JP3118278B2 - 心筋速度の位相差磁気共鳴画像診断法による非侵襲的心筋運動分析法 - Google Patents

心筋速度の位相差磁気共鳴画像診断法による非侵襲的心筋運動分析法

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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般的には核磁気共鳴
画像診断法（ＭＲＩ）に関し、具体的には、本発明は、
器官内の組織の速度の位相差核磁気共鳴画像診断マップ
を使用して、心臓など器官の運動分析と画像診断法に関
する。
【０００２】
【従来の技術】心筋運動の評価は、いくつかの心臓病理
学の特徴づけと、好結果の干渉の発展と評価とにとって
絶対に必要である。エコー心電図検査は、心筋力学の臨
床研究には好適な方法になっており、内壁の運動と肥大
化の局部測定を行う。エコー心電図検査法と、ＣＴ及び
核磁気共鳴画像診断法などの断層撮影法の基本的欠点
は、これらの方法が、一定の外部基準方式を採用してお
り、心筋の個々の部分を追跡出来ないことである。これ
らの方法により、一定の画像面に現われる心筋が映像化
される。従って、映像面内に見られる心筋組織が、心臓
周期を通じて、組織の異なるサンプルを実際に示してい
る。その結果、内壁の運動と肥大化の量が、間違って受
けとられる。心筋内に定められた特定の点の正確な識別
によって、この制約は適切に解決される。この情報を与
えることが出来る一つの方法は、注入された放射線不透
過標識を使用しているが、非常に侵襲的で健康的組織を
冒す。
【０００３】磁気共鳴画像診断法は非侵襲的であり、全
体的心筋機能、心室、及び局部内壁肥大化の正確な測定
を行うことが明らかにされた。磁気共鳴画像診断法、聴
覚的窓を必要とする制約を受けないので、すべての実質
的映像面によるエコー心電図検査法と同じ情報を提供す
ることが出来る。その上、磁気共鳴画像診断法は、全領
域の解剖学的画像を提供し、操作者の技量に余り左右さ
れない。心臓の研究に非常に有用であることが発見され
た一つの磁気共鳴画像診断法は、映写磁気共鳴画像診断
法（ＣＩＮＥ ＭＲＩ）と呼ばれており、米国特許No.
4,710,717 に記載されている。簡単に言えば、この方法
により、データは高速で得られ、位相符号化勾配の大き
さの増分は、生理学的制御（例えば、心電図検査）によ
り制御される。これが行われている間、各エコーが得ら
れる心臓周期内の時間的位置も測定される。この時間情
報と補間法とにより、心臓周期中の対象の状態を描写す
る画像が形成される。心臓の研究には有用ではあるが、
これらの画像には、上述の欠点がある。
【０００４】磁気共鳴画像診断法の画像は、一般に、ス
ピン密度と緩和効果とに依存する画像強度を有する。し
かし、この強度が速度に比例する画像を形成する方法
も、また、例証されている。例えば、オー．ドンネル
著、医療物理学、１２、５９〜６４、１９８５年；スピ
ーツァー著、放射線学、１７６、２５５〜２６２、１９
９０年、及びネーラー他著、コンピュータ断層写真法、
１０、７１５〜７２２、１９８６年を参照。一般に、こ
れらの方法は、位相差磁気共鳴画像診法と呼ばれる方法
のクラスに属する。ノールバート・ジェイ・ペール他の
“３方向位相差磁気共鳴画像診断の符号化戦略”ＭＲＩ
出版誌、Vol.４ ４０５−４１３、７月−８月、１９９
１年は、速度の３成分を同時に測定する、特に有用にし
て効率的な方法と、その方法を行う装置を開示してい
る。位相差の原理は、上述の映写画像診断法と組合せら
れており、心臓周期中の多数点における速度分布を描写
する画像の形成を可能にしている。
【０００５】しかし、最近導入された心筋標識法は、注
入された標識から引き出されたと同じ様な個々の心筋部
位の運動に関する情報を得る非侵襲的方法を可能にして
いる。ツエールホーニィ他著、“人体の心臓：磁気共鳴
画像による標識づけ−心筋運動の非侵襲的評価のための
方法”、放射線学、１９８８年、１６９、５９〜６３、
及びエクセル著“磁気化の空間変調による運動の磁気共
鳴画像”放射線学、１９８９年、１７１、８４１−８４
５を参照。
【０００６】しかし、心筋標識法にもとずく磁気共鳴画
像診断が現在行われているが、それにはいくつかの欠点
がある。スピン・エコー画像を使用すると、３次元を求
めることが困難であるように、時間的分解能が制約さ
れ、試験時間が延長する。“位置した帯域（sat band
s)”の厚さ、数、及び間隔は、心筋運動分析の空間分解
能を限定する。運動分析の分解能は、さらに、画像の空
間分解能を制約する。運動をすべての３次元で可視化す
