JP2984853B2 - 非侵襲性検査装置 - Google Patents
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
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- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
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- 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
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は非侵襲性検査装置及び方法に関する。
特に、本発明は心臓及び呼吸ゲート制御磁気共鳴映像
方法に関するので、以下、これについて本発明を説明す
るが、本発明は解剖学的運動に従って検査を制御、ゲー
ト制御又は変更する他の非侵襲性検査技術にも適用でき
る。
方法に関するので、以下、これについて本発明を説明す
るが、本発明は解剖学的運動に従って検査を制御、ゲー
ト制御又は変更する他の非侵襲性検査技術にも適用でき
る。
［従来技術及びその課題］ 通常、磁気共鳴映像シーケンスでは、スライス選択パ
ルスと同時に無線周波数パルスを印加して、患者又は検
体の選択スライスに磁気共鳴を励起する。また、位相エ
ンコード勾配パルスを印加して、位相を共鳴核にエンコ
ードする。さらに、位相エンコード勾配パルスの印加前
か後に、別な無線周波数パルスを印加して、磁気共鳴を
反転し、磁気共鳴エコーを発生する。読出し勾配パルス
をエコー中に印加して、検索磁気共鳴信号又はビュー
（view）に二次元のエンコーディングを発生する。通
常、このシーケンスを何度も繰り返すが、この度に振幅
位相エンコード勾配を変えて、対応する多数の異なる位
相エンコード化ビューを発生する。
ルスと同時に無線周波数パルスを印加して、患者又は検
体の選択スライスに磁気共鳴を励起する。また、位相エ
ンコード勾配パルスを印加して、位相を共鳴核にエンコ
ードする。さらに、位相エンコード勾配パルスの印加前
か後に、別な無線周波数パルスを印加して、磁気共鳴を
反転し、磁気共鳴エコーを発生する。読出し勾配パルス
をエコー中に印加して、検索磁気共鳴信号又はビュー
（view）に二次元のエンコーディングを発生する。通
常、このシーケンスを何度も繰り返すが、この度に振幅
位相エンコード勾配を変えて、対応する多数の異なる位
相エンコード化ビューを発生する。
解剖学的運動、例えば心臓や呼吸器の運動は生成する
画像を劣化させる傾向がある。劣化量はビュー毎の生理
機能的変位量、あるいはその大きさや、運動速度等に関
係がある。生理機能的運動に従って磁気共鳴やその他の
非侵襲性映像データの収集、処理や使用法を制御するた
めに各種の解剖学的モニターが利用されている。例え
ば、米国特許第4,763,075号及び同第4,545,384号を参
照。
画像を劣化させる傾向がある。劣化量はビュー毎の生理
機能的変位量、あるいはその大きさや、運動速度等に関
係がある。生理機能的運動に従って磁気共鳴やその他の
非侵襲性映像データの収集、処理や使用法を制御するた
めに各種の解剖学的モニターが利用されている。例え
ば、米国特許第4,763,075号及び同第4,545,384号を参
照。
通常、心周期は患者の皮膚に取り付け、処理回路をも
つ電気リード線に接続した心電計電極で検出する。磁気
共鳴映像技術では、変化する勾配磁場により電気応答を
患者だけではなく、心電計リード線にも誘導する。この
電気応答は心電計信号に重畳した状対になっている。
つ電気リード線に接続した心電計電極で検出する。磁気
共鳴映像技術では、変化する勾配磁場により電気応答を
患者だけではなく、心電計リード線にも誘導する。この
電気応答は心電計信号に重畳した状対になっている。
今までは、磁気共鳴場勾配は方形パルスとして印加し
ていた。方形パルスはサイン波−主に高周波サイン波の
総和である。方形勾配パルスが誘導するノイズの周波数
成分は心臓信号のＲ−波よりかなり高く、通常の心臓信
号の最高周波数部分である。この周波数の相違により、
例えばスルーレートフィルターを用いて、Ｒ−波及び勾
配パルス誘導ノイズを分離できた。
ていた。方形パルスはサイン波−主に高周波サイン波の
総和である。方形勾配パルスが誘導するノイズの周波数
成分は心臓信号のＲ−波よりかなり高く、通常の心臓信
号の最高周波数部分である。この周波数の相違により、
例えばスルーレートフィルターを用いて、Ｒ−波及び勾
配パルス誘導ノイズを分離できた。
方形勾配パルスの問題のひとつはこれらのエネルギー
消費が比較的高いことである。なお、より円形の勾配パ
ルスを用いた場合、画像は等しく良好であり、エネルギ
ー消費もかなり少ない。ところが、方形波パルスを円形
化すると、周波数部分が少なくなる。さらに悪いことに
は、円形化勾配パルスが患者及びリード線に誘導する電
気応答は、その有意味な成分の周波数がＲ−波の周波数
と同じ範囲にある。
消費が比較的高いことである。なお、より円形の勾配パ
ルスを用いた場合、画像は等しく良好であり、エネルギ
ー消費もかなり少ない。ところが、方形波パルスを円形
