JPH1119067A - 心臓を描くｎｍｒ画像を作る方法及び装置 - Google Patents
心臓を描くｎｍｒ画像を作る方法及び装置Info
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- JPH1119067A JPH1119067A JP10092134A JP9213498A JPH1119067A JP H1119067 A JPH1119067 A JP H1119067A JP 10092134 A JP10092134 A JP 10092134A JP 9213498 A JP9213498 A JP 9213498A JP H1119067 A JPH1119067 A JP H1119067A
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- 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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- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
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Abstract
(57)【要約】
【課題】速い心臓ＭＲＩ走査の間、ＭＲデータをより効
率よく収集する方法及び装置を提供する。 【解決手段】心臓サイクル全体を正確に描く多数の段階
のＭＲ画像を再生するために、セグメント分割型勾配呼
び戻しエコー順序を変更して、データを連続的に収集す
る。ＱＲＳ複合波からの経過時間ではなく、心臓の段階
に基づいて、各々の心臓の愽動から図を選択する事によ
り、遡及的に画像を再生する。愽動から愽動までの心室
収縮率の変化を補償するモデルを使って心臓の段階を計
算する。
率よく収集する方法及び装置を提供する。 【解決手段】心臓サイクル全体を正確に描く多数の段階
のＭＲ画像を再生するために、セグメント分割型勾配呼
び戻しエコー順序を変更して、データを連続的に収集す
る。ＱＲＳ複合波からの経過時間ではなく、心臓の段階
に基づいて、各々の心臓の愽動から図を選択する事によ
り、遡及的に画像を再生する。愽動から愽動までの心室
収縮率の変化を補償するモデルを使って心臓の段階を計
算する。
Description
【０００１】
【発明の背景】この発明の分野は核磁気共鳴作像方法及
びシステムである。更に具体的に云えば、この発明は速
い心臓ＭＲＩの収集で画像を作る事に関する。人体組織
のような物質が一様な磁界（分極磁界Ｂ0）の作用を受
けると、組織内のスピンの個別の磁気モーメントは、こ
の分極磁界と揃おうとするが、その特性的なラーモア周
波数で不規則な順序でその周りの歳差運動をする。この
物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内にあって、ラーモア周波
数に近い磁界（励振磁界Ｂ1 ）の作用を受けると、正味
の整合したモーメントＭz をｘ−ｙ平面へ回転させ又は
「傾け」、正味の横方向磁気モーメントＭtを発生する
事が出来る。励振信号Ｂ1が終了した後、励振されたス
ピンによって信号が放出され、この信号を受信して処理
し、画像を形成する事が出来る。
びシステムである。更に具体的に云えば、この発明は速
い心臓ＭＲＩの収集で画像を作る事に関する。人体組織
のような物質が一様な磁界（分極磁界Ｂ0）の作用を受
けると、組織内のスピンの個別の磁気モーメントは、こ
の分極磁界と揃おうとするが、その特性的なラーモア周
波数で不規則な順序でその周りの歳差運動をする。この
物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内にあって、ラーモア周波
数に近い磁界（励振磁界Ｂ1 ）の作用を受けると、正味
の整合したモーメントＭz をｘ−ｙ平面へ回転させ又は
「傾け」、正味の横方向磁気モーメントＭtを発生する
事が出来る。励振信号Ｂ1が終了した後、励振されたス
ピンによって信号が放出され、この信号を受信して処理
し、画像を形成する事が出来る。
【０００２】こういう信号を利用して画像を作る時、磁
界勾配（Ｇx、Ｇy、Ｇz）を用いる。典型的には、使わ
れる特定の局在化方法によってこういう勾配が変化する
測定サイクルの順序により、作像しようとする領域を走
査する。その結果得られる１組の受信ＮＭＲ信号をディ
ジタル化し、処理して、数多くの周知の再生方式の内の
１つを使って、画像を再生する。
界勾配（Ｇx、Ｇy、Ｇz）を用いる。典型的には、使わ
れる特定の局在化方法によってこういう勾配が変化する
測定サイクルの順序により、作像しようとする領域を走
査する。その結果得られる１組の受信ＮＭＲ信号をディ
ジタル化し、処理して、数多くの周知の再生方式の内の
１つを使って、画像を再生する。
【０００３】現在医療用の画像を作るために使われてい
る大抵のＮＭＲ走査は、必要なデータを収集するのに何
分もかかる。走査時間が短くなれば、患者処理数が増加
し、患者の快適さも改善され、動きによる人為効果を減
らす事によって、画質を改善するので、この走査時間を
短縮する事が重要な観点である。非常に短かな繰返し時
間（ＴＲ）を持っていて、その結果完全な走査を何分で
はなく、何秒で行う事が出来るようなある種のパルス順
序がある。例えば心臓の作像に用いた時、そのサイクル
の異なる段階又は異なるスライスの場所での心臓を示す
一連の画像が得られるような完全な走査を、１回息を止
めている内に収集する事が出来る。
る大抵のＮＭＲ走査は、必要なデータを収集するのに何
分もかかる。走査時間が短くなれば、患者処理数が増加
し、患者の快適さも改善され、動きによる人為効果を減
らす事によって、画質を改善するので、この走査時間を
短縮する事が重要な観点である。非常に短かな繰返し時
間（ＴＲ）を持っていて、その結果完全な走査を何分で
はなく、何秒で行う事が出来るようなある種のパルス順
序がある。例えば心臓の作像に用いた時、そのサイクル
の異なる段階又は異なるスライスの場所での心臓を示す
一連の画像が得られるような完全な走査を、１回息を止
めている内に収集する事が出来る。
【０００４】心臓のＭＲ画像を収集する普通の方法は２