る方法は、今なお、例証されなければならない。最終的
に、標識の対比は、緩和時間Ｔ′により衰退し、これに
より、心臓周期全体の試験は困難になる。
【０００７】ウエディーン（医療の磁気共鳴協会の会誌
１９９０年８月、４６２頁）は、歪に関する変数が、速
度の磁気共鳴画像のマップが得られることを明らかにし
た。しかし、単一の時間フレームだけが扱われており、
多くの時間フレームがどのように組合せられるかについ
ては、教示されていない。さらに、報告書は、一定の回
転と変換に関する開発情報の存在を認識していない。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明は、心筋運動を評
価する改良された方法を意図するもので、この方法は、
音によってのみ制約される運動の分解能により、磁気共
鳴標識化の減衰する問題もなく、また、精密なパターン
認識のアルゴリズムの必要もなく、選択された領域の運
動、速度、回転、及び剪断を決定する反復的方法を採用
している。従来技術の標識化磁気共鳴画像法と標識のい
ずれにも比較して、かなりの大きい心筋領域が追跡さ
れ、反復して選択することが出来る。人体の心筋の比較
的高い３次元運動分析を使用出来ることにより、トル
ク、捩れ、剪断及び運動に関するデータが、正常な病理
学的状態の下で非侵襲的に得られる。初めて、右心室の
非侵襲的研究が行うことが出来る。患者の前後の介入を
非侵襲的に研究することが出来ることにより、各種の治
療と、個々の治療から得られるこれら患者の母集団を最
もよく予測する重要な機会が得られる。非侵襲的に入手
出来る、複雑な生来の心臓病の正常な履歴に関する基本
的生理の情報によって、治療の選択と時機が改善され
る。
【０００９】従って、本発明の目的は、器官の運動を非
侵襲的に評価し映像化する、改良された装置と方法を提
供することである。本発明のほかの目的は、位相差磁気
共鳴法により心筋運動を評価する、改良された装置と方
法を提供することである。本発明の特徴は、器官の小部
分の位置、速度及び変形を時間の関数として測定するこ
とにより、器官の運動を評価することである。
【００１０】本発明と目的、及びその特徴は、図面を参
照して、次の詳細な説明と添付請求の範囲から、さらに
容易に明らかになるであろう。
【００１１】
【実施例】磁気共鳴データが取得されると、各画素が大
きさと位相とを有する複合された量である画像が形成す
る。大きは、多くの要素内の正味の横断磁化の大きさに
相当する。普通の磁気共鳴画像法の場合、位相は重要で
なく、放棄される。核磁気共鳴による映像化の開発のか
なり前に、磁界の勾配は、スピンが動くとき、スピンは
変化している磁界を受けるので、運動情報を核磁気共鳴
信号の位相へ符号化するために、使用出来ることが知ら
れていた。対象がｘ方向に動いているとすると、その位
置は、時間の関数として、テイラー級数に展開される。
すなわち、 ｘ（ｔ）＝ｘo ＋Ｖｔ＋ａｔ2 ／２＋…… （１） ここで、ｘo 、Ｖ、及びａは、それぞれ、時間ｔ＝０に
おける位置、速度、加速度、である。時間ｔ′における
スピンの位相は、ｘ磁界の勾配Ｇx の存在により、次式
で表される。
【００１２】 ここで、γは磁気回転比であり、Ｍｏ、Ｍ1 及びＭ2
は、それぞれ、勾配波形の０次、１次、２次のモーメン
トである。すなわち、 M0= ∫0 t' Gx(t)dt, M1= ∫0 t' Gx(t)tdt, M2= ∫0 t' Gx(t)t2dt,（３） これは、例えば、磁界の非同次性による静止位相移動の
潜在性を無視している。式（１）のＭo 項は、空間的局
地化に関する項である。Ｍo の各種レベルにおける測定
は、フーリェ変換により、核磁気共鳴信号を各種の値の
ｘ（すなわち、各種位置）における成分に分離する。従
って、Ｍo 項は画像の構造に取り入れられ、画像におい
て観測された位相のずれは、残りの項による。すなわ
ち、 静止非同次性の影響を消去するため、各種の１次モーメ
ントにより行われた測定値の引算が使用される。加速度
とより高次の運動、あるいは、より高次のモーメントが
小さいとするならば、観測された位相のずれは、速度に
比例する。比例定数はγΔＭ1 であり、ここで、ΔＭ1
は１次モーメントの変化量である。γΔＭ1 は、単位速
度当り位相の大きさを有しており、流れあるいは運動の
符号化と呼ばれている。比例定数γΔＭ1 は、核磁気共
鳴実験の変数により完全に決定され、高精度で知られて
いることについて、留意する必要がある。従って、この
現象が、速度の測定に利用されるならば、現象は、人為
的較正、あるいは、外部の基準を必要としない速度の絶
対測定値生成する。心筋追跡 単一方向（例えば、Ｘ）運動の位相差映写画像は、その