化すると、周波数部分が少なくなる。さらに悪いことに
は、円形化勾配パルスが患者及びリード線に誘導する電
気応答は、その有意味な成分の周波数がＲ−波の周波数
と同じ範囲にある。
本発明の目的は、上記問題のない非侵襲性検査装置及
び方法を提供することにある。
び方法を提供することにある。
［課題を解決する手段］ すなわち、本発明は、検体の内部部位を非侵襲的に検
査する手段、検体の状態をモニターし、モニターされた
状態信号成分と、非侵襲性検査手段により生じ、そして
非侵襲性検査のパラメーターの変化と共に変化するノイ
ズ成分とを含む出力信号を出力する状態モニター手段、
及び該出力信号をフィルター処理するフィルター手段か
らなる非侵襲性検査装置において、 前記フィルター手段は、前記パラメーターの変化に従
って調節されるフィルター機能により前記出力信号をフ
ィルター処理する適応フィルターであることを特徴とす
る非侵襲性検査装置を提供する。
査する手段、検体の状態をモニターし、モニターされた
状態信号成分と、非侵襲性検査手段により生じ、そして
非侵襲性検査のパラメーターの変化と共に変化するノイ
ズ成分とを含む出力信号を出力する状態モニター手段、
及び該出力信号をフィルター処理するフィルター手段か
らなる非侵襲性検査装置において、 前記フィルター手段は、前記パラメーターの変化に従
って調節されるフィルター機能により前記出力信号をフ
ィルター処理する適応フィルターであることを特徴とす
る非侵襲性検査装置を提供する。
［発明の効果・作用］ 本発明のひとつ利点はフィルター手段が適応フィルタ
ーである点にある。即ち、フィルター処理量は各モニタ
ー心周期につき必要に応じて変更できる。
ーである点にある。即ち、フィルター処理量は各モニタ
ー心周期につき必要に応じて変更できる。
また、別な利点は解剖学的モニター及びゲート制御に
関連して、消費電力の少ない円形勾配パルスを使用でき
る点である。
関連して、消費電力の少ない円形勾配パルスを使用でき
る点である。
さらに別な利点は過剰なフィルター処理を排除できる
点である。即ち、各心臓パルスは必要な範囲だけフィル
ター処理すればよい。
点である。即ち、各心臓パルスは必要な範囲だけフィル
ター処理すればよい。
［発明の好適な実施態様の説明］ 以下、例示のみを目的として本発明により非侵襲性検
査装置及び方法を添付図面について説明する。
査装置及び方法を添付図面について説明する。
第１図は本発明装置の概略図であり、 第２図は第１図装置における心・肺モニター装置の概
略図であり、 第３図は第１図装置における心・肺信号処理装置の概
略図であり、そして 第４図は第３図信号処理装置の変形例を示す図であ
る。
略図であり、 第３図は第１図装置における心・肺信号処理装置の概
略図であり、そして 第４図は第３図信号処理装置の変形例を示す図であ
る。
第１図について説明すると、核磁気共鳴映像装置等の
非侵襲性検査装置Ａ内に非侵襲性検査を受ける患者Ｂ等
の検体を仰臥させる。検体に隣接してモニター手段Ｃを
設け、離れた位置にある状態信号処理手段Ｄに接続す
る。モニター手段により心周期や呼吸周期、あるいはそ
の他の解剖学的状態等の検体の予め選択した状態をモニ
ターする。モニターからの出力信号のモニター状態情報
に非侵襲性検査パラメーターの変更によるノイズ成分を
重ねる。処理手段Ｄは、入力データから解剖学的運動や
心臓に関するゲート制御情報等のモニターした状態情報
を取出す。また、処理手段は、各検査中に定期的に再調
節して、電流誘導ノイズ成分を除去するのに最適なフィ
ルター機能を発揮する適応フィルター機能で出力信号を
フィルター処理する。この情報は、映像シーケンスのタ
イミング、収集した共鳴データの処理、磁気共鳴データ
の収集やフィルター処理等を制御するさいに使用する上
記磁気共鳴映像装置Ａに送る。
非侵襲性検査装置Ａ内に非侵襲性検査を受ける患者Ｂ等
の検体を仰臥させる。検体に隣接してモニター手段Ｃを
設け、離れた位置にある状態信号処理手段Ｄに接続す
る。モニター手段により心周期や呼吸周期、あるいはそ
の他の解剖学的状態等の検体の予め選択した状態をモニ
ターする。モニターからの出力信号のモニター状態情報
に非侵襲性検査パラメーターの変更によるノイズ成分を
重ねる。処理手段Ｄは、入力データから解剖学的運動や
心臓に関するゲート制御情報等のモニターした状態情報
を取出す。また、処理手段は、各検査中に定期的に再調
節して、電流誘導ノイズ成分を除去するのに最適なフィ
ルター機能を発揮する適応フィルター機能で出力信号を
フィルター処理する。この情報は、映像シーケンスのタ
イミング、収集した共鳴データの処理、磁気共鳴データ
の収集やフィルター処理等を制御するさいに使用する上
記磁気共鳴映像装置Ａに送る。
上記磁気共鳴映像装置は主磁場制御装置10を備え、こ
れにより抵抗又は超伝導主磁場コイル12を制御して、映
像領域の長手方向全体に実質的に均一な磁場を発生す
る。磁場勾配制御手段14により適正な電流パルスを勾配
場コイル16に印加して、主磁場間に勾配を形成する。勾
配の正確な性質及びシーケンスは多数の磁気映像シーケ
ンスからどのシーケンスを選択するかにより決定する。
無線周波数送信器20から、無線周波数コイル22に印加さ
れる磁気共鳴励起、反転及び操作パルスを発生する。勾