つある。その１番目は、見込みゲート式の単一段階の多
重スライスの普通のスピン・エコー順序である。各々の
心臓サイクルで、異なる空間的な場所のデータが、同じ
ｋ−空間位相符号化の値を用いて収集される。その後、
心臓サイクルの異なる時間的な段階で、異なる空間的な
場所の画像が収集される。心臓トリガー当たり、１つの
ｋ−空間線しか収集されないので、位相符号化方向に１
２８個のｋ−空間の図を持つ典型的な走査を完了するに
は、１２８回の心臓の愽動を必要とする。この時、順序
繰返し時間（ＴＲ）が心臓Ｒ−Ｒ期間である。
つある。その１番目は、見込みゲート式の単一段階の多
重スライスの普通のスピン・エコー順序である。各々の
心臓サイクルで、異なる空間的な場所のデータが、同じ
ｋ−空間位相符号化の値を用いて収集される。その後、
心臓サイクルの異なる時間的な段階で、異なる空間的な
場所の画像が収集される。心臓トリガー当たり、１つの
ｋ−空間線しか収集されないので、位相符号化方向に１
２８個のｋ−空間の図を持つ典型的な走査を完了するに
は、１２８回の心臓の愽動を必要とする。この時、順序
繰返し時間（ＴＲ）が心臓Ｒ−Ｒ期間である。
【０００５】ゲート式スピン・エコーでは、各々のスラ
イスの場所に対するデータが、心臓Ｒ−波から一定の遅
延で収集される。心臓のリズムが変化すると、心臓遅延
時間が同じであっても、心臓はデータを収集する時に心
臓サイクルの異なる段階にある事がある。普通、心臓サ
イクルの通常の変動により、心臓サイクルの拡張期に不
釣り合いに大きな変化が生じ、心臓サイクルの終わりに
収集されたゲート式スピン・エコー画像は、ぼけ又はゴ
ーストの人為効果を示す場合が多い。
イスの場所に対するデータが、心臓Ｒ−波から一定の遅
延で収集される。心臓のリズムが変化すると、心臓遅延
時間が同じであっても、心臓はデータを収集する時に心
臓サイクルの異なる段階にある事がある。普通、心臓サ
イクルの通常の変動により、心臓サイクルの拡張期に不
釣り合いに大きな変化が生じ、心臓サイクルの終わりに
収集されたゲート式スピン・エコー画像は、ぼけ又はゴ
ーストの人為効果を示す場合が多い。
【０００６】ゲート式スピン・エコーの別の欠点は、異
なるスライスの場所の画像が、異なる心臓段階で収集さ
れる事である。そのため、心臓が心臓サイクルの異なる
段階で撮像される時、１つの空間的な場所からの情報と
次の場所の情報とを関係付ける事が困難である事があ
る。更に、時間及び空間的なカバーが不適切であるた
め、小さな構造が見逃される事がある。心臓サイクル中
の心臓の動きも、差別的な飽和又はスライス間の漏話の
ため、スライス毎に画像のコントラストの変動を招く事
がある。
なるスライスの場所の画像が、異なる心臓段階で収集さ
れる事である。そのため、心臓が心臓サイクルの異なる
段階で撮像される時、１つの空間的な場所からの情報と
次の場所の情報とを関係付ける事が困難である事があ
る。更に、時間及び空間的なカバーが不適切であるた
め、小さな構造が見逃される事がある。心臓サイクル中
の心臓の動きも、差別的な飽和又はスライス間の漏話の
ため、スライス毎に画像のコントラストの変動を招く事
がある。
【０００７】短ＴＲゲート式勾配エコー・パルス順序を
使って、心臓サイクルの多数の時間フレームで（ＣＩＮ
Ｅ）画像を収集する事が出来る。米国特許第４．７１
０．７１７号に記載されているように、従来のＣＩＮＥ
パルス順序は、各々のＲ−波トリガーで位相符号化の値
を次の値に歩進させ、心臓サイクルに対して非同期的に
使われる。ＣＩＮＥでは、各々のｒｆ励振パルスが同じ
空間的な場所に印加され、心臓サイクル内でＴＲの間隔
をおいて繰返される。順序が非同期的に用いられるの
で、ｒｆ励振パルスは、Ｒ−波からの遅延時間が、ある
心臓サイクルと次の心臓サイクルとで変化して起こる事
がある。次の心臓のＲ−波を検出した時、前のＲ−Ｒ期
間からの収集データに頼り、それを心臓サイクル内の均
一に分布した時間フレームに補間する。このゲート方法
は、現在のＲ−波トリガーが検出された後になって、前
のＲ−Ｒ期間のデータを頼りにするので、遡及式ゲート
とも呼ばれる。
使って、心臓サイクルの多数の時間フレームで（ＣＩＮ
Ｅ）画像を収集する事が出来る。米国特許第４．７１
０．７１７号に記載されているように、従来のＣＩＮＥ
パルス順序は、各々のＲ−波トリガーで位相符号化の値
を次の値に歩進させ、心臓サイクルに対して非同期的に
使われる。ＣＩＮＥでは、各々のｒｆ励振パルスが同じ
空間的な場所に印加され、心臓サイクル内でＴＲの間隔
をおいて繰返される。順序が非同期的に用いられるの
で、ｒｆ励振パルスは、Ｒ−波からの遅延時間が、ある
心臓サイクルと次の心臓サイクルとで変化して起こる事
がある。次の心臓のＲ−波を検出した時、前のＲ−Ｒ期
間からの収集データに頼り、それを心臓サイクル内の均
一に分布した時間フレームに補間する。このゲート方法
は、現在のＲ−波トリガーが検出された後になって、前
のＲ−Ｒ期間のデータを頼りにするので、遡及式ゲート
とも呼ばれる。
【０００８】心臓サイクルが、心臓の画像を再生しよう
とする等しい時間的な点又はフレームに分割される。こ
の各々の時間的な点で画像を再生するために、非同期的
に収集されたデータを、心臓サイクル内の予定の時間的
な点に対して、一次補間する。走査中の（心室収縮率の
変化による）心臓Ｒ−Ｒ期間の変動を考慮に入れるた
め、補間は、Ｒ−Ｒ期間に応じて、心臓サイクル毎に変
化する。この方法は、心室収縮率の変動に関係なく、心
臓サイクルの任意の段階で画像の再生を出来るようにす
る。ゲート式スピン・エコーの場合の同じく、心臓の愽
動当たり、１つのｋ−空間位相符号化の図しか得られな
い。この時、画像の全収集時間は、１２８回の心臓の愽
動程度である。
とする等しい時間的な点又はフレームに分割される。こ
の各々の時間的な点で画像を再生するために、非同期的
に収集されたデータを、心臓サイクル内の予定の時間的
な点に対して、一次補間する。走査中の（心室収縮率の
変化による）心臓Ｒ−Ｒ期間の変動を考慮に入れるた
め、補間は、Ｒ−Ｒ期間に応じて、心臓サイクル毎に変
化する。この方法は、心室収縮率の変動に関係なく、心
臓サイクルの任意の段階で画像の再生を出来るようにす
る。ゲート式スピン・エコーの場合の同じく、心臓の愽