方向で心臓周期において一様な間隔で、速度の画素マッ
プにより画素を生成する。これらのデータにより、一つ
の画素程度に小さい心筋サンプルの空間軌道の反復的誘
導が可能になる。フレーム１に選択された小さい関心領
域（ＲＯＩ）は、そのフレーム内にサンプルの位置を設
定する。そのフレーム内の画像の画素値から誘導された
サンプルの速度とフレーム間の時間Δｔとの積に加え
て、この関心領域は、次のフレームのサンプルの期待位
置の予測値を設定する。この過程は、繰り返されて、心
臓周期全体を通してサンプルの経路を反復して形成す
る。
【００１３】時間を含む点Ｖvc（ｘ、ｙ、ｚ、ｔ）にお
ける各画素の速度ベクトルＶvc＝（Ｖｘ、Ｖｙ、Ｖｚ）
のマップを形成するように、心筋運動の反復追跡は、心
臓周期において単一時間の三つの速度成分の画像を処理
することにより、３次元に普遍化される。γVC＝（ｘ、
ｙ、ｚ）とすると、これはＶvc（γvc、ｔ）と書くこと
も出来る。なお、ここで添え字VCはベクトルを意味す
る。ｉ番目のフレーム内のサンプルの時間ｔi における
位置γi vc＝（ｘi 、ｙi 、ｚi ）から、ｉ＋１番目の
フレームの位置γi+1 vcは次のように計算される。
【００１４】 γi+1 vc＝γi vc＋Ｖvc（γi vc，ｔi ）Δｔ 上式の反復積分は、反対方向に行うことが出来ること
は、本技術の専門家には明らかであろう。 γi-1 vc＝γi vc＋Ｖvc（γi vc，ｔi ）Δｔ 形成される軌道の精度は、速度の推定値にの精度に依存
する。従って、単一画素の軌道は使用することが出来る
が、平均値が使用されるならば、領域の大きさは増大す
るので、向上した精度が得られる。この平均値は、領域
の平均的運動であり、従って、この関心領域は、全体的
に異なる挙動の構造体を含むほどに大きくてはならな
い。容積は選択可能であり、下限の値で0.１ccよりはる
かに小さく制限されるが、0.２５ccより小さい容積の領
域が、心筋運動の研究には好適である。空間分解能の考察 本発明の位相差法により現在使用可能な速度マップの空
間分解能は、切断厚さ３から１０mmで、平均で１から２
mmである。この寸法は、所望の情報と比較して粗いが、
本位相差法は、準画素の変位とそれに対応する歪みを、
空間分解能により制約されない程度まで測定することが
出来る。各フレームの各画素は、画素の中心点の速度に
関する情報を有する。この速度とフレームの持続時間と
の積は、一つのフレーム中に起った移動量である。予測
された移動量の精度と正確さは、速度推定値の精度と正
確さとによってのみ、限定される。速度の推定値が、フ
レーム時間における点がうける速度を表すならば、速度
マップの空間分解能は重要ではない。従って、次のフレ
ームのそのときのサンプルの位置は、微小な画素として
推定される。次のフレーム上の移動を計算するために、
次のフレームのサンプルの速度の推定が必要である。こ
の画素データから、これは、補間法（例えば、３次元、
２次元、あるいは、最も近い隣接点）により得られ、こ
の推定された速度は、増加移動量の計算に使用される。
この推定された速度の妥当性は、この推定速度がサンプ
ルに対し適切である程度に依存する。画像の分解能が、
心筋の速度の空間変動を特性づけるに十分である限り、
これは許容される。変形 個々の心筋サンプルを追跡する能力は、非常に有用であ
るが、しばしば、病理学的情報が、局部的変形に含まれ
ている。例えば、心臓が収縮すると、筋肉は、いくつか
の方向に縮小し、ほかの方向に肥大化し、また、剪断変
形を受けると考えられている。虚血性筋肉は期待されて
いるように挙動せず、また、変形しないか、あるいは、
健康な筋肉の場合期待されたものと反対の変形を呈する
ことが、侵襲的研究から知られている。
【００１５】非常に多くの点に関する位置のデータは、
生成され、各データは放射線不透過マーカーと等価であ
るので、部分的な収縮、内壁の肥大化、剪断張力、ねじ
れの測定値を生成することは、可能である。これは、心
臓拡張期フレームにおける多数の関心領域を選択し、心
臓周期を通してその位置を追跡し、マーカーにより処理
されるように、これらのデータを分析することにより達
成される。しかし、位相差磁気共鳴画像法がデータによ
るいくつかの変数（例えば、ひずみ）、計算のより直接
的方法が発見された。
【００１６】一方向（ｘ）の運動のような単純な場合、
ｘ方向に指向し、心臓周期において厳密に動く長さＬの
小要素は、小要素に沿って一様（しかし、ゼロでなく、
時間が変化する）である、測定された速度分布（Ｖx ）
を有することが、位相差磁気共鳴画像法により立証され
た。変形を受けている小要素の場合、小要素に沿った速