配及び無線周波数パルスシーケンスについては従来と同
様である。無線周波数受信器24により、検体検査部位か
らの無線周波数磁気共鳴信号を受信する。共鳴信号のピ
ックアップは無線周波数コイル22又は位置決めされた受
信コイル（図示せず）が行う。再現手段26では、二次元
逆フーリエ変換等を使用して、受信した磁気共鳴信号か
ら電子画像を再現する。一般に、各エコーやその他の信
号を一つのビューに再現し、これらビューを加算して、
画像メモリー28に記憶する。画像メモリーで完成した画
像はビデオディスプレーモニター30に表示でき、またさ
らに処理してもよく、あるいはテープやディスクに保存
してもよい。
れにより抵抗又は超伝導主磁場コイル12を制御して、映
像領域の長手方向全体に実質的に均一な磁場を発生す
る。磁場勾配制御手段14により適正な電流パルスを勾配
場コイル16に印加して、主磁場間に勾配を形成する。勾
配の正確な性質及びシーケンスは多数の磁気映像シーケ
ンスからどのシーケンスを選択するかにより決定する。
無線周波数送信器20から、無線周波数コイル22に印加さ
れる磁気共鳴励起、反転及び操作パルスを発生する。勾
配及び無線周波数パルスシーケンスについては従来と同
様である。無線周波数受信器24により、検体検査部位か
らの無線周波数磁気共鳴信号を受信する。共鳴信号のピ
ックアップは無線周波数コイル22又は位置決めされた受
信コイル（図示せず）が行う。再現手段26では、二次元
逆フーリエ変換等を使用して、受信した磁気共鳴信号か
ら電子画像を再現する。一般に、各エコーやその他の信
号を一つのビューに再現し、これらビューを加算して、
画像メモリー28に記憶する。画像メモリーで完成した画
像はビデオディスプレーモニター30に表示でき、またさ
らに処理してもよく、あるいはテープやディスクに保存
してもよい。
磁気共鳴シーケンス制御手段32により、勾配場制御手
段及び無線周波数送信器が勾配及び無線周波数パルスを
印加して、通常の磁気共鳴映像シーケンスをの一つを実
行するタイミングを制御する。パルスシーケンスの反復
間のタイミング、即ち間隔については、各シーケンスが
解剖学的運動の予め選択された範囲内に含まれるように
これを調節すればよい。あるいは、無線周波数受信器24
や再現手段26を制御して、解剖学的運動を不適切な範囲
で取られたデータを廃棄し、これらデータをより強くフ
ィルター処理するか、隣接ビューの平均値で置き換えて
もよい。
段及び無線周波数送信器が勾配及び無線周波数パルスを
印加して、通常の磁気共鳴映像シーケンスをの一つを実
行するタイミングを制御する。パルスシーケンスの反復
間のタイミング、即ち間隔については、各シーケンスが
解剖学的運動の予め選択された範囲内に含まれるように
これを調節すればよい。あるいは、無線周波数受信器24
や再現手段26を制御して、解剖学的運動を不適切な範囲
で取られたデータを廃棄し、これらデータをより強くフ
ィルター処理するか、隣接ビューの平均値で置き換えて
もよい。
第２図について説明すると、患者モニターＣは第１の
状態検出器を備えている。好適な実施態様では、これは
患者の心周期をモニターして、これを示し心電図信号を
発生するECG電極である。これら電極をよく知られてい
るやり方で患者に取り付け、心電図信号だけでなく、患
者の身体及び電極を含む電流ループに変化する磁場勾配
によって誘導された電気信号をピックアップする。従っ
て、モニターの出力信号はこの勾配誘導ノイズを心臓情
報に重ねたものである。第２の解剖学的状態検出器、好
適な実施態様では呼吸周期モニター手段42により、患者
の呼吸周期をモニターする。この循環周期モニターは空
気充填エラストマーベルトで、患者の呼吸に応じて収縮
する。この収縮に対応して空気圧が変化し、この変化が
ブリッジ回路44により患者の呼吸周期を示す電気信号に
変換される。
状態検出器を備えている。好適な実施態様では、これは
患者の心周期をモニターして、これを示し心電図信号を
発生するECG電極である。これら電極をよく知られてい
るやり方で患者に取り付け、心電図信号だけでなく、患
者の身体及び電極を含む電流ループに変化する磁場勾配
によって誘導された電気信号をピックアップする。従っ
て、モニターの出力信号はこの勾配誘導ノイズを心臓情
報に重ねたものである。第２の解剖学的状態検出器、好
適な実施態様では呼吸周期モニター手段42により、患者
の呼吸周期をモニターする。この循環周期モニターは空
気充填エラストマーベルトで、患者の呼吸に応じて収縮
する。この収縮に対応して空気圧が変化し、この変化が
ブリッジ回路44により患者の呼吸周期を示す電気信号に
変換される。
保護回路46は電極が検知したRF信号をフィルター処理
するだけでなく、患者の除細動が生じた場合に、リード
線に流れる電流の量を制限する。増幅器48により心臓信
号の大きさを調節する。スルーレート制限手段50によ
り、正常時には心臓信号に認められないが、通常は磁気
共鳴映像環境ではノイズとして誘導される高周波数成分
をフィルター処理、即ち除去する。DC補正手段52により
DCオフセットを除去する。
するだけでなく、患者の除細動が生じた場合に、リード
線に流れる電流の量を制限する。増幅器48により心臓信
号の大きさを調節する。スルーレート制限手段50によ
り、正常時には心臓信号に認められないが、通常は磁気
