JP2628653B2 - 生体組織測定装置 - Google Patents
生体組織測定装置Info
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- JP2628653B2 JP2628653B2 JP62199244A JP19924487A JP2628653B2 JP 2628653 B2 JP2628653 B2 JP 2628653B2 JP 62199244 A JP62199244 A JP 62199244A JP 19924487 A JP19924487 A JP 19924487A JP 2628653 B2 JP2628653 B2 JP 2628653B2
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
- G01R33/5673—Gating or triggering based on a physiological signal other than an MR signal, e.g. ECG gating or motion monitoring using optical systems for monitoring the motion of a fiducial marker
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の属する技術分野〕 本発明は核磁気共鳴画像形成（nuclear magnetic res
onance imaging,−以下これをMRイメージングと略称す
る）に関するものであって、更に詳しく云えば、生体組
織（biological tissue）の化学的特定を生体内（in vi
vo）測定するとき、生体組織の物理的特性の循環的変動
に対する偏差の影響を除去する方法及び装置の改良に関
する。従って本発明は心臓MRイメージングにおける不整
脈（arrhythmia）の影響を除去するのに特に適してい
る。
onance imaging,−以下これをMRイメージングと略称す
る）に関するものであって、更に詳しく云えば、生体組
織（biological tissue）の化学的特定を生体内（in vi
vo）測定するとき、生体組織の物理的特性の循環的変動
に対する偏差の影響を除去する方法及び装置の改良に関
する。従って本発明は心臓MRイメージングにおける不整
脈（arrhythmia）の影響を除去するのに特に適してい
る。
MR分光学（MR spectroscopy）及び、一様な磁場での
小標本を分析して、精密にパルス化された無線周波数
（radio frequency,−以下R.F.と略記する）励起によっ
てもたらされるR.F.データを求める方法は、Block及びP
urcellが発明した。過去16年間に、分光学によるMR分析
は、物理化学の分野から生物化学や生物学的及び医学的
な応用分野、すなわち正常組織及び病変組織の生検標本
（biopsy samples）に移って来た。Lauterbur,Damadin
及びその他が別々に、MR原理を利用して画像を形成する
ことを発明した。（R.Damadian,“Science"誌1971年,17
1,1151;P.C.Lauterbur,“Nature"誌1973年,242,190;P.
C.Lauterbur,“Pure and Applied Chemistry"誌1974年,
40,149参照）。その結果によるMR画像システムは、２次
元及び３次元データを生成し、そのデータは表された無
彩色スケール（gray scale）が多数のパラメタの関数で
あり、それらのパラメタに例えば、特に解剖学的画像に
おける核種（nuclide）密度,T1（縦方向緩和時間−long
itudinal relaxation time）,T2（横方向−transverse
−緩和時間）の３パラメタが含まれる。
小標本を分析して、精密にパルス化された無線周波数
（radio frequency,−以下R.F.と略記する）励起によっ
てもたらされるR.F.データを求める方法は、Block及びP
urcellが発明した。過去16年間に、分光学によるMR分析
は、物理化学の分野から生物化学や生物学的及び医学的
な応用分野、すなわち正常組織及び病変組織の生検標本
（biopsy samples）に移って来た。Lauterbur,Damadin
及びその他が別々に、MR原理を利用して画像を形成する
ことを発明した。（R.Damadian,“Science"誌1971年,17
1,1151;P.C.Lauterbur,“Nature"誌1973年,242,190;P.
C.Lauterbur,“Pure and Applied Chemistry"誌1974年,
40,149参照）。その結果によるMR画像システムは、２次
元及び３次元データを生成し、そのデータは表された無
彩色スケール（gray scale）が多数のパラメタの関数で
あり、それらのパラメタに例えば、特に解剖学的画像に
おける核種（nuclide）密度,T1（縦方向緩和時間−long
itudinal relaxation time）,T2（横方向−transverse
−緩和時間）の３パラメタが含まれる。
MRイメージング技術は、例えばP.R.LocherによるPhil
ips Technical Review誌vol.41,1983/84,no.3,73−88ペ
ージ所載の“Proton NMR Tomography"という文献に開示
されており、MRイメージング技術の背景として、その内
容を茲に参照文献として引用して置く。
ips Technical Review誌vol.41,1983/84,no.3,73−88ペ
ージ所載の“Proton NMR Tomography"という文献に開示
されており、MRイメージング技術の背景として、その内
容を茲に参照文献として引用して置く。
簡単に云えば、陽子（proton）を含む物質が均一の磁
場に位置し且つ熱平衡の状態に在るときには、磁場に沿
って整列する（aligned）スピンはそれ以外に整列する
スピンより多いから、磁場の方向に核磁化される。磁場
に沿って整列するスピンの過剰は極めて小さい。或る瞬
間に、もし磁化が以前の軸に関し瞬間的に或る角度で回
転するならば、該磁化はこの軸の周りで歳差運動（prec
ession）を描くであろう。もし歳差運動のスペクトルが
定められるならば、ラーモア（Larmor）振動数に鋭い共
鳴ラインが存在するであろう。ラーモア歳差運動は緩和
時間T1及びT2と共に衰えるであろう。磁化の瞬間的な回
転は、スピンシステムの中央ラーモア振動数に近似的に
等しい周波数を持つ励起パルスを用いて、標本にR.F.パ