度は、空間的には一様でない。変形（張力）に関する情
報は、速度の空間勾配あるいは傾斜ｄＶx ／ｄｘに含ま
れている。ｉ番目時間フレームを考察することして、小
要素をｘo から（ｘo ＋Ｌ）へ延長する。ｘo における
速度がＶo ならば、（ｘo ＋Ｌ）における速度は、｛Ｖ
o ＋Ｌ（ｄＶx ／ｄｘ）｝である。もし、これらの点
が、これらの速度でフレーム時Δｔの間続くならば、そ
の距離は、ΔＬ＝Ｌ（ｄＶx ／ｄｘ）Δｔだけ増大す
る。このフレームの間に発生した張力εxxは、従って、
次式で表される。
【００１７】εxx＝ΔＬ／Ｌ＝（ｄＶx ／ｄｘ）Δｔ 正のεxxは、小要素がこのフレームの間、伸長されたこ
とを示し、負のεxxは収縮されたことを表す。連続的変
数の場合、ｄＶx ／ｄｘ＝ｄεxx／ｄｔである。従っ
て、各時間フレームの、ｘ方向のＶx の導関数は、ｘ方
向縦の張力εxxの時間の導関数、あるいは、成長速度で
ある。
【００１８】ほかの方向の成長速度も、次式により計算
することが出来る。 ｄＶy ／ｄｙ＝ｄεyy／ｄｔ 及び ｄＶz ／ｄｚ＝ｄεzz／ｄｔ 剪断張力の成長速度も、推定することが出来る。例え
ば、２次元速度の２次元マップ、すわなち、Ｖx （ｘ，
ｙ）とＶy （ｘ，ｙ）に関して、二つのタイプの剪断変
形が可能であり、θxyとθyxとで示されて、図１Ａの正
の方向で変形角として定義される。
【００１９】上記と同じ誘導段階により、これらの剪断
張力の成長速度は次式で表されることが明らかになる。 ｄθyx／ｄｔ＝ｄＶx ／ｄｚ及び ｄθxy／ｄｔ＝ｄＶx ／ｄｙ 一般に、どちらのタイプの剪断運動は、同時に存在す
る。すなわちｄＶx ／ｄｙとｄＶy ／ｄｘは、同時には
ゼロでない。
【００２０】このタイプの運動は、実際には、二つの、
一層容易に理解される運動より成っている。純粋な剪断
の場合、θxyはθyxに等しくなければならず、θxy＝−
θyxならば、対象物は厳密な回転を呈しており、少しも
変形しない。この運動は、図１Ｂに示されている。従っ
て、二つの導関数ｄＶx ／ｄｙとｄＶy ／ｄｘから、回
転速度ｄα／ｄｔと純粋な剪断の成長速度ｄθ／ｄｔと
を計算することが出来る。すなわち、 ｄα／ｄｔ＝１／２（ｄＶy ／ｄｘ−ｄＶx ／ｄｙ） ｄθ／ｄｔ＝（ｄＶy ／ｄｘ−ｄＶx ／ｄｙ） 軸からの角度はθ／２であるので、図１Ｂに定義された
剪断角は、異常であるように見える。しかし、この定義
は、例えば、θyx＝０ならばθ＝θxyであることを保証
している。
【００２１】２次元データのこれらの分析結果を要約す
ると、領域内のｘとｙの速度の平均値は、この領域と関
係がある。組合せ（ｄＶy ／ｄｘ−ｄＶx ／ｄｙ）は、
この領域の厳密な回転と関係がある。ｄＶx ／ｄｘとｄ
Ｖy ／ｄｙは、縦の張力の成長速度と関係があり、（ｄ
Ｖy ／ｄｘ＋ｄＶx ／ｄｙ）は、純粋な剪断張力の成長
速度である。
【００２２】この式は、３次元の運動、回転、変形へ容
易に一般化される。単一の時間フレームにおける三つの
速度成分の画像から、速度の空間導関数の画像が、作成
され、これらの変形の成長速度の空間分布を示す。例え
ば、ｄＶx／ｄｘの画像は、ｘ方向の縦張力の成長速度
の空間分布を示す。明るい画素値は、この時間フレーム
でｘ方向に伸長している領域を示し、暗い（負）画素値
は、収縮の速さを示す。同様に、ほかの縦方向の剪断張
力成長速度の画像は、形成される。動的フォーマットで
表示されると、これらの画像は、心筋の収縮が空間と時
間にどのように伝播するかを示す。領域張力 張力成長速度は、心筋追跡法と組合せられて、全心臓周
期あるいはその一部において、成長した全張力を推定す
る。端末心臓拡張期フレームで識別された心筋領域に関
して、各フレームの速度マップは、反復して使用され、
領域をフレームからフレームへ追跡する。各フレームの
（運動中の）領域内の速度勾配は、各フレームの各張力
成分の成長速度を計算するために使用される。このプロ
セスは、心臓周期を通して続行され、小さい容積の心筋
内の縦方向の剪断張力を推定する。これらから、主要な
張力と最も大きい収縮の方向とが、計算される。心筋領
域の形状と位置は、導関数の計算を可能にする重要な各
方向の、最も小さい少なくとも二つの画素により、任意
に選択することが出来る。
【００２３】多くの時間フレームから変形寄与を組合せ
る場合、恒久的な合理的な座標系を維持することが重要
である。例えば、一つの時間フレームにおいて、筋肉繊
維がｘ方向に指向し、局部的収縮がｘ方向の張力に反映
されている仮定する。また、周囲の筋肉の働きにより、
検査中の領域が回転していると仮定する。次の時間フレ
ームにおいて、張力の成長速度は、再度計算される。し