共鳴映像環境ではノイズとして誘導される高周波数成分
をフィルター処理、即ち除去する。DC補正手段52により
DCオフセットを除去する。
平衡ブリッジ圧力を電気信号に変換する変換器44はブ
リッジ回路54を備え、この両端に発信器56が2kHzの搬送
信号を印加する。この搬送信号は呼吸信号を変調して、
これを心臓信号から簡単に分離される周波数範囲に変調
する。うなりパターン、即ち振幅が変化した変調信号は
エンコード化呼吸周期データを搬送する。そして、増幅
器58により変調信号を増幅すると共に、帯域フィルター
60によりノイズ及びひずみ信号成分を除去する。
リッジ回路54を備え、この両端に発信器56が2kHzの搬送
信号を印加する。この搬送信号は呼吸信号を変調して、
これを心臓信号から簡単に分離される周波数範囲に変調
する。うなりパターン、即ち振幅が変化した変調信号は
エンコード化呼吸周期データを搬送する。そして、増幅
器58により変調信号を増幅すると共に、帯域フィルター
60によりノイズ及びひずみ信号成分を除去する。
加算、即ち結合手段62により呼吸及び心臓信号を他の
重畳ノイズに加算、即ち結合して、出力信号を出力す
る。光ファイバー送信器64によってこの出力信号を光信
号に変換し、光信号やその他の非電気信号を発生する。
好適な実施態様では、光源からの光信号の周波数は結合
手段62からの出力信号の電圧の大きさに比例して変調
し、光ファイバー伝送路66により伝送する。
重畳ノイズに加算、即ち結合して、出力信号を出力す
る。光ファイバー送信器64によってこの出力信号を光信
号に変換し、光信号やその他の非電気信号を発生する。
好適な実施態様では、光源からの光信号の周波数は結合
手段62からの出力信号の電圧の大きさに比例して変調
し、光ファイバー伝送路66により伝送する。
第３図について説明すると、光信号受信器70が光伝送
ケーブル66からの光信号を受信し、これに対応して、勾
配ノイズ信号が重畳された電気呼吸／心臓データを出力
する。低帯域フィルター72及び高帯域フィルター74が心
臓及び呼吸信号成分を分離する。場合によって、他の解
剖学的状態をモニターしたり、あるいは解剖学的状態を
デジタル的か別な方法でエンコードするときには、他の
信号成分分離手段を適用すればよい。
ケーブル66からの光信号を受信し、これに対応して、勾
配ノイズ信号が重畳された電気呼吸／心臓データを出力
する。低帯域フィルター72及び高帯域フィルター74が心
臓及び呼吸信号成分を分離する。場合によって、他の解
剖学的状態をモニターしたり、あるいは解剖学的状態を
デジタル的か別な方法でエンコードするときには、他の
信号成分分離手段を適用すればよい。
適応フィルター手段80により、同時に形成するビュー
に従って受信心臓信号を調節自在なフィルター機能でフ
ィルター処理する。また、フィルター機能変更手段82に
より、対応して変化する勾配に従ってフィルター手段の
フィルター機能を変更する。勾配場制御手段14からの
ｘ、ｙ、ｚ−勾配コイルへの電気パルスを差動増幅器84
x、84y、84zでモニターすると共に、適正な大きさに調
節する。加算手段86が３つの勾配を加算して、印加した
全勾配を示す出力信号を出力する。誘導された患者電圧
及びモニターされたノイズ成分は勾配場の変化率に比例
して変化するので、対応する心臓信号に重畳されるノイ
ズ量も勾配の変化率に応じて変化する。勾配場変化率測
定手段88、例えば微分器により勾配場全体の変化率を求
める。そして、低帯域フィルター90が漂遊高周波数成分
を除去すると共に、全波整流器92が信号変化率を整流
し、電圧が勾配磁場の変化率に比例するフィルター選択
信号を出力する。ノイズの帯域幅は勾配変化率に応じて
変化する。従って、変化率測定手段88によりノイズ成分
の帯域幅を有効に測定できる。フィルター変更手段82に
より選択されるフィルター機能は磁場勾配パルスの周波
数成分に従って選択、即ち変更され、そして各磁場共鳴
スキャナーによって印加される勾配場パルスの性質に応
じて変化する。好適な実施態様では、信号処理はアナロ
グ成分を使用して実施する。あるいは、信号処理はデジ
タル信号処理成分を用いるデジタル化信号で行ってもよ
い。各勾配パルスにつき適正なフィルター機能を計算す
る適当な演算方法等は、Oppenheim,Alan V.及びShafe
r,ronaldW.による“Digital Signal Processing"、Pr
entic−Hall、1975やそのデジタル信号処理に関する多
くの文献に記載されている。一般に、フィルター機能の
帯域幅、即ちＲ−波の周波数をフィルター処理する量は
フィルター選択手段82からのフィルター選択信号に比例
して調節する。勾配変化率が大きい場合には、心臓信号
を強くフィルター処理して、実質的にノイズと考えられ
る成分を除去する。勾配変化率が比較的小さい場合に
は、心臓信号のフィルター処理は軽く行うか、全く行わ
なくてもよい。というのは、予想されるノイズ成分は比
較的小さいからである。フィルター選択手段82はノイズ
の帯域幅に比例してフィルター機能の帯域幅を変更する
手段である。このようにして、心臓信号に重畳されるノ
イズの帯域幅にマッチするようにフィルター機能を調節
する。
に従って受信心臓信号を調節自在なフィルター機能でフ
ィルター処理する。また、フィルター機能変更手段82に