ルスを与えることにより、実行することができる。ラー
モア歳差運動は、回復及び検出可能なR.F.電圧の生成を
もたらし、その周波数は磁場及び物質の化学組成の関数
である。磁場の勾配を設けることにより、磁場内にある
所定の化学組成の物質の所在位置を示すことが可能にな
り、またフーリエ変換を用いることにより、標本中の１
つ又はそれ以上の数の化学成分の分布を示す画像を再現
することが可能になる。
場に位置し且つ熱平衡の状態に在るときには、磁場に沿
って整列する（aligned）スピンはそれ以外に整列する
スピンより多いから、磁場の方向に核磁化される。磁場
に沿って整列するスピンの過剰は極めて小さい。或る瞬
間に、もし磁化が以前の軸に関し瞬間的に或る角度で回
転するならば、該磁化はこの軸の周りで歳差運動（prec
ession）を描くであろう。もし歳差運動のスペクトルが
定められるならば、ラーモア（Larmor）振動数に鋭い共
鳴ラインが存在するであろう。ラーモア歳差運動は緩和
時間T1及びT2と共に衰えるであろう。磁化の瞬間的な回
転は、スピンシステムの中央ラーモア振動数に近似的に
等しい周波数を持つ励起パルスを用いて、標本にR.F.パ
ルスを与えることにより、実行することができる。ラー
モア歳差運動は、回復及び検出可能なR.F.電圧の生成を
もたらし、その周波数は磁場及び物質の化学組成の関数
である。磁場の勾配を設けることにより、磁場内にある
所定の化学組成の物質の所在位置を示すことが可能にな
り、またフーリエ変換を用いることにより、標本中の１
つ又はそれ以上の数の化学成分の分布を示す画像を再現
することが可能になる。
生体組織の生体内（in vivo）MRイメージングでは、
生体組織が動くことにより更に大きな困難が生じる。例
えば心臓のMRイメージングの場合には、心臓の鼓動の結
果としてそれが特に著しい。心臓のMRイメージングで、
ぼやけ（blurring）や動きのアーティファクト（moveme
nt artifacts）を防止するため、患者の心電図に測定を
同期させることは既知であって、それは例えば、Fossel
その他による米国特許第4,409,550号、及び同じくFosse
l他による米国特許第4,413,233号に開示されている。典
型的には、既知の装置では各データ収集は、Ｒピークか
ら若干の固定した時間遅延の後で開始される。複数スラ
イスで調査する場合は、次のＲピークの近くでデータ収
集が続けられる。もし心臓の鼓動が規則正しいならば、
各測定は心周期（cardiac cycle）の同一位相のところ
で行われよう。
生体組織が動くことにより更に大きな困難が生じる。例
えば心臓のMRイメージングの場合には、心臓の鼓動の結
果としてそれが特に著しい。心臓のMRイメージングで、
ぼやけ（blurring）や動きのアーティファクト（moveme
nt artifacts）を防止するため、患者の心電図に測定を
同期させることは既知であって、それは例えば、Fossel
その他による米国特許第4,409,550号、及び同じくFosse
l他による米国特許第4,413,233号に開示されている。典
型的には、既知の装置では各データ収集は、Ｒピークか
ら若干の固定した時間遅延の後で開始される。複数スラ
イスで調査する場合は、次のＲピークの近くでデータ収
集が続けられる。もし心臓の鼓動が規則正しいならば、
各測定は心周期（cardiac cycle）の同一位相のところ
で行われよう。
しかし不整脈の場合には、心臓の状態（position）の
ずれが、データ収集の或るものに対して生じ、それによ
りぼやけや動きのアーティファクトが起きるであろう。
このような不整脈は、更に反復時間TRの変動につなが
り、その結果、雑音レベルの増加及びT1測定の精度の劣
化をもたらし、また１次画像の一般的画質の劣化をもた
らす。このことは、SMRM誌,vol.2,1985年に、C.Galona
d,D.J.Drost,S.S.Prato,及びG.Wisenbergが注意してい
る。不整脈の最中又は直後のデータ収集を棄てることが
画像の品質と一貫性を改善する、ということは核医学で
はよく知られている。だが過去においては、簡単で有効
なやり方でそのようなデータを確保することは困難であ
った。
ずれが、データ収集の或るものに対して生じ、それによ
りぼやけや動きのアーティファクトが起きるであろう。
このような不整脈は、更に反復時間TRの変動につなが
り、その結果、雑音レベルの増加及びT1測定の精度の劣
化をもたらし、また１次画像の一般的画質の劣化をもた
らす。このことは、SMRM誌,vol.2,1985年に、C.Galona
d,D.J.Drost,S.S.Prato,及びG.Wisenbergが注意してい
る。不整脈の最中又は直後のデータ収集を棄てることが
画像の品質と一貫性を改善する、ということは核医学で
はよく知られている。だが過去においては、簡単で有効
なやり方でそのようなデータを確保することは困難であ
った。
従って本発明は、例えば正常の心臓の鼓動とは異なる
タイミングを持つような心周期で採取せられた信号を拒
否するところの方法及び装置の改良を目指すものであっ
て、それにより画像のぼやけを防止し、動きのアーティ
ファクトを減少させることを目的とする。
タイミングを持つような心周期で採取せられた信号を拒
否するところの方法及び装置の改良を目指すものであっ
て、それにより画像のぼやけを防止し、動きのアーティ
ファクトを減少させることを目的とする。
手短に云えば、本発明により患者の心電図のＲピーク
や非正常なピークといった検出器ピークによる不整脈を
発見し、またそのようなピークの（時間）間隔を測定す
るのである。非正常な時間間隔は不整脈を構成すると解
釈される。走査を開始するに先立ってピーク間の平均時
間間隔を測定する。走査中にピーク間の平均時間間隔を
更新して患者の心拍のゆっくりした振動を数えることは
施術者（operator）の随意事項とする。施術者により規
定されている範囲を外れた時間間隔が測定されたとき
は、該データ獲得（acquisition）は、Ｍ個の連続した
正常な心臓の鼓動の経過するまで一時保留される。但し
茲でＭは例えば１ないし５の間の整数とするが、必ずし
もこの範囲に限定する必要はない。データ取得の一時保
留中も磁場内の磁気勾配とR.F.パルシングはそのまま続
けられて、定常状態（steady state condition）を再現
する。Ｍ個の連続した正常な心臓の鼓動の経過した後で
は、不整脈に先立つＮ個の心臓の鼓動に対し既に得られ
ていたデータが繰り返され、更にデータ収集の正規のシ
ーケンスがそれに続く。但し茲でＮは例えば１ないし５
の間の整数とするが、必ずしもこの範囲に限定する必要
はない。
や非正常なピークといった検出器ピークによる不整脈を