動当たり、１つのｋ−空間位相符号化の図しか得られな
い。この時、画像の全収集時間は、１２８回の心臓の愽
動程度である。
【０００９】ｋ−空間をセグメント分割し、Ｒ−Ｒ期間
当たり、多数の位相符号化ｋ−空間の図を収集する事に
より、更に速い走査時間を達成する事が出来る。この走
査時間は、画像当たりＲ−Ｒ期間当たりに収集されるｋ
−空間の図の数に相当する係数倍だけ速くなる。こうす
る事により、位相符号化方向に１２８個の画素を持つマ
トリックス規模の典型的なＣＩＮＥ収集は、セグメント
当たり８個のｋ−空間の図を収集する時、心臓の愽動１
６回という少ない数の内に完了する事が出来る。
当たり、多数の位相符号化ｋ−空間の図を収集する事に
より、更に速い走査時間を達成する事が出来る。この走
査時間は、画像当たりＲ−Ｒ期間当たりに収集されるｋ
−空間の図の数に相当する係数倍だけ速くなる。こうす
る事により、位相符号化方向に１２８個の画素を持つマ
トリックス規模の典型的なＣＩＮＥ収集は、セグメント
当たり８個のｋ−空間の図を収集する時、心臓の愽動１
６回という少ない数の内に完了する事が出来る。
【００１０】各々のＲ−Ｒ期間内の同じｋ−空間セグメ
ントの収集を繰返すが、心臓サイクル内の異なる時点で
収集されたデータを異なる心臓の段階に割り当てる事に
より、心臓サイクルの多数の段階を描く事が出来る。即
ち、１つのセグメントに対するデータを収集するのに必
要な時間に等しい時間分解能を用いて、心臓サイクルを
標本化する。即ち 時間分解能＝ｖｐｓ×ＴＲ ここで、ｖｐｓはセグメント当たりのｋ−空間線の数、
ＴＲはパルス順序繰返し時間である。この時、合計走査
時間は 走査時間＝ｙｒｅｓ／ｖｐｓ×Ｒ−Ｒ時間 であり、ここで、ｙｒｅｓは画像内にある位相符号化の
図の数である。典型的には、画像は１２８又は更に多く
の位相符号化の図を利用し、セグメント当たり８個の図
もしばしば用いられる。
ントの収集を繰返すが、心臓サイクル内の異なる時点で
収集されたデータを異なる心臓の段階に割り当てる事に
より、心臓サイクルの多数の段階を描く事が出来る。即
ち、１つのセグメントに対するデータを収集するのに必
要な時間に等しい時間分解能を用いて、心臓サイクルを
標本化する。即ち 時間分解能＝ｖｐｓ×ＴＲ ここで、ｖｐｓはセグメント当たりのｋ−空間線の数、
ＴＲはパルス順序繰返し時間である。この時、合計走査
時間は 走査時間＝ｙｒｅｓ／ｖｐｓ×Ｒ−Ｒ時間 であり、ここで、ｙｒｅｓは画像内にある位相符号化の
図の数である。典型的には、画像は１２８又は更に多く
の位相符号化の図を利用し、セグメント当たり８個の図
もしばしば用いられる。
【００１１】セグメント分割ｋ−空間走査では、合計走
査時間は、セグメント当たりの図の数（ｖｐｓ）を増加
する事により、大幅に短縮する事が出来る。しかし、こ
れは画像の時間的な分解能を低下させるという犠牲を払
ってのことである。米国特許第５、３７７、６８０号に
記載されているように、隣り合った時間セグメントで図
を共有にして、異なる時間的な点に亘って平均した画像
を発生する事によって、画像の時間的な分解能を高める
事が出来る。真の画像の時間的な分解能は変わらない
が、この時、実効的な時間的な分解能は２倍になる。こ
の為、図を共有にする事は、ｋ−空間データを収集する
やり方に影響を与えずに、再生される心臓段階画像の数
を増やす事が出来る。
査時間は、セグメント当たりの図の数（ｖｐｓ）を増加
する事により、大幅に短縮する事が出来る。しかし、こ
れは画像の時間的な分解能を低下させるという犠牲を払
ってのことである。米国特許第５、３７７、６８０号に
記載されているように、隣り合った時間セグメントで図
を共有にして、異なる時間的な点に亘って平均した画像
を発生する事によって、画像の時間的な分解能を高める
事が出来る。真の画像の時間的な分解能は変わらない
が、この時、実効的な時間的な分解能は２倍になる。こ
の為、図を共有にする事は、ｋ−空間データを収集する
やり方に影響を与えずに、再生される心臓段階画像の数
を増やす事が出来る。
【００１２】見込みゲート式セグメント分割型ｋ−空間
順序は、主に息を止めている内に画像が得られ、従って
呼吸による人為効果に煩わされないので、心臓作像にと
って人気になっている。一連の愽動に亘ってデータを収
集し、データの収集をＥＣＧのＱＲＳ複合波に対してゲ
ートする事により、画像が形成される。現在の方法を使
って、画像を正しく再生するためには、画像収集の持続
時間は、予想される最も短かいＲ−Ｒ期間の持続時間よ
り短かいか又はそれに等しくなければならない。実際に
は、普通これは、拡張期の最後の１０−２０％（６０
ｂｐｍの心室収縮率で〜１００−２００ ｍｓｅｃ）は
収集しない事を意味する。
順序は、主に息を止めている内に画像が得られ、従って
呼吸による人為効果に煩わされないので、心臓作像にと
って人気になっている。一連の愽動に亘ってデータを収
集し、データの収集をＥＣＧのＱＲＳ複合波に対してゲ
ートする事により、画像が形成される。現在の方法を使
って、画像を正しく再生するためには、画像収集の持続
時間は、予想される最も短かいＲ−Ｒ期間の持続時間よ
り短かいか又はそれに等しくなければならない。実際に
は、普通これは、拡張期の最後の１０−２０％（６０
ｂｐｍの心室収縮率で〜１００−２００ ｍｓｅｃ）は
収集しない事を意味する。
【００１３】現在の多くの心臓ゲート式順序に伴う別の
問題は、ＱＲＳ複合波以降の経過時間に基づいてデータ
を分類する事である。米国特許第４、７１０、７８７号
に記載されているように、この方式は、心臓の段階が時
間に正比例すると仮定している。しかし、実際には、心
臓の段階とＱＲＳ以降の経過時間との間の関係は厳密に
直線的ではない。例えば、呼吸に伴う心室収縮率の正常
な生理学的な変化がある場合の洞性不整脈を考える。Ｑ
ＲＳ複合波と終末心臓拡張期の間の時間は、Ｒ−Ｒ期間
が一層長い心臓の愽動では一層長く、この場合、終末心
臓拡張期は、（前のではなく）後に続くＱＲＳ複合波に
よって定義する方が一層良い。これは、Ｐ波（動脈収縮
を意味する）が（前のではなく）後に続くＱＲＳ複合波
に対する時間的な相関が一層良い場合に正常なＥＣＧに
容易に見る事が出来る。Ｒ−Ｒ期間のこの変動と、この
変動に伴って、特定の心臓段階がＲ−波から異なる遅延
時間の所で発生する事から、速いセグメント分割式ｋ−