より、対応して変化する勾配に従ってフィルター手段の
フィルター機能を変更する。勾配場制御手段14からの
ｘ、ｙ、ｚ−勾配コイルへの電気パルスを差動増幅器84
x、84y、84zでモニターすると共に、適正な大きさに調
節する。加算手段86が３つの勾配を加算して、印加した
全勾配を示す出力信号を出力する。誘導された患者電圧
及びモニターされたノイズ成分は勾配場の変化率に比例
して変化するので、対応する心臓信号に重畳されるノイ
ズ量も勾配の変化率に応じて変化する。勾配場変化率測
定手段88、例えば微分器により勾配場全体の変化率を求
める。そして、低帯域フィルター90が漂遊高周波数成分
を除去すると共に、全波整流器92が信号変化率を整流
し、電圧が勾配磁場の変化率に比例するフィルター選択
信号を出力する。ノイズの帯域幅は勾配変化率に応じて
変化する。従って、変化率測定手段88によりノイズ成分
の帯域幅を有効に測定できる。フィルター変更手段82に
より選択されるフィルター機能は磁場勾配パルスの周波
数成分に従って選択、即ち変更され、そして各磁場共鳴
スキャナーによって印加される勾配場パルスの性質に応
じて変化する。好適な実施態様では、信号処理はアナロ
グ成分を使用して実施する。あるいは、信号処理はデジ
タル信号処理成分を用いるデジタル化信号で行ってもよ
い。各勾配パルスにつき適正なフィルター機能を計算す
る適当な演算方法等は、Oppenheim,Alan V.及びShafe
r,ronaldW.による“Digital Signal Processing"、Pr
entic−Hall、1975やそのデジタル信号処理に関する多
くの文献に記載されている。一般に、フィルター機能の
帯域幅、即ちＲ−波の周波数をフィルター処理する量は
フィルター選択手段82からのフィルター選択信号に比例
して調節する。勾配変化率が大きい場合には、心臓信号
を強くフィルター処理して、実質的にノイズと考えられ
る成分を除去する。勾配変化率が比較的小さい場合に
は、心臓信号のフィルター処理は軽く行うか、全く行わ
なくてもよい。というのは、予想されるノイズ成分は比
較的小さいからである。フィルター選択手段82はノイズ
の帯域幅に比例してフィルター機能の帯域幅を変更する
手段である。このようにして、心臓信号に重畳されるノ
イズの帯域幅にマッチするようにフィルター機能を調節
する。
好適な実施態様では、ECG Ｒ−波の発生の検出はECG
信号の誘導（derivative）及び三つの検出基準に基づい
て行う。誘導手段100によりフィルター処理された心臓
信号の変化率を検出する。整流器手段102は変化率に比
例する出力信号を出力する共に、変化の極性を示す。第
１検出基準は限界検出器104からなり、この検出器は整
流器102からの整流信号の大きさがＲ−波がまさに発生
しようとする状態を示す所定値を越えた時点を検出す
る。限界以上になったら、誘導のゼロ点交差が生じる時
間について予め設定された、タイミング手段106からな
る第２検出基準が始動する。ゼロ点ウインド手段108が
ゼロ点を中心とする所定値の範囲にある誘導信号次の発
生について調べる。タイミング手段106により定められ
た時間の範囲内でゼロ点ウインド手段108がゼロ点を検
出した場合に、AND手段110が出力信号を出力する。
信号の誘導（derivative）及び三つの検出基準に基づい
て行う。誘導手段100によりフィルター処理された心臓
信号の変化率を検出する。整流器手段102は変化率に比
例する出力信号を出力する共に、変化の極性を示す。第
１検出基準は限界検出器104からなり、この検出器は整
流器102からの整流信号の大きさがＲ−波がまさに発生
しようとする状態を示す所定値を越えた時点を検出す
る。限界以上になったら、誘導のゼロ点交差が生じる時
間について予め設定された、タイミング手段106からな
る第２検出基準が始動する。ゼロ点ウインド手段108が
ゼロ点を中心とする所定値の範囲にある誘導信号次の発
生について調べる。タイミング手段106により定められ
た時間の範囲内でゼロ点ウインド手段108がゼロ点を検
出した場合に、AND手段110が出力信号を出力する。
極性変化検出手段112が整流器手段から極性信号を受
信する。限界検出器104が一旦始動した後は、ECG信号の
誘導の極性を極性変化検出手段112に記憶する。この変
化検出手段112の出力は、ECG信号の誘導の極性が正から
負へ、又は負から正へ変更した時に高論理状態に変化す
る。AND手段110の出力により、ECG信号の誘導について
極性変更しなければならない時間について予め設営され
た第２タイミング手段114からなる第３検出基準が始動
する。第2AND手段116は、タイミング手段114によって予
め定められた時間内でECG信号の極性が変化して、心周
期の他の部分ではなく、Ｒ−波の頂点のみが出力信号を
発生した場合に出力を出力する。
信する。限界検出器104が一旦始動した後は、ECG信号の
誘導の極性を極性変化検出手段112に記憶する。この変
化検出手段112の出力は、ECG信号の誘導の極性が正から
負へ、又は負から正へ変更した時に高論理状態に変化す
る。AND手段110の出力により、ECG信号の誘導について
極性変更しなければならない時間について予め設営され
た第２タイミング手段114からなる第３検出基準が始動