発見し、またそのようなピークの（時間）間隔を測定す
るのである。非正常な時間間隔は不整脈を構成すると解
釈される。走査を開始するに先立ってピーク間の平均時
間間隔を測定する。走査中にピーク間の平均時間間隔を
更新して患者の心拍のゆっくりした振動を数えることは
施術者（operator）の随意事項とする。施術者により規
定されている範囲を外れた時間間隔が測定されたとき
は、該データ獲得（acquisition）は、Ｍ個の連続した
正常な心臓の鼓動の経過するまで一時保留される。但し
茲でＭは例えば１ないし５の間の整数とするが、必ずし
もこの範囲に限定する必要はない。データ取得の一時保
留中も磁場内の磁気勾配とR.F.パルシングはそのまま続
けられて、定常状態（steady state condition）を再現
する。Ｍ個の連続した正常な心臓の鼓動の経過した後で
は、不整脈に先立つＮ個の心臓の鼓動に対し既に得られ
ていたデータが繰り返され、更にデータ収集の正規のシ
ーケンスがそれに続く。但し茲でＮは例えば１ないし５
の間の整数とするが、必ずしもこの範囲に限定する必要
はない。
この技術及びそれを実行する装置を用いるとその結果
として、不整脈の間に取得されるデータのすべてが、正
常な心臓の動作中に測定されるデータに置き換えられ
る。従ってMRイメージングにおけるぼやけ（blurring）
や動きのアーティファクトが減少する。
として、不整脈の間に取得されるデータのすべてが、正
常な心臓の動作中に測定されるデータに置き換えられ
る。従ってMRイメージングにおけるぼやけ（blurring）
や動きのアーティファクトが減少する。
第１図は、MRイメージングシステムの概略ブロック図
であって、本発明によって用いられるものの簡略形を示
す。いうまでもなくこの図は説明用のものに過ぎないと
理解されよう。図示の通り、R.F.励起・検出システム10
が発振器11を含み、該発振器11は所望の周波数の出力振
動を、例えば検出しようとしている化学物質の中央ラー
モア（Larmor）振動数の出力振動を、供給するよう任意
の既知のやり方で調整できるものである。該出力振動は
変調器12に与えられ、該変調器12はコンピュータ13から
の制御パルスに応答して発振器の周波数のパルスをR.F.
コイル14に与える。コイル14は標本の近傍に位置するよ
う、既知のやり方で設定される。標本によってコイル14
に誘導される電流は、R.F.励起・検出システム10内の高
感度位相検出器15に与えられ、該検出器15には発振器11
からの出力振動も与えられる。位相を検出された検出器
15の出力はアナログ・ディジタル変換器16に与えられ
る。所定の瞬間にコイル14に誘起されたR.F.信号の強さ
に対応する変換器16のディジタル出力は、コンピュータ
13にデータ入力として与えられる。
であって、本発明によって用いられるものの簡略形を示
す。いうまでもなくこの図は説明用のものに過ぎないと
理解されよう。図示の通り、R.F.励起・検出システム10
が発振器11を含み、該発振器11は所望の周波数の出力振
動を、例えば検出しようとしている化学物質の中央ラー
モア（Larmor）振動数の出力振動を、供給するよう任意
の既知のやり方で調整できるものである。該出力振動は
変調器12に与えられ、該変調器12はコンピュータ13から
の制御パルスに応答して発振器の周波数のパルスをR.F.
コイル14に与える。コイル14は標本の近傍に位置するよ
う、既知のやり方で設定される。標本によってコイル14
に誘導される電流は、R.F.励起・検出システム10内の高
感度位相検出器15に与えられ、該検出器15には発振器11
からの出力振動も与えられる。位相を検出された検出器
15の出力はアナログ・ディジタル変換器16に与えられ
る。所定の瞬間にコイル14に誘起されたR.F.信号の強さ
に対応する変換器16のディジタル出力は、コンピュータ
13にデータ入力として与えられる。
在来のやり方によれば、コンピュータ13は磁気システ
ム17を制御するのに用いることができ、この磁気システ
ムは、例えば主要磁場、勾配磁場及び任意の補償磁場を
通常のやり方で制御回路18により維持するものである。
本発明は云うまでもなく、イメージングシステムの磁気
装置に詳しく係わるものではなく、また、R.F.励起・検
出システム10の少なくとも一部を規定するMR分光計装置
の特定の形態に係わるものでもない。在来のやり方で
は、コンピュータ13は、変調器12及びコイル14を介して
標本にR.F.パルス及び勾配パルスを与えることを制御
し；コイルから戻ってきた信号を分析し；また、適切な
通常のアルゴリズムを使用して１つ又はそれ以上の数の
出力デバイス19に出力信号を供給する；なお茲で出力デ
バイスは、算定された標本の化学成分の分布を可視的に
表示するものが好適である。出力デバイスは例えばCRT
ディスプレイ又はハードコピー機を含むことができよ
う。このような出力装置は例えばマンヅレイの場合（Ma
ndsley case）に開示されており、分析のディスプレイ
又は他の画像表現の詳しい形態は、本発明のコンセプト
にとって格別重要なものではない。
ム17を制御するのに用いることができ、この磁気システ
ムは、例えば主要磁場、勾配磁場及び任意の補償磁場を
通常のやり方で制御回路18により維持するものである。
本発明は云うまでもなく、イメージングシステムの磁気
装置に詳しく係わるものではなく、また、R.F.励起・検
出システム10の少なくとも一部を規定するMR分光計装置
の特定の形態に係わるものでもない。在来のやり方で
は、コンピュータ13は、変調器12及びコイル14を介して
標本にR.F.パルス及び勾配パルスを与えることを制御
し；コイルから戻ってきた信号を分析し；また、適切な
通常のアルゴリズムを使用して１つ又はそれ以上の数の
出力デバイス19に出力信号を供給する；なお茲で出力デ
バイスは、算定された標本の化学成分の分布を可視的に
表示するものが好適である。出力デバイスは例えばCRT
ディスプレイ又はハードコピー機を含むことができよ
う。このような出力装置は例えばマンヅレイの場合（Ma
ndsley case）に開示されており、分析のディスプレイ
又は他の画像表現の詳しい形態は、本発明のコンセプト
にとって格別重要なものではない。
第１図には通常の心臓の鼓動の感知器20も設けられて
おり、これは、例えばＲピークや非正常なピークのよう
な心周期の測定された時をコンピュータ13に示すもので
ある。この感知器20は、検査中の患者に通常のやり方で
貼り付けた圧力センサー又は心電図モニターを含む。コ
ンピュータは、患者の心周期の検出されたピークに関し
て測定された時に変調器12の励起を行い、またピーク間
に生じた時間の測定を可能にするプログラムを含むこと
