する。同時に、両電極パッチ４０、４０’において、変形電極構成は、充分に制限された大きさを有する（例えば、ある実施形態では、せいぜい５０センチメートルの最大電極間距離を有し、他の実施形態では、せいぜい４５センチメートルの最大電極間距離を有する）。これにより、導電ループの大きさ及びその交差の可能性は最小限にされ、電極パッチ４０（又は、代替的に、電極パッチ４０’）と、ワイヤ４２の短ピグテール及びケーブル束４４とを有する図１のＥＣＧシステムにＭＲ互換性を持たせる。当然に、最大電極間距離に対する制約は、ワイヤ４２の短ピグテールが相応に短いワイヤを有することを可能にする。

電極パッチ４０によって定義される電極構成、すなわち、電極Ｅ’、Ａ’、Ｓ’、Ｉ’、Ｎ’の位置、又は、代替的に、電極パッチ４０’によって定義される電極構成、すなわち、電極Ｖ_１’、Ｖ_６’、ＬＡ’、ＲＡ’、ＬＬ’、ＲＬ’の位置は、最大電極間距離に対する制約によって束縛されるボディマッピングを実行することによって適切に決定され、複数の電極は、決定される電極パターンで磁気共鳴スキャナにある対象に固定される。例えば、最大電極間距離制約は、せいぜい５０センチメートルの最大電極間距離ｄ_ｍａｘを有すること、又はせいぜい４５センチメートルの最大電極間距離ｄ_ｍａｘを有すること等であってよい。任意で、実行さえるボディマッピングは、更に、例えば最大電極間距離が少なくとも２０センチメートル又は少なくとも３０センチメートル等であることを要する最大電極間距離の最小値制約によって束縛される。当然に、１又はそれ以上の電極は、標準的な構成と同じ場所にあってよい。例えば、電極パッチ４０は、従来のＥＡＳＩ構成の場合と同じ位置に配置された電極Ｅ’を有してよいが、電極Ｅは’、やはり、他の電極Ａ’、Ｓ’、Ｉ’、Ｎ’に対する自身の位置が従来のＥＡＳＩ構成に対して変更されるよう変形される。

図示される電極パッチ４０、４０’は例である。１０よりも少ない電極に係る他の構成も、その構成が、従来の１２誘導ＥＣＧ信号が合成され得るように選択される限り、考えられる。通常、５又は６個の電極が望ましく、これは、ＭＲ互換性を改善するよう少ない電極数を保ちながら１２誘導ＥＣＧの正確な合成のための充分なデータを提供する。幾つかの実施形態で、異なったサイズの対象のための異なったサイズの電極パッチを有することが考えられる。例えば、新生児、小児及び成人の対象のために異なったサイズの電極パッチが存在してよい。電極パッチ４０、４０’は、任意で、対象ごとに交換される消耗品である。電極及びピグテール４２のワイヤの物理的な接続は、迅速な接続及び分離を容易にするよう、スナップ接続等によって行われてよい。電極パッチ４０、４０’の使用は、例えば、ＭＲイメージングセッションを開始する直前に、ＭＲシステムでのＥＣＧの迅速な配置を容易にする。しかし、パターンが決まっている電極パッチを使用せずに別個に適用される電極を用いることによって、１２誘導ＥＣＧデータのシミュレーションを含む開示されるＭＲ／ＥＣＧ方法を行うことも考えられる。

本発明は、好ましい実施形態を参照して記載された。上記の詳細な記載を読んで理解することで改良及び変形が考えられてよい。本発明は、添付の特許請求の範囲の適用範囲及びその均等の範囲内でこれらの改良及び変形を全て含むよう解されるべきである。

Claims (15)

1. 磁気共鳴スキャナにある対象に配置されるよう構成され、１０よりも少ない電極を有する複数の電極と、
   前記複数の電極と動作上接続され、該複数の電極から得られる心電図信号から従来型の１２誘導心電計に相当する１２本のリードを合成するよう構成される心電計と
   を有する装置。
2. 前記磁気共鳴スキャナに配置される対象の磁気共鳴データを得るよう構成される当該磁気共鳴スキャナを更に有する、請求項１に記載の装置。
3. 所定パターンで前記複数の電極を固定する電極パッチを更に有し、該電極パッチは、前記磁気共鳴スキャナにある対象上で一体として配置されるよう構成される、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記所定パターンにおける前記複数の電極のうちの２つの電極は、５０センチメートル以上離されない、請求項３に記載の装置。
5. 前記所定パターンにおける前記複数の電極のうちの２つの電極は、４５センチメートル以上離されない、請求項４に記載の装置。
6. 前記所定パターンは、最大電極間距離を狭められたＥＡＳＩ電極パターンへと夫々変更された変形ＥＡＳＩ電極パターンを有する、請求項３乃至５のうちいずれか一項に記載の装置。
7. 前記心電計は、ＥＡＳＩ線形変換により前記１２本のリードを合成するよう構成される、請求項６に記載の装置。
8. 前記複数の電極は、５個の電極又は６個の電極を有する、請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載の装置。
9. ５個の電極又は６個の電極を有する複数の電極を所定パターンで固定する電極パッチであって、
   当該電極パッチは、磁気共鳴スキャナにおける対象上に一体として配置されるよう構成され、
   前記所定パターンは、少なくとも２０センチメートルから広くても５０センチメートルの最大電極間距離を有し、前記所定パターンにおける前記５個の電極又は前記６個の電極によって取得される信号から１２誘導心電図信号が合成されることを可能にする、電極パッチ。
10. 前記所定パターンは、前記最大電極間距離が少なくとも２０センチメートルから広くても５０センチメートルであるＥＡＳＩ電極パターンへと夫々変更された変形ＥＡＳＩ電極パターンである、請求項９に記載の電極パッチ。
11. 磁気共鳴スキャナに配置される対象により磁気共鳴データを得る段階と、
    １０よりも少ない電極を有する複数の電極を前記磁気共鳴スキャナにある対象に固定する段階と、
    前記磁気共鳴スキャナに配置される対象により前記複数の電極から得られる心電図信号から、従来型の１２誘導心電図に相当する１２本のリードを合成する段階と
    を有する方法。
12. 前記固定する段階は、
    ２つの固定された電極が４５センチメートル以上離されないように、前記複数の電極の電極を固定する段階
    を有する、請求項１１に記載の方法。
13. 前記固定する段階は、
    最大電極間距離を狭められたＥＡＳＩ電極パターンへと夫々変更された変形ＥＡＳＩ電極パターンで前記電極を固定する段階
    を有する、請求項１１又は１２に記載の方法。
14. 前記複数の電極は、５個の電極又は６個の電極を有する、請求項１１乃至１３のうちいずれか一項に記載の方法。
15. 最大電極間距離制約によって束縛されるボディマッピングを実行することによって電極パターンを決定する段階を更に有し、
    前記複数の電極は、決定された前記電極パターンで前記磁気共鳴スキャナにある前記対象に固定される、請求項１１乃至１４のうちいずれか一項に記載の方法。

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