空間パルス順序並びに普通のＣＩＮＥパルス順序でも、
画像のぼけを招く。
問題は、ＱＲＳ複合波以降の経過時間に基づいてデータ
を分類する事である。米国特許第４、７１０、７８７号
に記載されているように、この方式は、心臓の段階が時
間に正比例すると仮定している。しかし、実際には、心
臓の段階とＱＲＳ以降の経過時間との間の関係は厳密に
直線的ではない。例えば、呼吸に伴う心室収縮率の正常
な生理学的な変化がある場合の洞性不整脈を考える。Ｑ
ＲＳ複合波と終末心臓拡張期の間の時間は、Ｒ−Ｒ期間
が一層長い心臓の愽動では一層長く、この場合、終末心
臓拡張期は、（前のではなく）後に続くＱＲＳ複合波に
よって定義する方が一層良い。これは、Ｐ波（動脈収縮
を意味する）が（前のではなく）後に続くＱＲＳ複合波
に対する時間的な相関が一層良い場合に正常なＥＣＧに
容易に見る事が出来る。Ｒ−Ｒ期間のこの変動と、この
変動に伴って、特定の心臓段階がＲ−波から異なる遅延
時間の所で発生する事から、速いセグメント分割式ｋ−
空間パルス順序並びに普通のＣＩＮＥパルス順序でも、
画像のぼけを招く。
【００１４】
【発明の要約】この発明は、相次ぐ心臓サイクルの間に
収集されるＭＲ作像データを見込みゲートすると共に遡
及的に分類する方法を提供する。更に具体的に云うと、
心臓ゲート信号が発生され、時間スタンプを付したＭＲ
データが相次ぐ心臓サイクルの間に連続的に収集され
る。各々の心臓サイクルに対し、心臓サイクル収縮期及
び心臓サイクル拡張期を定め、収集されたＭＲデータに
関連する時間スタンプを、収縮期心臓段階又は拡張期心
臓段階と相関させる。相次ぐ心臓サイクルの間に収集さ
れ、相関する心臓段階に基づいて選択されたＭＲ画像デ
ータを使って、特定の心臓段階における画像を再生す
る。
収集されるＭＲ作像データを見込みゲートすると共に遡
及的に分類する方法を提供する。更に具体的に云うと、
心臓ゲート信号が発生され、時間スタンプを付したＭＲ
データが相次ぐ心臓サイクルの間に連続的に収集され
る。各々の心臓サイクルに対し、心臓サイクル収縮期及
び心臓サイクル拡張期を定め、収集されたＭＲデータに
関連する時間スタンプを、収縮期心臓段階又は拡張期心
臓段階と相関させる。相次ぐ心臓サイクルの間に収集さ
れ、相関する心臓段階に基づいて選択されたＭＲ画像デ
ータを使って、特定の心臓段階における画像を再生す
る。
【００１５】この発明の全般的な目的は、速いセグメン
ト分割式ｋ−空間及びＣＩＮＥ収集における画像のぼけ
を減らす事である。Ｒ−Ｒ期間の長さに基づいて、この
期間内の収縮期及び拡張期を決定する。その後、時間ス
タンプを付したＭＲデータを、Ｒ−Ｒ期間全体のある段
階ではなく、収縮期の段階或いは拡張期の段階と相関さ
せる事が出来る。こうして、それから一層正確な画像を
再生する事の出来るような１組のデータが、同じ収縮期
の段階又は同じ拡張期の段階で収集されたＭＲデータを
集める事によって形成される。
ト分割式ｋ−空間及びＣＩＮＥ収集における画像のぼけ
を減らす事である。Ｒ−Ｒ期間の長さに基づいて、この
期間内の収縮期及び拡張期を決定する。その後、時間ス
タンプを付したＭＲデータを、Ｒ−Ｒ期間全体のある段
階ではなく、収縮期の段階或いは拡張期の段階と相関さ
せる事が出来る。こうして、それから一層正確な画像を
再生する事の出来るような１組のデータが、同じ収縮期
の段階又は同じ拡張期の段階で収集されたＭＲデータを
集める事によって形成される。
【００１６】この発明の別の目的は、速い心臓ＭＲＩ走
査の間、ＭＲデータをより効率よく収集する事である。
データが、Ｒ−Ｒ期間に関係なく、各々の心臓サイクル
全体に亘って収集される。この全てのデータを収縮期又
は拡張期の段階と正確に相関させ、選ばれた心臓の段階
における画像を再生するために使う事が出来る。
査の間、ＭＲデータをより効率よく収集する事である。
データが、Ｒ−Ｒ期間に関係なく、各々の心臓サイクル
全体に亘って収集される。この全てのデータを収縮期又
は拡張期の段階と正確に相関させ、選ばれた心臓の段階
における画像を再生するために使う事が出来る。
【００１７】
【発明の全般的な説明】この発明を実施するには、各々
の心臓サイクル全体に亘ってＮＭＲデータを収集する。
図２に示すように、次のＱＲＳ心臓トリガー信号２００
を受取るまで、各々のセグメント２０２に対するｋ−空
間の図を反復的に収集する。Ｒ−Ｒ期間はある心臓サイ
クルと次の心臓サイクルとで変化する事があるので、こ
れは収集されるデータ量も変化する事を意味する。
の心臓サイクル全体に亘ってＮＭＲデータを収集する。
図２に示すように、次のＱＲＳ心臓トリガー信号２００
を受取るまで、各々のセグメント２０２に対するｋ−空
間の図を反復的に収集する。Ｒ−Ｒ期間はある心臓サイ
クルと次の心臓サイクルとで変化する事があるので、こ
れは収集されるデータ量も変化する事を意味する。
【００１８】Ｒ−Ｒ期間に関係なく、心臓サイクルは収
縮期及び拡張期を完全に通り抜ける。従って、そのサイ
クルの任意の段階における心臓を描くために収集データ
を利用する事が出来る。この発明の目的は、収集された
ＮＭＲデータを特定の心臓の段階又は作像しようとする
段階と相関させる事である。走査の間、収集された各々
のｋ−空間の図に、ＱＲＳトリガー２００に対する時間
スタンプを付ける。更に具体的に云うと、その収集時間
は、最後のＱＲＳトリガー以降のパルス順序の繰返し時
間（ＴＲ）と収集された図の数との積に等しい。
縮期及び拡張期を完全に通り抜ける。従って、そのサイ
クルの任意の段階における心臓を描くために収集データ
を利用する事が出来る。この発明の目的は、収集された
ＮＭＲデータを特定の心臓の段階又は作像しようとする
段階と相関させる事である。走査の間、収集された各々
のｋ−空間の図に、ＱＲＳトリガー２００に対する時間
スタンプを付ける。更に具体的に云うと、その収集時間
は、最後のＱＲＳトリガー以降のパルス順序の繰返し時
間（ＴＲ）と収集された図の数との積に等しい。
【００１９】走査の間のＲ−Ｒ期間の変動を扱うため
に、時間スタンプを付した図を心臓サイクルの収縮期又
は拡張期と相関させる。収縮期及び拡張期は、心臓サイ
クルのモデルを使って計算される。即ち 収縮期＝５４６ ｍｓ−２．１（６０、０００）／Ｒ−