ができる。従ってコンピュータは測定される時間に亙る
心周期の連続的平均値を維持することができ、また瞬間
的なタイミングの平均値からの所定の範囲を超えた偏差
を検出することもできる。このようにしてコンピュータ
は心周期の中の異常を検出して、非正常な心周期の間の
データを排除できるようにする（少なくともそのような
ときにはデータの獲得を一時保留する）。しかし、たと
え心周期の異常が検出されても、変調器12のパルシング
と磁気システム17の制御とはそのまま続けられて、患者
の定常状態を維持し、また走査中のT1対照（cotrast）
の維持を保証する、ということが重要である。
おり、これは、例えばＲピークや非正常なピークのよう
な心周期の測定された時をコンピュータ13に示すもので
ある。この感知器20は、検査中の患者に通常のやり方で
貼り付けた圧力センサー又は心電図モニターを含む。コ
ンピュータは、患者の心周期の検出されたピークに関し
て測定された時に変調器12の励起を行い、またピーク間
に生じた時間の測定を可能にするプログラムを含むこと
ができる。従ってコンピュータは測定される時間に亙る
心周期の連続的平均値を維持することができ、また瞬間
的なタイミングの平均値からの所定の範囲を超えた偏差
を検出することもできる。このようにしてコンピュータ
は心周期の中の異常を検出して、非正常な心周期の間の
データを排除できるようにする（少なくともそのような
ときにはデータの獲得を一時保留する）。しかし、たと
え心周期の異常が検出されても、変調器12のパルシング
と磁気システム17の制御とはそのまま続けられて、患者
の定常状態を維持し、また走査中のT1対照（cotrast）
の維持を保証する、ということが重要である。
所定の時における変調器12のきっかけを制御するの
に、もしそうしたければ、心臓の鼓動の感知器20の出力
を代替として用いてもよい。なお茲で所定の時というの
は、例えば上掲の米国特許第4,413,233号に示されてい
るように、各心周期中の１回又はそれ以上の回数の所定
の時を指すのである。しかし、心周期の異常の判定及び
平均時間の維持を、更に直接にコンピュータ13で制御す
る方が好適である。
に、もしそうしたければ、心臓の鼓動の感知器20の出力
を代替として用いてもよい。なお茲で所定の時というの
は、例えば上掲の米国特許第4,413,233号に示されてい
るように、各心周期中の１回又はそれ以上の回数の所定
の時を指すのである。しかし、心周期の異常の判定及び
平均時間の維持を、更に直接にコンピュータ13で制御す
る方が好適である。
次に第２図により本発明の方法及び装置の動作を説明
する。この図の中の変数及び記号の意味は次の通りであ
る： Ａ ：ピーク間の時間間隔の受容されるべき下限； Ｂ ：ピーク間の時間間隔の受容されるべき上限； ｉ ：データ獲得がなされた回数を示すカウンタ； Ｍ ：実行されるべき「ダミー獲得“dummy acquis
itions"」の数（不整脈の後でデータ収集を継続する前
に見送られる正常な鼓動であるが、但し定常状態に戻る
ため依然R.F./勾配パルスは与えられる（これがダミー
獲得）正常な鼓動の数）； Ｎ ：不整脈の後で繰り返されるそれ以前のデータ
獲得の数； ｔ ：ピーク間の時間間隔； ｘ ：データ獲得が一時保留された不整脈の後の正
常な鼓動の数を示すカウンタ； Ｙ ：繰り返されるデータ収集の数を示すカウン
タ； END ：なされたデータ獲得の総数； MODE（モード）：データ獲得のモードを特定するパラメ
タ； NORMAL（正規）：データ獲得の種々のモードの１つ「正
常」； SUSPEND（留保）：データ獲得の種々のモードの１つ
「一時保留」； REPEAT（繰返し）：データ獲得の種々のモードの１つ
「繰り返し」； RESTART（再開）：不整脈の後でデータ収集を行うため
の指示子（indicator）。もし一時保留モード又は繰り
返しモード中に不整脈が起こったら、このパラメタがデ
ータ獲得を再開始するべき点を与える。（以前の不整脈
の前の点まで後退することを防止する）。
する。この図の中の変数及び記号の意味は次の通りであ
る： Ａ ：ピーク間の時間間隔の受容されるべき下限； Ｂ ：ピーク間の時間間隔の受容されるべき上限； ｉ ：データ獲得がなされた回数を示すカウンタ； Ｍ ：実行されるべき「ダミー獲得“dummy acquis
itions"」の数（不整脈の後でデータ収集を継続する前
に見送られる正常な鼓動であるが、但し定常状態に戻る
ため依然R.F./勾配パルスは与えられる（これがダミー
獲得）正常な鼓動の数）； Ｎ ：不整脈の後で繰り返されるそれ以前のデータ
獲得の数； ｔ ：ピーク間の時間間隔； ｘ ：データ獲得が一時保留された不整脈の後の正
常な鼓動の数を示すカウンタ； Ｙ ：繰り返されるデータ収集の数を示すカウン
タ； END ：なされたデータ獲得の総数； MODE（モード）：データ獲得のモードを特定するパラメ
タ； NORMAL（正規）：データ獲得の種々のモードの１つ「正
常」； SUSPEND（留保）：データ獲得の種々のモードの１つ
「一時保留」； REPEAT（繰返し）：データ獲得の種々のモードの１つ
「繰り返し」； RESTART（再開）：不整脈の後でデータ収集を行うため
の指示子（indicator）。もし一時保留モード又は繰り
返しモード中に不整脈が起こったら、このパラメタがデ
ータ獲得を再開始するべき点を与える。（以前の不整脈
の前の点まで後退することを防止する）。
第２図に見られる通り、初期化後にブロック50で、心
周期のピーク又はその他の循環する物理的特性が、任意
の通常の物理的特性感知デバイスにより感知される。感
知されたピークとその直前のピークと間の時間が所与の
最小値Ａ及び最大値Ｂと比較され、その時間が値Ａと値
Ｂとの間にあるか（従って正常であるか）又は異常であ
るかを判断する。ＡからＢまでという範囲値が心周期の
正常な範囲を定義し、これは平均周期の関数として変動
し得るものであることを、後に論じる。ブロック51で異
常なタイミングを検出すると、ブロック52でデータ獲得
は一時保留される。茲で云うデータ獲得の一時保留と
は、R.F.コイルからの任意のデータ出力を、標本の化学
的特性の判定については拒絶することであって、従って
データそれ自身をコンピュータに与えるのを停止すると
いうことを、必ずしも意味しない。更にブロック25で、
非正常なパルスの検出、すなわち異常なタイミングのパ
ルスの検出に応じて、カウンタが０にセット（ｘ＝０）
されて、以後の鼓動の計数に備える。それから、プログ
ラムはブロック50に戻り、次のピークを感知する。
周期のピーク又はその他の循環する物理的特性が、任意
の通常の物理的特性感知デバイスにより感知される。感