かし、最初のフレームの結果と組合せる前に、この第２
の時間フレームの結果は、第１の結果との整合へ回帰さ
れなければならない。
【００２４】図２は、時間間隔における各種フレームの
領域の速度測定値にもとずいた時間間隔の間、関心領域
の動きと変形の全体を計算する段階を示す流れ図であ
る。説明を明確にするために、２次元の運動に限定され
ているが、３次元の運動への拡張は、本技術の専門家に
は明らかである。最初に、フレームカウンタｉとして、
回転角α、ｘとｙの変位、ΔｘとΔｙ、ずれ（θ）、及
び縦方向の張力（εxx、εyy）は、ゼロに設定される。
【００２５】第１フレーム（ｉ＝１）の場合、関心領域
（ＲＯＩ）は選択されなければならない。各時間フレー
ムにおいて、関心領域内の速度は次のようにモデル化さ
れる。 Ｖx ＝ａ＋ｂ（ｘ−ｘav）＋ｃ（ｙ−ｙav） Ｖy ＝ｄ＋ｅ（ｘ−ｘav）＋ｆ（ｙ−ｙav） ｘavとｙavは、関心領域内のｘとｙの平均座標値であ
る。この時間フレームの関心領域内の画素値を使用し
て、変数ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆは、例えば最小二乗法
を使用して推定される。従って、このモデルから、ｘの
平均速度、ｄＶx ／ｄｘ、ｄＶx ／ｄｙ、ｙの平均速
度、ｄＶx ／ｄｘ、ｄＶy ／ｄｙの適合値は、それぞ
れ、ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆである。
【００２６】このようにして、各フレームｉに関して
は、増分の縦方向張力Δεxx,iとΔε yy,i、変位Δｘi
とΔｙｉ、回転Δαi 、剪断張力Δθi が計算される。
張力テンソルは計算される。すなわち、εは、
【００２７】
【化１】
【００２８】となり、実験室的座標系に関して、最初の
フレームと一致するように、−αだけ回転しなければな
らない。この回転により、回転張力ε′、このフレーム
の、回転した縦方向の剪断張力Δε′xx,iとΔ
ε′yy,i、及びΔθ′i が形成し、次式が成立する。
【００２９】
【化２】
【００３０】次に、連続している、全縦方向張力εxxと
εyy及び全剪張力Δθは、それぞれ、Δε′xx,i、Δ
ε′yy,i及びΔθ′i だけ増分する。第１フレームに関
して、α＝０であり、回転が影響しないことに留意する
ことが必要である。しかし、この後で明らかになるが、
ほかのフレームに関しては、αはゼロではない。
【００３１】これに従って、次のフレームの用意とし
て、正味の変換量ΔｘとΔｙ、及び正味の回転αは、そ
れぞれ、Δｘｉ、Δｙｉ、及びΔαｉだけ増分する。フ
レーム・カウンタが、すべてのフレームが処理されたこ
とを示すならば、計算は完了している。さもなければ、
初期の関心領域の形状は、ΔｘとΔｙだけ変換され、α
だけ回転し、εxx、εyy、及びθだけ変形して、次のフ
レームが処理される。
【００３２】次に、画像は構成されて、計算された変
位、回転、張力にもとづいて表示している時間の間、サ
ンプルの関心領域を示す。図３は、フレームｉとフレー
ムｉ＋１の幅Ｗと高さＨの関心領域１０の測定・計算さ
れた変数を示す。フレームの間には、関心領域が、Δｘ
とΔｙだけ変換され、αだけ回転し、ΔＬだけ伸長し、
−ΔＨだけ収縮している。示されていないが、関心領域
は剪断も受けている。図２から計算された多様な変数
は、運動の映写評価に使用される。
【００３３】３軸（ｘ、ｙ、ｚ）方向の測定値と計算値
を得ることにより、心臓周期中の動き、ひずみ、ねじれ
が評価され、可視化される。前述のように、心臓サンプ
ルが本発明により追跡される空間分解能は画像により制
約され、画像の大きさに対しあまり敏感でない。心筋追
跡を十分に行うために画像に必要な空間分解能は、測定
された変位の大きさは依存しないが、運動速度が著しく
変化する大きさに依存する。同様に、張力を適確に測定
するために、空間の変化を特性づけることが出来る画像
分解能が、これらの変数に必要とされる。これは、従来
技術の標識法による放射線不透過マーカー、あるいは、
磁気共鳴画像法による測定法と対照的であり、この場
合、測定された変位の精度は、点を局地化する能力に直
接に依存し、これは、装置の空間分解能とマーカー（放
射線不透過あるいは磁気の）とにより順次制御される。
本発明の方法も、マーカーの位置を自動的に検出する精
密なアルゴリズムを必要としないほかの利点を有してい
る。
【００３４】図４に関し、本発明も取り入れており、ジ
ェネラル・エレクトリック社により商標“シグナ（ＳＩ
ＧＮＡ）”で販売されている、好適な核磁気共鳴装置の
主要な構成要素が構成図の形で示されている。装置の全
動作は、主コンピュータ１０１（データ・ジェネラル