Ｒ期間 拡張期＝Ｒ−Ｒ期間−収縮期 各々の時間スタンプを付した図は、収縮期又は拡張期の
ある点で収集され、その収集時間を、収縮期の百分率又
は拡張期の百分率と相関させる事が出来る。例えば図２
に示すように、２０４の所で収集された図は、収縮期の
６０％と相関し、２０６の所で収集された図は拡張期の
８０％と相関する。
に、時間スタンプを付した図を心臓サイクルの収縮期又
は拡張期と相関させる。収縮期及び拡張期は、心臓サイ
クルのモデルを使って計算される。即ち 収縮期＝５４６ ｍｓ−２．１（６０、０００）／Ｒ−
Ｒ期間 拡張期＝Ｒ−Ｒ期間−収縮期 各々の時間スタンプを付した図は、収縮期又は拡張期の
ある点で収集され、その収集時間を、収縮期の百分率又
は拡張期の百分率と相関させる事が出来る。例えば図２
に示すように、２０４の所で収集された図は、収縮期の
６０％と相関し、２０６の所で収集された図は拡張期の
８０％と相関する。
【００２０】特定の心臓の段階における画像を再生する
ため、各々の心臓サイクルの対応する図を使う。云い変
えると、収縮期の５０％の時の心臓を描く画像を再生す
る場合、収縮期の５０％と相関する各々の心臓サイクル
中の図を使う。典型的には、図は所望の心臓の段階と正
確に相関せず、正確な値を計算するために補間を用い
る。例えば、１つの図は収縮期の４７％の段階と相関
し、次の図は収縮期の５２％の段階と相関する事があ
る。その時、これらの２つの図の間の一次補間により、
収縮期の５０％の時の図を計算する。Ｒ−Ｒ期間中にい
くつかの異なるｋ−空間の図が反復的に収集されるセグ
メント分割型ｋ−空間走査では、この補間を実施して、
所要の心臓の段階におけるそのセグメントに対する相異
なるｋ−空間の図を発生する。例えば、セグメント当た
り４つの図の場合、図ｋ１、ｋ２、ｋ３、ｋ４がセグメ
ント当たり符号化される。最初の４つのｋ−空間の図
が、収縮期段階の４６％、４７％、４８％、４９％に対
応する時刻に収集され、次の４つのｋ−空間の図が収縮
期段階の５０％、５１％、５２％、５３％に対応する場
合、隣接した２つのデータ・セグメントから、４つの図
全部を収縮段階の５０％の点に対して補間する。
ため、各々の心臓サイクルの対応する図を使う。云い変
えると、収縮期の５０％の時の心臓を描く画像を再生す
る場合、収縮期の５０％と相関する各々の心臓サイクル
中の図を使う。典型的には、図は所望の心臓の段階と正
確に相関せず、正確な値を計算するために補間を用い
る。例えば、１つの図は収縮期の４７％の段階と相関
し、次の図は収縮期の５２％の段階と相関する事があ
る。その時、これらの２つの図の間の一次補間により、
収縮期の５０％の時の図を計算する。Ｒ−Ｒ期間中にい
くつかの異なるｋ−空間の図が反復的に収集されるセグ
メント分割型ｋ−空間走査では、この補間を実施して、
所要の心臓の段階におけるそのセグメントに対する相異
なるｋ−空間の図を発生する。例えば、セグメント当た
り４つの図の場合、図ｋ１、ｋ２、ｋ３、ｋ４がセグメ
ント当たり符号化される。最初の４つのｋ−空間の図
が、収縮期段階の４６％、４７％、４８％、４９％に対
応する時刻に収集され、次の４つのｋ−空間の図が収縮
期段階の５０％、５１％、５２％、５３％に対応する場
合、隣接した２つのデータ・セグメントから、４つの図
全部を収縮段階の５０％の点に対して補間する。
【００２１】
【好ましい実施例の説明】図１には、この発明を用いた
好ましいＭＲＩ装置の主な部品が示されている。装置の
動作が、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１
０４を含むオペレータ・コンソール１００から制御され
る。コンソール１００がリンク１１６を介して別のコン
ピュータ・システム１０７と連絡し、このシステムはオ
ペレータがスクリーン上の画像の作成及び表示を制御す
る事が出来るようにする。コンピュータ・システム１０
７が、バックプレーン（配線盤）を介して互いに連絡す
る多数のモジュールを含む。その中には、画像プロセッ
サ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、及び
この分野では画像データ配列を記憶するためのフレーム
・バッファとして知られているメモリ・モジュール１１
３がある。コンピュータ・システム１０７がディスク記
憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２に結合され、画
像データ及びプログラムを記憶すると共に、高速直列リ
ンク１１５を介して別個のシステム制御装置１２２と連
絡する。
好ましいＭＲＩ装置の主な部品が示されている。装置の
動作が、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１
０４を含むオペレータ・コンソール１００から制御され
る。コンソール１００がリンク１１６を介して別のコン
ピュータ・システム１０７と連絡し、このシステムはオ
ペレータがスクリーン上の画像の作成及び表示を制御す
る事が出来るようにする。コンピュータ・システム１０
７が、バックプレーン（配線盤）を介して互いに連絡す
る多数のモジュールを含む。その中には、画像プロセッ
サ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、及び
この分野では画像データ配列を記憶するためのフレーム
・バッファとして知られているメモリ・モジュール１１
３がある。コンピュータ・システム１０７がディスク記
憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２に結合され、画
像データ及びプログラムを記憶すると共に、高速直列リ
ンク１１５を介して別個のシステム制御装置１２２と連
絡する。
【００２２】システム制御装置１２２は、バックプレー
ンによって一緒に接続された１組のモジュールを含んで
いる。その中には、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス
発生器モジュール１２１があり、このモジュールが直列
リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に
接続される。システム制御装置１２２が、実施すべき走
査順序を指示するオペレータからの指令を受取るのは、