知されたピークとその直前のピークと間の時間が所与の
最小値Ａ及び最大値Ｂと比較され、その時間が値Ａと値
Ｂとの間にあるか（従って正常であるか）又は異常であ
るかを判断する。ＡからＢまでという範囲値が心周期の
正常な範囲を定義し、これは平均周期の関数として変動
し得るものであることを、後に論じる。ブロック51で異
常なタイミングを検出すると、ブロック52でデータ獲得
は一時保留される。茲で云うデータ獲得の一時保留と
は、R.F.コイルからの任意のデータ出力を、標本の化学
的特性の判定については拒絶することであって、従って
データそれ自身をコンピュータに与えるのを停止すると
いうことを、必ずしも意味しない。更にブロック25で、
非正常なパルスの検出、すなわち異常なタイミングのパ
ルスの検出に応じて、カウンタが０にセット（ｘ＝０）
されて、以後の鼓動の計数に備える。それから、プログ
ラムはブロック50に戻り、次のピークを感知する。
もしブロック51でタイミングが非正常ではないと判定
されたら、ブロック54で次のテストが行われて、以前に
ブロック52で一時保留がなされた結果として現在データ
獲得が一時保留されているかどうかを判断する。もしデ
ータ獲得が一時保留されていなかったのであれば、ブロ
ック55でプログラムはデータ獲得に進み、すなわち受信
したデータを化学組成の計算に用いる。ブロック54に先
立って、平均タイミングｔの再計算がブロック56で実行
されることもある。ブロック56での平均値計算は、以前
の正常なタイミングのサイクルの所定数について実行す
ればよい。
されたら、ブロック54で次のテストが行われて、以前に
ブロック52で一時保留がなされた結果として現在データ
獲得が一時保留されているかどうかを判断する。もしデ
ータ獲得が一時保留されていなかったのであれば、ブロ
ック55でプログラムはデータ獲得に進み、すなわち受信
したデータを化学組成の計算に用いる。ブロック54に先
立って、平均タイミングｔの再計算がブロック56で実行
されることもある。ブロック56での平均値計算は、以前
の正常なタイミングのサイクルの所定数について実行す
ればよい。
反対にブロック54で、正常なタイミングが生じていた
がデータ獲得は一時保留されていたということが検出さ
れたのであれば、ブロック57でカウンタｘが１つ進ん
で、その値を次のブロック58で整数値Ｍと比較する。値
Ｍはデータ獲得が継続される前に逐次連続して生起しな
ければならないところの正常なタイミングの心周期の数
を表す。もしカウンタｘが値Ｍに達していなければ、プ
ログラムはブロック50に戻り、心周期の次のピークを感
知する。
がデータ獲得は一時保留されていたということが検出さ
れたのであれば、ブロック57でカウンタｘが１つ進ん
で、その値を次のブロック58で整数値Ｍと比較する。値
Ｍはデータ獲得が継続される前に逐次連続して生起しな
ければならないところの正常なタイミングの心周期の数
を表す。もしカウンタｘが値Ｍに達していなければ、プ
ログラムはブロック50に戻り、心周期の次のピークを感
知する。
もしブロック58でカウンタｘが値Ｍに達していれば、
これは正常なピークが所望の数Ｍだけ検出されており、
データ獲得が継続できることを意味する。従ってブロッ
ク59でカウンタＹが０に復帰し、ブロック60でデータ繰
り返しモードが開始する。次に、丁度データの獲得を一
時保留する直前までにＮ個のデータ獲得がなされた結果
について、すなわち（現在のシーケンスの中で）非正常
なサイクルが最初の検出される前のＮ個のサイクルのデ
ータについて、標本の化学組成の判定に関し考察する。
（Ｍ及びＮの数値は１ないし５の整数を好適とする。）
化学組成の判定に用いるデータの繰り返しは、MRイメー
ジング中のぼやけや動きのアーティファクトを最小にす
ることが判っている。
これは正常なピークが所望の数Ｍだけ検出されており、
データ獲得が継続できることを意味する。従ってブロッ
ク59でカウンタＹが０に復帰し、ブロック60でデータ繰
り返しモードが開始する。次に、丁度データの獲得を一
時保留する直前までにＮ個のデータ獲得がなされた結果
について、すなわち（現在のシーケンスの中で）非正常
なサイクルが最初の検出される前のＮ個のサイクルのデ
ータについて、標本の化学組成の判定に関し考察する。
（Ｍ及びＮの数値は１ないし５の整数を好適とする。）
化学組成の判定に用いるデータの繰り返しは、MRイメー
ジング中のぼやけや動きのアーティファクトを最小にす
ることが判っている。
ブロック55で獲得されたデータが、１つ又はそれ以上
の数の画像を、通常のやり方で出力デバイス19により形
成するのに用いられることは、いうまでもなく明らかで
あろう。
の数の画像を、通常のやり方で出力デバイス19により形
成するのに用いられることは、いうまでもなく明らかで
あろう。
第２図に示すプログラムの詳細な説明を更に続けれ
ば、ブロック55でｉ番目のデータ獲得が終わると、デー
タ獲得数を計数するｉカウンタが１つ進み、ブロック61
で所望の数の獲得が既になされたかどうかが判断され
る。もし所望の数の獲得が既になされていれば、プログ
ラムはこの点で終了する。そうでなければプログラムは
サブルーチンに進み、Ｙカウンタを１つ進めて、Ｎに到
達するまで次のデータ獲得のループに戻り、次いでＮに
到達したら演算モードは正常に戻る。茲で注意すべき
は、ブロック57の前のブロック62ではダミー獲得が実行
されるが、これは実際のデータ獲得を構成しないのであ
る。
ば、ブロック55でｉ番目のデータ獲得が終わると、デー
タ獲得数を計数するｉカウンタが１つ進み、ブロック61
で所望の数の獲得が既になされたかどうかが判断され
る。もし所望の数の獲得が既になされていれば、プログ
ラムはこの点で終了する。そうでなければプログラムは
サブルーチンに進み、Ｙカウンタを１つ進めて、Ｎに到
達するまで次のデータ獲得のループに戻り、次いでＮに
到達したら演算モードは正常に戻る。茲で注意すべき
は、ブロック57の前のブロック62ではダミー獲得が実行
されるが、これは実際のデータ獲得を構成しないのであ
る。
これ以外に、試験ブロック51とカウンタｘを復帰させ
るブロック52との間にサブルーチンが設けられ、例えば
繰り返しモード又は一時保留モード中に新しい不整脈が
検出されたような場合に、カウンタの正規の設定又は復
帰を可能とし、それにより正しい数の実際のデータ獲得
を保証するプログラムの正しい動作を保証することを可
能とする。こうすれば、正常な動作の後の不整脈の検出
に続く最初のシーケンス中で、値ｉから整数Ｎを引き算
し、その結果が負であればｉを０にして、再開始カウン
タはその値をｉと設定する。それに続くサイクルでは不
整脈を連続して検出したら、カウンタｉは連続的な一時
保留モード演算の状態で再開始値に連続して復帰し、ま