する。第2AND手段116は、タイミング手段114によって予
め定められた時間内でECG信号の極性が変化して、心周
期の他の部分ではなく、Ｒ−波の頂点のみが出力信号を
発生した場合に出力を出力する。
高帯域フィルター74からの呼吸信号は復調器120によ
り搬送信号から分離される。DC補正回路122が次のピー
ク検出についてのゼロ点レベルを設定する。呼吸信号の
極性が負の時に、比較器手段124が高い論理出力を出力
する。負ピーク検出手段126が反転呼吸信号の負ピーク
を検出し、これに従ってサンプル／保持回路128をゲー
ト制御する。多重化手段130がサンプリングしたピーク
信号を所定の％だけ、例えば70％だけ下げる。第２のサ
ンプル／保持回路132に、呼吸信号の極性が負から正へ
変化することによりワンショット回路134がトリガーし
た時に−比較器手段124が示す−、ピーク値の％を記憶
する。比較手段136が呼吸信号の現在値と第２サンプル
／保持回路132からの閾値を比較する。実際の呼吸信号
が閾値未満の場合には、低信号を出力して、データの収
集をブロックするか、収集したデータを廃棄する。この
実行／ブロック、即ち呼吸ゲート処理信号が受信データ
が画像再現に寄与するウインドを与える。場合によって
は、ウインド外部からのデータにフィルター処理か別な
処理を加えてもよい。
り搬送信号から分離される。DC補正回路122が次のピー
ク検出についてのゼロ点レベルを設定する。呼吸信号の
極性が負の時に、比較器手段124が高い論理出力を出力
する。負ピーク検出手段126が反転呼吸信号の負ピーク
を検出し、これに従ってサンプル／保持回路128をゲー
ト制御する。多重化手段130がサンプリングしたピーク
信号を所定の％だけ、例えば70％だけ下げる。第２のサ
ンプル／保持回路132に、呼吸信号の極性が負から正へ
変化することによりワンショット回路134がトリガーし
た時に−比較器手段124が示す−、ピーク値の％を記憶
する。比較手段136が呼吸信号の現在値と第２サンプル
／保持回路132からの閾値を比較する。実際の呼吸信号
が閾値未満の場合には、低信号を出力して、データの収
集をブロックするか、収集したデータを廃棄する。この
実行／ブロック、即ち呼吸ゲート処理信号が受信データ
が画像再現に寄与するウインドを与える。場合によって
は、ウインド外部からのデータにフィルター処理か別な
処理を加えてもよい。
選択器スイッチ手段140は、モニターが心臓信号及び
心臓ゲート制御信号、または呼吸信号及び呼吸ゲート制
御信号をスキャナーＡに送るかどうかを選択する。バッ
ファー増幅器142及び144により、スキャナーのシーケン
ス制御手段32等に伝送する信号を増幅する。
心臓ゲート制御信号、または呼吸信号及び呼吸ゲート制
御信号をスキャナーＡに送るかどうかを選択する。バッ
ファー増幅器142及び144により、スキャナーのシーケン
ス制御手段32等に伝送する信号を増幅する。
第４図について説明すると、所定の磁気共鳴映像シー
ケンスでは、各ビューを加えている勾配を前もって知る
ことができる。従って、検知された勾配からのフライに
フィルター機能調節を誘導するのではなく、すぐ前のビ
ューに従ってフィルター機能を予め算出し、検索する。
即ち、シーケンス制御手段32によりフィルター機能ルッ
クアップテーブル150にビュー数を示すデジタル信号を
送ることがきる。番号の付与されたビューに加えられ
て、対応する適切なフィルター機能を指示する磁場勾配
に従って、ルックアップテーブルを予めプログラム化し
ておく。対応するフィルター機能はフィルター機能メモ
リー又は演算手段152から検索することができる。全フ
ィルター機能はメモリ152に記憶し、選択したフィルタ
ー機能を記憶し、また他のものは内挿することができ
る。あるいは、フィルター機能を算出するガイドライン
もメモリー152に記憶することができる。例えば、ビュ
ー数がルックアップテーブルアドレスの最も有意味なビ
ットであり、有意味性の最も低いビットは各ビューの最
初でリセットされるタイミングクロックからのものであ
る。フィルター機能メモリー152から検索したフィルタ
ー機能をフィルター手段80にロードし、次のフィルター
機能がアドレス指示されるまで、受信される心臓信号部
分を処理するために使用できる。
ケンスでは、各ビューを加えている勾配を前もって知る
ことができる。従って、検知された勾配からのフライに
フィルター機能調節を誘導するのではなく、すぐ前のビ
ューに従ってフィルター機能を予め算出し、検索する。
即ち、シーケンス制御手段32によりフィルター機能ルッ
クアップテーブル150にビュー数を示すデジタル信号を
送ることがきる。番号の付与されたビューに加えられ
て、対応する適切なフィルター機能を指示する磁場勾配
に従って、ルックアップテーブルを予めプログラム化し
ておく。対応するフィルター機能はフィルター機能メモ
リー又は演算手段152から検索することができる。全フ
ィルター機能はメモリ152に記憶し、選択したフィルタ
ー機能を記憶し、また他のものは内挿することができ
る。あるいは、フィルター機能を算出するガイドライン
もメモリー152に記憶することができる。例えば、ビュ
ー数がルックアップテーブルアドレスの最も有意味なビ
ットであり、有意味性の最も低いビットは各ビューの最