エム・ヴイ４０００）より成る、ホスト・コンピュータ
装置、一般表示１００により制御されている。コンピュ
ータ１００は、複数のコンピュータ周辺装置と核磁気共
鳴装置とが主コンピュータ１０１へ接続しているインタ
フェース１０２より成っている。コンピュータ周辺装置
の間に、主コンピュータ１０１の命令により、患者デー
タと画像データをテープにとるために、使用される磁気
テープ駆動装置がある。また、処理済の患者データは、
画像ディスク記憶装置１１０に格納される。アレイ・プ
ロセッサ１０６は、得られた核磁気共鳴データの事前処
理と画像再構成のために使用される。画像プロセッサ１
０８の機能は、相互作用画像表示操作を行うことであ
り、この操作には、拡大、画像比較、グレイ・スケール
調整、及びリアルタイムデータ表示などがある。コンピ
ュータ１００も、ディスク・データ記憶装置１１２を使
用している、核磁気共鳴の生データ（すなわち、画像構
成の前に）を格納する装置より成っている。操作コンソ
ール１１６も、インタフェース１０２により主コンピュ
ータ１０１へ接続しており、患者の研究に適切なデータ
と、較正、スキャンの始動と終了などの、適切な核磁気
共鳴装置に必要な、入力装置によりデータを操作者に提
供する。操作コンソールは、また、ディスクあるいは磁
気テープに記憶された画像を表示するために使用され
る。
【００３５】コンピュータ装置１００は、システム制御
器１１８と勾配増幅装置１２８により、核磁気共鳴装置
に対して制御を行う。記憶プログラムの命令により、コ
ンピュータ１００は、本技術分野の熟練者には周知の方
法で、順次通信ネットワーク１０３（例えば、イサーネ
ット（Ethernet) ネットワーク）によりシステム制御器
１１８と通信する。システム制御器１１８は、数台の付
属装置より成っており、これらの装置には、パルス制御
モジュール（ＰＣＭ）１２０、ラジオ周波数トランシー
バー１２２、ステータス・コントロール・モジュール
（ＳＣＭ）１２４、電源１２６がある。パルス制御モジ
ュール１２０は、主コンピュータ装置１０１によりプロ
グラム制御で発生した制御信号を使用して、勾配コイル
励起を制御するデジタル波形と、無線周波励起パルスを
変調する。トランシーバー１２２に使用される無線周波
包絡波形とを発生する。勾配波形は、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ
の増幅器１３０、１３２、１３４より構成されている勾
配増幅装置１２８へ送られる。各増幅器１３０、１３
２、１３４は、磁石組立体１４６の一部である組立体１
３６内の関連の勾配コイルを励起するために使用され
る。励起されると、勾配コイルは、磁界の勾配Ｇｘ、Ｇ
ｙ、Ｇｚを形成する。勾配磁界は、研究中の患者の領域
から発している核磁気共鳴信号へ空間情報を符号化する
ために、トランシーバー１２２、無線周波増幅器１２
３、及び無線周波コイル１３８によって発生した無線周
波パルスと組合せて使用される。パルス制御モジュール
１２０により形成された波形と制御信号は、無線周波数
の搬送波変調とモード制御のためのに、トランシーバー
１２２により使用される。送信モードにおいて、トラン
シーバーは、無線周波信号を無線周波電力増幅器１２３
へ送り、次に、増幅器１２３は、主磁石組立体１４６内
にある無線周波コイル１３８を励起する。患者の励起さ
れたスピンにより発信された核磁気共鳴信号は、送信に
使用される、同一か、あるいは、異なる無線周波コイル
により感知される。信号は、トランシーバー１２２の受
信部分で、検出、増幅、復調、濾波、及び符号化が行わ
れる。処理された信号は、インターフェース１０２とト
ランシーバー１２２を連結している、専用で、単一方向
の高速度デジタル・リンクにより、主コンピュータ１０
１へ送られる。
【００３６】パルス制御モジュール１２０とステイタス
制御モジュール１２４は、独立したサブシステムであ
り、そのどらちも、主コンピュータ１０１及び患者位置
づけ装置１５２などの周辺位置と接続し、また、直列通
信リンク１０３により相互に接続している。パルス制御
モジュール１２０とステイタス制御モジュール１２４
は、いずれも、主コンピュータ１０１からの命令を処理
する１６ビットのマイクロプロセッサ（インテル８０８
６など）より成っている。ステイタス制御モジュール１
２４は、患者の初期の位置と移動可能な患者位置合せ光
線ファンビーム（Light fan beam) （図示せず）とに関
する情報を得る手段を有している。この情報は、主コン
ピュータ１０１に使用されて、画像ディスプレイと復元
変数を修正する。また、ステイタス制御モジュール１２