た繰り返しモード演算では以前の不整脈の期間の停止に
続く。
るブロック52との間にサブルーチンが設けられ、例えば
繰り返しモード又は一時保留モード中に新しい不整脈が
検出されたような場合に、カウンタの正規の設定又は復
帰を可能とし、それにより正しい数の実際のデータ獲得
を保証するプログラムの正しい動作を保証することを可
能とする。こうすれば、正常な動作の後の不整脈の検出
に続く最初のシーケンス中で、値ｉから整数Ｎを引き算
し、その結果が負であればｉを０にして、再開始カウン
タはその値をｉと設定する。それに続くサイクルでは不
整脈を連続して検出したら、カウンタｉは連続的な一時
保留モード演算の状態で再開始値に連続して復帰し、ま
た繰り返しモード演算では以前の不整脈の期間の停止に
続く。
タイミングの決定以外の既知の技術が、単に例示とし
てであるが例えば波形検出が、不整脈の検出のために用
いられるということ、及び特許請求の範囲の各項がその
範囲内にそれらの技術を含む、ということは、云うまで
もなく明らかである。
てであるが例えば波形検出が、不整脈の検出のために用
いられるということ、及び特許請求の範囲の各項がその
範囲内にそれらの技術を含む、ということは、云うまで
もなく明らかである。
本発明は一つの実施例だけによって開示、記述されて
いるけれども、種々の変形等がなされ得ることは自明で
あり、従って特許請求の範囲の各項は本発明の範囲の真
の精神の範疇でそれらの変形等を包含することを意図し
ている。
いるけれども、種々の変形等がなされ得ることは自明で
あり、従って特許請求の範囲の各項は本発明の範囲の真
の精神の範疇でそれらの変形等を包含することを意図し
ている。
第１図は、本発明によって使用されるMRイメージング装
置の概略ブロック図であり、 第２図は、本発明によるデータの獲得を拒絶する過程を
説明するフローチャートを表す図である。 10…R.F.励起・検出システム、11…発振器 12…変調器、13…コンピュータ 14…R.F.コイル、15…高感度位相検出器 16…アナログ・ディジタル変換器、17…磁気システム 18…制御回路、19…出力デバイス 20…心臓の鼓動の感知器
置の概略ブロック図であり、 第２図は、本発明によるデータの獲得を拒絶する過程を
説明するフローチャートを表す図である。 10…R.F.励起・検出システム、11…発振器 12…変調器、13…コンピュータ 14…R.F.コイル、15…高感度位相検出器 16…アナログ・ディジタル変換器、17…磁気システム 18…制御回路、19…出力デバイス 20…心臓の鼓動の感知器
フロントページの続き (72)発明者 アブラハム・ナパーステック アメリカ合衆国コネチカット州06477 オレンジ セイブルーク ロード322 (72)発明者 スタマティス・マイケル・ロムボティス アメリカ合衆国コネチカット州06484 ハンティントン ウォーターホイール トラップ フォール ロード（番地な し) (56)参考文献 特開 昭61−119251（ＪＰ，Ａ)
Claims (10)
- 【請求項１】物理的特性が循環的に変動する生体組織の
化学的特性を生体内（in vivo）測定する装置であっ
て、上記物理的特性の変動を感知して制御信号を生成す
る手段と；上記制御信号に応答して、上記循環的変動と
同期して上記生体組織に無線周波数（R.F.）信号を与え
るのを制御する手段と；上記R.F.信号に応答して上記生
体組織からデータを獲得し、且つ該獲得したデータを上
記化学的特性の測定に利用する手段と；を含んで成る装
置において、 上記循環的に変動する物理的特性の周期の或る所与の不
規則性に応答して、上記R.F.信号を上記生体組織に与え
ることは継続するが、上記データ獲得は一旦停止するた
めの手段と； Ｍを整数とするとき、少なくともＭ回の上記循環的に変
動する物理的特性のサイクルに亙り上記不規則性の存在
しないことに応答して、上記データ獲得を再び継続する
ための手段と； Ｍ及びＮを整数とするとき、少なくともＭ回の上記循環
的に変動する物理的特性のサイクルに亙り上記不規則性
が存在しないことに応答して、測定された上記不規則性
の検出に直接先行するＮ回の上記サイクルの間に獲得さ
れていたデータを反復し、且つ該反復されたデータを上
記化学的特性を決定するのに利用するための手段と； を更に有して成ることを特徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項２】特許請求の範囲第１項に記載の生体組織測
定装置において、上記変動する物理的特性はパルスであ
り、上記感知手段は該パルスを感知する手段を含むこと
を特徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項３】特許請求の範囲第１項に記載の生体組織測
定装置において、数値Ｍ及びＮは１から５までのうちの
整数であることを特徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項４】特許請求の範囲第１項に記載の生体組織測
定装置において、上記循環的に変動する物理的特性の周
期の平均値を繰り返し計算するための手段と；上記周期
の平均値に応答して、上記所与の不規則性を上記周期の
平均値に関する或る所定の範囲として測定するための手
段と；を更に有して成ることを特徴とする生体組織測定
装置。 - 【請求項５】特許請求の範囲第１項に記載の生体組織測
定装置において、データの獲得がなされている時間中、
及びデータの獲得を停止している上記時間中、のどちら
の間にも、少なくとも１つの磁場を上記生体組織に与え
ることを制御するための手段を更に有して成ることを特
徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項６】物理的特性が循環的に変動する生体組織の
化学的特性を画像として形成する装置であって、制御信
号を生成するために物理的特性の変動を感知する手段
と；上記制御信号に応答して、上記循環的変動と同期し
て上記生体組織に無線周波数（R.F.）信号を与えるのを
制御する手段と；上記R.F.信号に応答して上記生体組織
からデータを獲得し、且つ該獲得したデータを上記化学
的特性の画像として形成するのに利用する手段と；を含
んで成る装置において、 該装置は：上記循環的に変動する物理的特性の周期の或
る所与の不規則性に応答して、上記R.F.信号を上記生体
組織に与えることは継続するが、上記データ獲得は一旦
停止するための手段と;Mを整数とするとき、少なくとも
Ｍ回の上記循環的に変動する物理的特性のサイクルに亙
り上記不規則性の存在しないことに応答して、上記デー
タ獲得を再び継続するための手段と；を更に有して成
り、また、 上記獲得したデータを画像形成に利用する手段は:M及び