初でリセットされるタイミングクロックからのものであ
る。フィルター機能メモリー152から検索したフィルタ
ー機能をフィルター手段80にロードし、次のフィルター
機能がアドレス指示されるまで、受信される心臓信号部
分を処理するために使用できる。
第１図は本発明装置の概略図であり、 第２図は第１図装置における心・肺モニター装置の概略
図であり、 第３図は第１図装置における心・肺信号処理装置の概略
図であり、そして 第４図は第３図信号処理装置の変形例を示す図である。 図中、Ａは非侵襲性検査装置、Ｂは患者又は検体、Ｃは
モニター手段、Ｄは信号処理手段、10は主磁場制御器、
12は主磁場コイル、14は磁場勾配制御手段、16は勾配場
コイル、20は無線周波数送信器、22は無線主は数コイ
ル、26は再現手段、32は磁気共鳴シーケンス制御手段、
40は電極、46は保護回路、48は増幅器、50はスルーレー
ト制限手段、62は加算手段、64は光ファイバー送信器、
70は光り信号受信器、80は適応フィルター手段、82はフ
ィルター変更手段、88は変化測定手段、90は低帯域フィ
ルター、92は全波整流器、150はルックアップテーブ
ル、152は演算手段である。
図であり、 第３図は第１図装置における心・肺信号処理装置の概略
図であり、そして 第４図は第３図信号処理装置の変形例を示す図である。 図中、Ａは非侵襲性検査装置、Ｂは患者又は検体、Ｃは
モニター手段、Ｄは信号処理手段、10は主磁場制御器、
12は主磁場コイル、14は磁場勾配制御手段、16は勾配場
コイル、20は無線周波数送信器、22は無線主は数コイ
ル、26は再現手段、32は磁気共鳴シーケンス制御手段、
40は電極、46は保護回路、48は増幅器、50はスルーレー
ト制限手段、62は加算手段、64は光ファイバー送信器、
70は光り信号受信器、80は適応フィルター手段、82はフ
ィルター変更手段、88は変化測定手段、90は低帯域フィ
ルター、92は全波整流器、150はルックアップテーブ
ル、152は演算手段である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭60−58135（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−92340（ＪＰ，Ａ) Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃ ｅ ｉｎ Ｍａｄｉｃｉｎｅ，ｖｏｌ. ６，ｎｏ．２，ｐ．240−245（1988) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (12)
- 【請求項１】検体Ｂの内部部位を非侵襲的に検査する手
段Ａ、検体Ｂの状態をモニターし、モニターされた状態
信号成分と、非侵襲性検査手段Ａにより生じ、そして非
侵襲性検査のパラメーターの変化と共に変化するノイズ
成分とを含む出力信号を出力する状態モニター手段Ｃ、
及び該出力信号をフィルター処理するフィルター手段
（82、80）からなる非侵襲性検査装置において、 前記フィルター手段（82、80）は、前記パラメーターの
変化に従って調節されるフィルター機能により前記出力
信号をフィルター処理する適応フィルターであることを
特徴とする非侵襲性検査装置。 - 【請求項２】非侵襲性検査手段Ａが検体Ｂの内部部位に
変化する磁場及び無線周波数信号を作用させて、該内部
部位に選択された核の磁気共鳴を誘導する手段Ａからな
り、状態モニター手段Ｃが検体Ｂに接続した心臓モニタ
ー手段（40、46、48、50、52、64）からなり、該モニタ
ーされた状態信号成分が心電図信号からなり、該変化す
るパラメーターが該変化する磁場からなり、そして非侵
襲性検査手段Ａがさらに該内部部位から磁気共鳴信号を
受信する受信手段（22）及び磁場勾配及び無線周波数パ
ルスの印加及び受信磁気共鳴信号の処理を制御するシー
ケンス制御手段（32）からなり、シーケンス制御手段
（32）をフィルター手段（82、80）に接続して、フィル
ター処理出力信号に従って上記処理及び上記印加の少な
くとも一方を制御することを特徴とする請求項第１項に
記載の非侵襲性検査装置。 - 【請求項３】フィルター手段（82、80）が検体Ｂの内部
部位に印加された磁場勾配を制御する手段（84x、84y、
84z）、該磁場勾配に対応するノイズ帯域幅を測定する
手段（86、88）及び対応するノイズ帯域幅に従ってフィ
ルター手段（82、80）のフィルター機能を調節する手段
（90、92）を備えていることを特徴とする請求項第２項
に記載の非侵襲性検査装置。 - 【請求項４】シーケンス制御手段（32）により内部部位
間に予め選択したシーケンスの勾配パルスを印加し、そ
してフィルター手段（82、80）が該シーケンスの勾配パ
ルスにアドレス指定されて、対応するフィルター機能を
指定するルックアップテーブル手段（150）及び該ルッ
クアップテーブル手段（150）によって指定されたフィ
ルター機能を機能させて、該出力信号をフィルター処理
することを特徴とする請求項第３項に記載の非侵襲性検
査装置。 - 【請求項５】前記内部部位に密接する前記変化する磁場
内に設けた心臓モニター手段（40、46、48、50、52、6
4）が、前記出力信号を前記内部部位から離れた位置に