このリンク１２５を介してである。パルス発生器モジュ
ール１２１は、所望の走査順序を実行するようにシステ
ムの部品を作動する。それが、発生すべきＲＦパルスの
タイミング、強さ及び形と、データ収集窓のタイミング
と長さを示すデータを発生する。パルス発生器モジュー
ル１２１が１組の勾配増幅器１２７に接続され、走査の
間に発生される勾配パルスのタイミングと形を指示す
る。パルス発生器モジュール１２１は、患者に取付けら
れた電極からのＥＣＧ信号のような、患者に接続された
多数の異なるセンサからの信号を受取る生理学的収集制
御装置１２９からの患者データをも受取る。最後に、パ
ルス発生器モジュール１２１は、患者及び磁石装置の状
態に関係する種々のセンサからの信号を受取る走査室イ
ンターフェース回路１３３に接続される。患者位置決め
装置１３４が、患者を走査に対する所望の位置に移動す
るための指令を受取るのは、この走査室インターフェー
ス回路１３３を介してである。
ンによって一緒に接続された１組のモジュールを含んで
いる。その中には、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス
発生器モジュール１２１があり、このモジュールが直列
リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に
接続される。システム制御装置１２２が、実施すべき走
査順序を指示するオペレータからの指令を受取るのは、
このリンク１２５を介してである。パルス発生器モジュ
ール１２１は、所望の走査順序を実行するようにシステ
ムの部品を作動する。それが、発生すべきＲＦパルスの
タイミング、強さ及び形と、データ収集窓のタイミング
と長さを示すデータを発生する。パルス発生器モジュー
ル１２１が１組の勾配増幅器１２７に接続され、走査の
間に発生される勾配パルスのタイミングと形を指示す
る。パルス発生器モジュール１２１は、患者に取付けら
れた電極からのＥＣＧ信号のような、患者に接続された
多数の異なるセンサからの信号を受取る生理学的収集制
御装置１２９からの患者データをも受取る。最後に、パ
ルス発生器モジュール１２１は、患者及び磁石装置の状
態に関係する種々のセンサからの信号を受取る走査室イ
ンターフェース回路１３３に接続される。患者位置決め
装置１３４が、患者を走査に対する所望の位置に移動す
るための指令を受取るのは、この走査室インターフェー
ス回路１３３を介してである。
【００２３】パルス発生器モジュール１２１によって発
生された勾配波形がＧx 、Ｇy 及びＧz 増幅器で構成さ
れた勾配増幅器装置１２７に印加される。各々の勾配増
幅器が全体を１３９で示した集成体の中にある対応する
勾配コイルを励振して、収集信号を位置で符号化するた
めに使われる磁界勾配を発生する。勾配コイル集成体１
３９は、分極磁石１４０及び全身ＲＦコイル１５２を含
む磁石集成体１４１の一部分を形成する。システム制御
装置１２２にあるトランシーバ・モジュール１５０が発
生するパルスがＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送
／受信スイッチ１５４を介してＲＦコイル１５２に結合
される。その結果、患者内の励振された原子核から放射
される信号を同じＲＦコイル１５２によって感知し、送
／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合
する事が出来る。増幅されたＮＭＲ信号が、トランシー
バ１５０の受信器部分で復調され、フィルタ作用にかけ
られ、ディジタル化される。送／受信スイッチ１５４が
パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御
され、送信モードの間、ＲＦ増幅器１５１をコイル１５
２に電気的に接続すると共に、受信モードの間、前置増
幅器１５３に接続する。送／受信スイッチ１５４は、送
信モードでも受信モードでも、別個のＲＦコイル（例え
ば表面コイル）を使う事が出来るようにする。
生された勾配波形がＧx 、Ｇy 及びＧz 増幅器で構成さ
れた勾配増幅器装置１２７に印加される。各々の勾配増
幅器が全体を１３９で示した集成体の中にある対応する
勾配コイルを励振して、収集信号を位置で符号化するた
めに使われる磁界勾配を発生する。勾配コイル集成体１
３９は、分極磁石１４０及び全身ＲＦコイル１５２を含
む磁石集成体１４１の一部分を形成する。システム制御
装置１２２にあるトランシーバ・モジュール１５０が発
生するパルスがＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送
／受信スイッチ１５４を介してＲＦコイル１５２に結合
される。その結果、患者内の励振された原子核から放射
される信号を同じＲＦコイル１５２によって感知し、送
／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合
する事が出来る。増幅されたＮＭＲ信号が、トランシー
バ１５０の受信器部分で復調され、フィルタ作用にかけ
られ、ディジタル化される。送／受信スイッチ１５４が
パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御
され、送信モードの間、ＲＦ増幅器１５１をコイル１５
２に電気的に接続すると共に、受信モードの間、前置増
幅器１５３に接続する。送／受信スイッチ１５４は、送
信モードでも受信モードでも、別個のＲＦコイル（例え
ば表面コイル）を使う事が出来るようにする。
【００２４】ＲＦコイル１５２が拾ったＮＭＲ信号が、
トランシーバ・モジュール１５０によってディジタル化
され、システム制御装置１２２内のメモリ・モジュール
１６０に転送される。走査が完了し、生のｋ−空間デー
タの配列がメモリ・モジュール１６０内に収集される。
後で更に詳しく説明するが、この生のｋ−空間データ
は、再生しようとする各々の心臓段階の画像に対する別
々のｋ−空間データ配列に配置し直され、その各々が配
列プロセッサ１６１に入力され、このプロセッサがデー
タを画像データの配列にフーリエ変換するように作用す
る。この画像データが直列リンク１１５を介してコンピ
ュータ・システム１０７に伝えられ、そこでディスク・