Ｎを整数とするとき、少なくともＭ回の上記循環的に変
動する物理的特性のサイクルに亙り上記不規則性が存在
しないことに応答して、測定された上記不規則性の検出
に直接先行するＮ回の上記サイクルの間に獲得されてい
たデータを反復し、且つ該反復されたデータを上記画像
形成に利用するための手段を有する ことを特徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項７】特許請求の範囲第６項に記載の生体組織測
定装置において、上記変動する物理的特性はパルスであ
り、上記感知手段は該パルスを感知する手段を含むこと
を特徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項８】特許請求の範囲第６項に記載の生体組織測
定装置において、数値Ｍ及びＮは１から５までのうちの
整数であることを特徴とする生体組織測定装置。 - 【請求項９】特許請求の範囲第６項に記載の生体組織測
定装置において、上記循環的に変動する物理的特性の周
期の平均値を繰り返し計算するための手段と；上記周期
の平均値に応答して、上記所与の不規則性を上記周期の
平均値に関する或る所定の範囲として測定するための手
段と；を更に有して成ることを特徴とする生体組織測定
装置。 - 【請求項１０】特許請求の範囲第６項に記載の生体組織
測定装置において、データの獲得がなされている時間
中、及びデータの獲得を停止している上記時間中、のど
ちらの間にも、少なくとも１つの磁場を上記生体組織に
与えることを制御するための手段を更に有して成ること
を特徴とする生体組織測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US896547 | 1986-08-14 | ||
| US06/896,547 US4903704A (en) | 1986-08-14 | 1986-08-14 | Method and apparatus for MR imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6349151A JPS6349151A (ja) | 1988-03-01 |
| JP2628653B2 true JP2628653B2 (ja) | 1997-07-09 |
Family
ID=25406403
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62199244A Expired - Fee Related JP2628653B2 (ja) | 1986-08-14 | 1987-08-11 | 生体組織測定装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4903704A (ja) |
| EP (1) | EP0256584B1 (ja) |
| JP (1) | JP2628653B2 (ja) |
| CA (1) | CA1272759A (ja) |
| DE (1) | DE3769545D1 (ja) |
| IL (1) | IL83501A0 (ja) |
Families Citing this family (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5154178A (en) * | 1990-10-09 | 1992-10-13 | Sri International | Method and apparatus for obtaining in-vivo nmr data from a moving subject |
| JP2500206B2 (ja) * | 1991-03-26 | 1996-05-29 | 日本碍子株式会社 | セラミックス製品の焼成方法 |
| US5239591A (en) * | 1991-07-03 | 1993-08-24 | U.S. Philips Corp. | Contour extraction in multi-phase, multi-slice cardiac mri studies by propagation of seed contours between images |
| US5377680A (en) * | 1993-08-04 | 1995-01-03 | General Electric Company | MRI cardiac image produced by temporal data sharing |
| US6032069A (en) * | 1998-05-01 | 2000-02-29 | Uab Research Foundation | Physiological triggering device for high-field magnetic-resonance instrumentation |
| WO2005103750A1 (en) * | 2004-04-27 | 2005-11-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging |
| DE102005005916A1 (de) * | 2005-02-09 | 2006-08-17 | Siemens Ag | Verfahren und Tomographiegerät zur Erzeugung von tomographischen Aufnahmen eines schlagenden Herzens |
| US7570733B2 (en) * | 2005-06-10 | 2009-08-04 | General Electric Company | Step-and-shoot cardiac CT imaging |
| JP5537142B2 (ja) * | 2009-02-05 | 2014-07-02 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴撮像方法 |
| JP5611667B2 (ja) * | 2010-05-21 | 2014-10-22 | 株式会社東芝 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 |
| US9504429B1 (en) * | 2012-06-28 | 2016-11-29 | Fonar Corporation | Apparatus for controlling the operation of an MRI system |