設けた光学受信手段（70）に伝送される光信号に変換す
る光学送信器（64）を備え、該光学受信手段（70）によ
り該光学信号を電気信号に変換し、そして受信手段（7
0）をフィルター手段（82、80）に接続したことを特徴
とする請求項第２項、第３項又は第４項に記載の非侵襲
性検査装置。 - 【請求項６】さらに、第２解剖学的状態信号からなる第
２出力信号を発生する第２解剖学的状態モニター手段
（42、44、54、56、58、60）と、第１及び第２出力信号
を光学受信手段（70）に伝送できるように光学送信器
（64）に接続した、第１及び第２出力信号を結合する結
合手段（62）と、そして光学受信手段（70）に接続し
た、第１及び第２出力信号を分離する分離手段（72、7
4）とを備えたことを特徴とする請求項第５項に記載の
非侵襲性検査装置。 - 【請求項７】前記非侵襲性検査手段Ａが前記内部部位に
実質的に均一な主磁場を形成する主磁場手段（10、1
2）；前記内部部位間に磁場勾配を発生する勾配場手段
（14、16）；無線周波数信号該部位に伝送して、磁気共
鳴を励起する無線周波数送信器（20、22）；前記内部部
位から発生する磁気共鳴信号を受信する受信手段（2
4）；及び受信した磁気共鳴信号から画像を再現する再
現手段（26、28、30）；からなり、前記パラメーターが
内部部位間の該磁場勾配からなり、そしてフィルター手
段（82、80）が該状態信号成分からの該ノイズ成分をフ
ィルター処理することを特徴とする請求項第１項に記載
の非侵襲性検査装置。 - 【請求項８】フィルター手段（82、80）が勾配場手段
（14、16）に接続されて、内部部位間の磁場勾配の変化
に従って変化する勾配信号を発生する勾配モニター手段
（84x、84y、84z、86、88、90、92）又は（32）を備
え、該磁場勾配の変化が該出力信号の該ノイズ成分の帯
域幅を示し、そしてフィルター手段（82、80）のフィル
ター機能を該ノイズ成分の該帯域幅に従って調節するこ
とを特徴とする請求項第７項に記載の非侵襲性検査装
置。 - 【請求項９】前記勾配信号によりフィルター手段（82、
80）のフィルター機能の帯域幅を調節することを特徴と
する請求項第８項に記載の非侵襲性検査装置。 - 【請求項１０】前記勾配信号が予めプログラム化された
ルックアップテーブル（150）をアドレス指定して、印
加した磁場勾配に対応するフィルター手段（82、80）に
ついてフィルター機能を選択するようにし、そしてフィ
ルター手段（80、82）について選択したフィルター機能
を機能させるフィルター機能源手段（152）を備えてい
ることを特徴とする請求項第８項に記載の非侵襲性検査
装置。 - 【請求項１１】前記出力信号のノイズ成分が該変化する
パラメーターと共に変化する帯域幅をもち、フィルター
手段（82、80）のフィルター機能を帯域幅を該ノイズ成
分帯域幅に従って調節することを特徴とする請求項第１
項に記載の非侵襲性検査装置。 - 【請求項１２】前記フィルター機能のノイズ成分帯域幅
が磁場勾配の変化率に従って変化することを特徴とする
請求項第１〜11項のいずれか１項に記載の非侵襲性検査
装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/439,855 US4991587A (en) | 1985-08-09 | 1989-11-21 | Adaptive filtering of physiological signals in physiologically gated magnetic resonance imaging |
| US439,855 | 1989-11-21 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03173534A JPH03173534A (ja) | 1991-07-26 |
| JP2984853B2 true JP2984853B2 (ja) | 1999-11-29 |
Family
ID=23746400
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2311701A Expired - Fee Related JP2984853B2 (ja) | 1989-11-21 | 1990-11-19 | 非侵襲性検査装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4991587A (ja) |
| EP (1) | EP0429190B1 (ja) |
| JP (1) | JP2984853B2 (ja) |
| DE (1) | DE69028376T2 (ja) |
Families Citing this family (55)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2042271A1 (en) * | 1990-08-06 | 1992-02-07 | Kevin Scott Kreger | Bio-potential signal processor for magnetic resonance imaging |
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