メモリ１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１
００から受取った指令に応答して、この画像データをテ
ープ駆動装置１１２に記録しておく事が出来るし、或い
は画像プロセッサ１０６によって更に処理して、オペレ
ータ・コンソール１００へ送り、表示装置１０４で表示
する事が出来る。トランシーバ１５０について更に詳し
い事は、米国特許第４、９５２、８７７号及び同第４、
９９２、７３６号を参照されたい。
トランシーバ・モジュール１５０によってディジタル化
され、システム制御装置１２２内のメモリ・モジュール
１６０に転送される。走査が完了し、生のｋ−空間デー
タの配列がメモリ・モジュール１６０内に収集される。
後で更に詳しく説明するが、この生のｋ−空間データ
は、再生しようとする各々の心臓段階の画像に対する別
々のｋ−空間データ配列に配置し直され、その各々が配
列プロセッサ１６１に入力され、このプロセッサがデー
タを画像データの配列にフーリエ変換するように作用す
る。この画像データが直列リンク１１５を介してコンピ
ュータ・システム１０７に伝えられ、そこでディスク・
メモリ１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１
００から受取った指令に応答して、この画像データをテ
ープ駆動装置１１２に記録しておく事が出来るし、或い
は画像プロセッサ１０６によって更に処理して、オペレ
ータ・コンソール１００へ送り、表示装置１０４で表示
する事が出来る。トランシーバ１５０について更に詳し
い事は、米国特許第４、９５２、８７７号及び同第４、
９９２、７３６号を参照されたい。
【００２５】次に特に図２について説明すると、好まし
い実施例による心臓の収集では、一連の速い勾配エコー
・パルス順序を用い、各々の勾配エコー・パルス順序の
繰返し時間ＴＲは、利用し得る勾配ハードウェアの種類
並びに選ばれた作像パラメータに応じて、６乃至１５
ｍｓである。こういうパルス順序はＲ−Ｒ期間と呼ばれ
る心臓トリガー信号２００の合間の期間中に実行され
る。Ｒ−Ｒ期間の長さは、患者の心室収縮率の関数であ
る。
い実施例による心臓の収集では、一連の速い勾配エコー
・パルス順序を用い、各々の勾配エコー・パルス順序の
繰返し時間ＴＲは、利用し得る勾配ハードウェアの種類
並びに選ばれた作像パラメータに応じて、６乃至１５
ｍｓである。こういうパルス順序はＲ−Ｒ期間と呼ばれ
る心臓トリガー信号２００の合間の期間中に実行され
る。Ｒ−Ｒ期間の長さは、患者の心室収縮率の関数であ
る。
【００２６】勾配エコーを用いる速い心臓収集では、Ｒ
−Ｒ期間が多数の短い収集に分割され、各々の収集が２
０−３０°の公称フリップ角度を持つ速い勾配収集パル
ス順序である。各々の速い勾配エコー収集が、この明細
書で図と呼ぶｋ−空間の一本の線を表すＮＭＲ信号を収
集する。隣り合った速い勾配エコー収集を更に組合わせ
てセグメント２０２にし、各々のセグメントのデータ
が、複数個の異なる図を含むようにしても良い。好まし
い実施例では、各々のセグメント２０２が８個の図を含
んでいて、走査の間、ｋ−空間を逐次的にストリップ状
に通過する。即ち、最初の心臓トリガーで、図−６０乃
至−５３が収集され、次の心臓トリガーで図−５２乃至
−４５が収集されるというようになる。最後の心臓トリ
ガーが図−６４乃至−６１及び図＋６０乃至＋６３を拾
う。この図の順序は、こうすると、画像の人為効果が極
く少なくなると共に、１個のＲ−Ｒ期間の間に、中心の
８個の空間周波数の低い図が収集され、心臓トリガーの
間の非一貫性から生じる画像の人為効果を最小限に抑え
る事が出来るので、好ましい。このような逐次的なスト
リップという図の順序の別の利点は、画像の人為効果を
極く少なくして、群の間で図を共有する事が出来る事で
ある。然し、特定の用途に応じて、この他の任意の適当
な図収集順序も使う事が出来る。
−Ｒ期間が多数の短い収集に分割され、各々の収集が２
０−３０°の公称フリップ角度を持つ速い勾配収集パル
ス順序である。各々の速い勾配エコー収集が、この明細
書で図と呼ぶｋ−空間の一本の線を表すＮＭＲ信号を収
集する。隣り合った速い勾配エコー収集を更に組合わせ
てセグメント２０２にし、各々のセグメントのデータ
が、複数個の異なる図を含むようにしても良い。好まし
い実施例では、各々のセグメント２０２が８個の図を含
んでいて、走査の間、ｋ−空間を逐次的にストリップ状
に通過する。即ち、最初の心臓トリガーで、図−６０乃
至−５３が収集され、次の心臓トリガーで図−５２乃至
−４５が収集されるというようになる。最後の心臓トリ
ガーが図−６４乃至−６１及び図＋６０乃至＋６３を拾
う。この図の順序は、こうすると、画像の人為効果が極
く少なくなると共に、１個のＲ−Ｒ期間の間に、中心の
８個の空間周波数の低い図が収集され、心臓トリガーの
間の非一貫性から生じる画像の人為効果を最小限に抑え
る事が出来るので、好ましい。このような逐次的なスト
リップという図の順序の別の利点は、画像の人為効果を
極く少なくして、群の間で図を共有する事が出来る事で
ある。然し、特定の用途に応じて、この他の任意の適当
な図収集順序も使う事が出来る。
【００２７】この発明の方法は、図３のフローチャート
で示されるプログラムの指示の下に、図１のＭＲＩ装置
によって実施される。走査の前、オペレータが作像しよ
うとする心臓の段階の数を、プロセス・ブロック１８で
示すように、他の走査パラメータと共に入力する。プロ
セス・ブロック２０に示すように、全てのｋ−空間の段
階符号化の図が収集されるまで、相次ぐセグメントに対
するｋ−空間の図を収集する事により、走査が実施され
る。完全な心臓サイクル全体に亘って、１つのセグメン
トを繰返し、そのセグメントにある図に対するｋ−空間
データが、収縮期及び拡張期全体に亘って収集されるよ
うにする。収集されたデータを、それを収集した順序
で、各々の心臓の愽動に対して別々に記憶し、実効的に
それに時間スタンプが付けられるようにする。云い換え
ると、心臓サイクル中の、ある図が収集された時刻が、
生のデータ配列内のその場所によって示され、この時刻
は、パルス順序繰返し時間（ＴＲ）と最後のトリガー信
号２００以降に収集された図の数の積として計算する事
が出来る。同様に、走査中の対応する各々のＲ−Ｒ期間
の持続時間も記録される。