| WO2014170854A1 (en) * | 2013-04-18 | 2014-10-23 | Koninklijke Philips N.V. | System and method for taking into account actual prepulse delay times in mri pulse sequences with shared prepulses |
| DE102014217766A1 (de) | 2014-09-05 | 2016-03-10 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zum Erzeugen einer Mehrschichtaufnahme eines Herzes |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4245647A (en) * | 1978-12-06 | 1981-01-20 | General Electric Company | Arrhythmia rejection circuit for gated cardiac image display systems |
| US4649930A (en) * | 1981-03-06 | 1987-03-17 | Siemens Gammasonics, Inc. | Apparatus for beat buffering techniques varified by arrhythmias detection for stopaction frames of cardiac function |
| US4409550A (en) * | 1981-05-15 | 1983-10-11 | President And Fellows Of Harvard College | NMR Sodium images |
| US4413233A (en) * | 1981-07-02 | 1983-11-01 | President And Fellows Of Harvard College | Dynamic NMR measurement |
| JPS59155239A (ja) * | 1983-02-23 | 1984-09-04 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
| DE3327731A1 (de) * | 1983-08-01 | 1985-02-21 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Einrichtung zur gewinnung eines ekg-signals bei einem kernspintomographen |
| US4602641A (en) * | 1983-08-15 | 1986-07-29 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for NMR detection and imaging of flowing fluid nuclei |
| DE3421045A1 (de) * | 1984-06-06 | 1985-12-12 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Vorrichtung zur steuerung einer nmr-bildaufnahme durch organbewegungen |
| DE3570135D1 (en) * | 1984-08-01 | 1989-06-15 | Siemens Ag | Apparatus for producing images of an object under examination |
| US4567893A (en) * | 1984-11-21 | 1986-02-04 | General Electric Company | Method of eliminating breathing artifacts in NMR imaging |
| DE3514542A1 (de) * | 1985-04-22 | 1986-10-23 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren und vorrichtung zur zusammensetzung eines mr-bildes aus atemgesteuert aufgenommenen bilddaten |
| NL8503525A (nl) * | 1985-12-20 | 1987-07-16 | Philips Nv | Mri-werkwijze en inrichting ter reductie van beweginsartefacten. |
-
1986
- 1986-08-14 US US06/896,547 patent/US4903704A/en not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-07-23 DE DE8787201421T patent/DE3769545D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1987-07-23 EP EP87201421A patent/EP0256584B1/en not_active Expired
- 1987-08-11 IL IL83501A patent/IL83501A0/xx unknown
- 1987-08-11 JP JP62199244A patent/JP2628653B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1987-08-13 CA CA000544430A patent/CA1272759A/en not_active Expired
Also Published As
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| EP0256584B1 (en) | 1991-04-24 |
| EP0256584A1 (en) | 1988-02-24 |
| CA1272759A (en) | 1990-08-14 |
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| US4903704A (en) | 1990-02-27 |
| DE3769545D1 (de) | 1991-05-29 |
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