４は、患者の転送と位置合せ装置の作動などの機能を始
動する。勾配コイル組立体１３６と無線周波送受信コイ
ル１３８とは、分極化している磁界の形成に使用され磁
石の穴のなかに取り付けられている。磁石は、患者位置
合せ装置１４８、粗調整コイル電源１４０、及び主磁石
電源１４２とより成る主磁石組立体の一部である。主電
源１４２は、磁石により形成された、分極化している磁
界を1.５テスラの適切な動作強度へもっていくために使
用され、次に、接続を切断される。
【００３７】外部からの干渉を最小にするため、磁石、
勾配コイル組立体、及び無線送受信コイル、また、患者
取扱い装置より成る核磁気共鳴装置の構成要素は、無線
周波シールド室一般呼称１４４内に封じ込められてい
る。この遮蔽は、室全体を取り囲む銅あるいはアルミニ
ウムのスクリーン網により形成されている。スクリーン
網は、装置により発生した無線周波信号を封じ込める働
きをしし、室外で発生した無線周波信号から装置を遮蔽
する。
【００３８】特に図４と図５に関して、トランシーバー
１２２は、無線周波励起磁界Ｂ1 を電力増幅器１２３に
よりコイル１３８Ａに形成する構成要素とコイル１３８
Ｂに誘起した結果の核磁気共鳴信号を受信する構成要素
とより成っている。基本、すなわち搬送波である無線周
波励起磁界の周波数は、通信リンク１０３を経て主コン
ピュータ１０１から、一組のデジタル信号を受信する周
波数シンセタイザーにより生成する。これらのデジタル
信号は、出力２０１において１ヘルツの分解能で生成さ
れる周波数を示している。この指令された無線周波搬送
波は、変調器２０２へ送られる。この場合、送られるの
は、線路２０３を経て受信した信号に応答した周波数と
振幅であり、また、結果としての無線励起信号は、パル
ス制御モジュール１２０から線路２０４を経て受信され
制御信号に応答して、オンとオフに切換えられる。線路
２０５を経て送られる無線周波励起パルス出力の大きさ
は、主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を経て
デジタル信号を受信する送信減衰回路２０６により減衰
する。減衰した無線周波励起パルスは、無線周波送信コ
イル１３８Ａを作動する電力増幅器へ送られる。対象体
内の励起されたスピンにより発生した核磁気共鳴信号
は、受信器コイル１３８Ｂにより捕捉され、受信器２０
７の入力へ送られる。受信器２０７は、核磁気共鳴信号
を増幅し、次に、主コンピュータ１０１からリンク１０
３を経て受信されたデジタル減衰信号により決定された
量だけ減衰する。また、核磁気共鳴信号が、行われてい
る特定の取得により必要される時間間隔の間だけ取得さ
れるように、受信器２０７は、線路２０８を経てパルス
制御モジュールから送られる信号により、オンとオフに
切換えられる。受信された核磁気共鳴信号は、直角検出
器２０９により変調され、疑似信号防止（anti-aliasin
g)フィルタ２１６と２１７を経て、２１５で一括して示
されている一対のアナログ−デジタル変換器へ接続して
いる二つの信号ＩとＱを発生する。また、直角検出器２
０９は、無線基準信号をもう一つの周波数シンセタイザ
ー２１０から受信し、この基準信号は、直角検査器２０
９により使用され、無線周波基準信号と同じ位相の核磁
気共鳴信号の成分（Ｉ信号）の振幅と、基準信号と直角
位相である核磁気共鳴信号の成分（Ｑ信号）の振幅とを
感知する。
【００３９】受信された核磁気共鳴信号のＩとＱの成分
は、取得期間において６４ＫHzの抽出速度で、アナログ
−デジタル変換器２１８によって、連続的に抽出され
て、デジタル化される。一組の２５６個のデジタル数字
が、核磁気共鳴信号の各ＩとＱの成分に関して、同時に
得られ、これらのデジタル数字は、直列リンク１０５を
経て主コンピュータ１０１へ送られる。各一対の数字
は、Ｉ＋ｉＱに等しい複素数値と考えられる。図４の核
磁気共鳴装置は、一連のパルス・シーケンスを行い、上
述のように、所望の画像復元に十分な核磁気共鳴データ
を収集する。個々の心筋サンプルと、心臓周期における
複数フレームのこれらサンプル内のひずみとを反復して
追跡することによる位相差磁気共鳴画像法にもとずい
て、心筋運動を評価する、改良された方法と装置が説明
された。また、張力成長の速度に依存する画像形成法も
説明された。本発明は、ほかの器官及び筋肉の運動の研
究に、また、非生物学的サンプルの研究に適用すること
が出来る。
【００４０】このように、本発明は、特定の実施例に関
して説明されたが、説明は本発明を示しており、本発明
を限定するものとして解釈されるべきではない。多様な
修正と適用は、添付請求の範囲により定義されているよ
うに、本発明の本来の精神と範囲から逸脱することな
く、本技術分野の精通者には、想起されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１Ａは速度導関数の関数として剪断張力を示
す。図１Ｂは速度導関数の関数として剪断張力を示す。
【図２】本発明の実施例による、器官の組織の運動を計
算する方法の流れ図である。
【図３】本発明による、フレーム間の関心領域の移動
と、移動の、測定と計算の変数を示す。
【図４】本発明を使用している核磁気共鳴装置の構成図
である。
【図５】図４の核磁気共鳴装置の一部を形成しているト
ランシーバーの電気的構成図である。
【符号の説明】
１００ コンピュータ装置 １０１ 主コンピュータ １０２ インタフェース １１８ システム制御器 １２０ パルス制御モジュール １２２ トランシーバー １２４ ステイタス制御モジュール １２８ 勾配増幅装置 １３６ 勾配コイル組立体 １３８ 無線周波送受信コイル １４２ 主磁石電源 １４４ 主磁石組立体 １５２ 患者位置づけ装置

Claims (7)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 対象物内の関心領域の運動と変形とを評
    価する装置にして、 （ａ） 前記対象物内に磁界を形成する第１の手段と、 （ｂ） 複数の時間フレームにおいて前記領域の少なく
    とも一つの速度成分を表す磁気共鳴画像信号を得る第２
    の手段と、 （ｃ） 一つの時間フレームにおいて前記画像内の関心
    領域の位置と形状とを識別する第３の手段と、 （ｄ） 前記一つの時間フレームにおいて前記関心領域
    内の速度成分から誘導された変数を計算する第４の手段
    と、 （ｅ） 前記速度変数にもとずいた前記の一つの時間フ
    レーム以外の時間フレームにおいて前記関心領域の新し
    い位置と新しい形状を推定する第５の手段と、 （ｆ） 前記関心領域を前記の新しい位置へ変換する第
    ６の手段と、 （ｇ） 前記の新しい位置における前記関心領域を変形
    する第７の手段と、 （ｈ） 前記関心領域の運動と変形を決定するために、
    次の時間フレームに関して段階（ｃ）から段階（ｇ）ま
    でを反復する第８の手段とより成ることを特徴とする前
    記の装置。
  2. 【請求項２】 前記第４の手段が速度Ｖx と速度Ｖy を Ｖx ＝ａ＋ｂ（ｘ−ｘav）＋Ｃ（ｙ−ｙav） Ｖy ＝ｄ＋ｅ（ｘ−ｘav）＋ｆ（ｙ−ｙav） としてモデル化し、この場合、ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ
    は、各フレームの前記関心領域に関して最小二乗法によ
    り計算された定数であることを特徴とする請求項１に記
    載の装置。
  3. 【請求項３】 前記第４の手段が各フレームにおいて縦
    方向の張力の変化を Δεx,xi＝ｂΔｔ Δεy,yi＝ｆΔｔ とし、変位の変化を Δxi＝ａΔｔ Δyi＝ｄΔｔ とし、剪断の変化を Δθi ＝〔（ｅΔｔ）〕＋（ｃΔｔ）〕とし、回転の変
    化を Δα＝１／２〔（ｅΔｔ）〕−（ｃΔｔ）〕として、計
    算することを特徴とする請求項２に記載の装置。
  4. 【請求項４】 前記第５の手段が、前記関心領域の組合
    せられた新しい位置と新しい形状とを推定する場合に、
    前記関心領域の座標系をフレームの間で回転することを
    特徴とする請求項３に記載の装置。
  5. 【請求項５】 前記関心領域の前記運動と変形の映写画
    像を形成する第９の手段よりなることを特徴とする請求
    項４に記載の装置。
  6. 【請求項６】 対象物内の関心領域の変形を評価する装
    置にして、 （ａ） 磁界を前記対象物の全体に形成する第１の手段
    と、 （ｂ） 複数の時間フレームにおける前記領域の複数の
    速度成分を表す磁気共鳴画像信号を得る第２の手段と、 （ｃ） 前記領域内の複数の点における前記速度成分に
    関する変数であり、前記領域内での平均速度及び前記領
    域内での速度偏差を表している前記変数を計算する第３
    の手段と、 （ｄ） 速度の空間導関数に基づいて前記複数の時間フ
    レームにおける前記関心領域の変形を評価する第４の手
    段とより成ることを特徴とする前記の装置。
  7. 【請求項７】 前記第４の手段が、前記領域内の張力の
    成長速度に関する画像を形成する手段を有することを特
    徴とする請求項６に記載の装置。
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