で示されるプログラムの指示の下に、図１のＭＲＩ装置
によって実施される。走査の前、オペレータが作像しよ
うとする心臓の段階の数を、プロセス・ブロック１８で
示すように、他の走査パラメータと共に入力する。プロ
セス・ブロック２０に示すように、全てのｋ−空間の段
階符号化の図が収集されるまで、相次ぐセグメントに対
するｋ−空間の図を収集する事により、走査が実施され
る。完全な心臓サイクル全体に亘って、１つのセグメン
トを繰返し、そのセグメントにある図に対するｋ−空間
データが、収縮期及び拡張期全体に亘って収集されるよ
うにする。収集されたデータを、それを収集した順序
で、各々の心臓の愽動に対して別々に記憶し、実効的に
それに時間スタンプが付けられるようにする。云い換え
ると、心臓サイクル中の、ある図が収集された時刻が、
生のデータ配列内のその場所によって示され、この時刻
は、パルス順序繰返し時間（ＴＲ）と最後のトリガー信
号２００以降に収集された図の数の積として計算する事
が出来る。同様に、走査中の対応する各々のＲ−Ｒ期間
の持続時間も記録される。
【００２８】画像は、平均心臓サイクルＲ−Ｒ期間に亘
って、所定数の心臓段階画像が時間的に一様な間隔にな
るように再生される。最初に、プロセス・ブロック２２
で、下記のように平均Ｒ−Ｒ期間を計算する事により、
平均心臓サイクルを定める。 ＲＲAVG＝ＴＲ（収集された全部の図）／（心臓の全愽
動） 心臓の段階の画像は、この平均Ｒ−Ｒ期間に亘って一様
に分布している。次に、このように一様に隔たった時間
を、平均収縮期又は平均拡張期の百分率として表される
心臓の段階に変換する。男子及び女子に対する平均収縮
期及び拡張期が、プロセス・ブロック２２で、心臓サイ
クルのモデルに基づいて計算される。
って、所定数の心臓段階画像が時間的に一様な間隔にな
るように再生される。最初に、プロセス・ブロック２２
で、下記のように平均Ｒ−Ｒ期間を計算する事により、
平均心臓サイクルを定める。 ＲＲAVG＝ＴＲ（収集された全部の図）／（心臓の全愽
動） 心臓の段階の画像は、この平均Ｒ−Ｒ期間に亘って一様
に分布している。次に、このように一様に隔たった時間
を、平均収縮期又は平均拡張期の百分率として表される
心臓の段階に変換する。男子及び女子に対する平均収縮
期及び拡張期が、プロセス・ブロック２２で、心臓サイ
クルのモデルに基づいて計算される。
【００２９】 収縮期（ＡＶＧ）＝５４９ ｍｓ−２．１（ＨＲ） 拡張期（ＡＶＧ）＝ＲＲAVG−収縮期（ＡＶＧ） ここで、ＨＲは毎分愽動数で表した平均心室収縮率であ
り、次のように計算される。 ＨＲ＝（６０、０００）／ＲＲAVG 例えばＲＲAVG が１秒である患者に対して、２０個の一
様な間隔の画像を再生するため、ＨＲを６０ ｐｂｍ、
平均収縮期を４２０ ｍｓ、平均拡張期を５８０ ｍｓ
と計算する。画像は心臓サイクル全体に亘り、５０ ｍ
ｓの間隔（即ち１秒／２０）で時間的に均一に隔たって
いる。こういう５０ ｍｓごとの時間的な点を、プロセ
ス・ブロック２４で心臓の段階に変換する。即ち、上に
述べた例では、段階０の画像は０／４２０＝収縮期の０
％で発生し、段階１の画像は５０／４２０＝収縮期の１
２％で発生し、段階８の画像は４００／４２０＝収縮期
の９５％で発生し、段階９の画像は、３０／５８０＝拡
張期の５％で発生するというようにして、段階１９の画
像は５３０／５８０＝拡張期の９１％で発生する。この
ため、再生しようとする各々の心臓の段階の画像が、収
縮期又は拡張期の一部分として表された特定の心臓サイ
クルの段階と相関させられる。
り、次のように計算される。 ＨＲ＝（６０、０００）／ＲＲAVG 例えばＲＲAVG が１秒である患者に対して、２０個の一
様な間隔の画像を再生するため、ＨＲを６０ ｐｂｍ、
平均収縮期を４２０ ｍｓ、平均拡張期を５８０ ｍｓ
と計算する。画像は心臓サイクル全体に亘り、５０ ｍ
ｓの間隔（即ち１秒／２０）で時間的に均一に隔たって
いる。こういう５０ ｍｓごとの時間的な点を、プロセ
ス・ブロック２４で心臓の段階に変換する。即ち、上に
述べた例では、段階０の画像は０／４２０＝収縮期の０
％で発生し、段階１の画像は５０／４２０＝収縮期の１
２％で発生し、段階８の画像は４００／４２０＝収縮期
の９５％で発生し、段階９の画像は、３０／５８０＝拡
張期の５％で発生するというようにして、段階１９の画
像は５３０／５８０＝拡張期の９１％で発生する。この
ため、再生しようとする各々の心臓の段階の画像が、収
縮期又は拡張期の一部分として表された特定の心臓サイ
クルの段階と相関させられる。
【００３０】心臓の段階の画像は、各々の心臓サイクル
から、画像の心臓の段階に対応するｋ−空間の図を選択
する事によって再生される。プロセス・ブロック２６で
示すように、再生過程の最初の工程は、生のデータ配列
内の収集された時間スタンプを付したＮＭＲデータを心
臓の段階と相関させる事である。これは次のように行わ
れる。
から、画像の心臓の段階に対応するｋ−空間の図を選択
する事によって再生される。プロセス・ブロック２６で
示すように、再生過程の最初の工程は、生のデータ配列
内の収集された時間スタンプを付したＮＭＲデータを心
臓の段階と相関させる事である。これは次のように行わ
れる。
【００３１】平均ＲＲ期間が１、０００ ｍｓ（６０
ｂｐｍの心室収縮率に対応する）で、１０個の段階を再
生しようとする場合、 ＲＲAVG ＝１、０００ ｍｓ Δｔ ＝１００ ｍｓ ９番目の段階までの時間＝９００ ｍｓ 収縮期（ＡＶＧ） ＝４２０ ｍｓ 拡張期（ＡＶＧ） ＝５８０ ｍｓ この時第２の段階は、収縮期の８３％に対応する。ｎ番
目のＲ−Ｒ期間でＲＲ期間が８３３ ｍｓに減少（心室
収縮率が７２ ｂｐｍに増加）した場合、そのＲ−Ｒ期
間に対する収縮期は この時、拡張期の８３％の点は、ｎ番目のＲ−Ｒ期間に
対して７５８ ｍｓの遅延に対応する。この時点に最も
近い図を使うか、又は最も近い図（複数）のデータを、
９番目の心臓の段階に対応する時点に対して補間する。
Ｒ−Ｒ期間が異なる他のＲ−Ｒ期間では、拡張期の８３
％はＲ−波から異なる遅延で起こり、補間のために、異
なる図が、拡張期の８３％の点に対する接近度に応じて
利用される。このため、各々の心臓の段階に対するデー
タが、各々の図に対する時間スタンプ並びにそれを収集
したＲ−Ｒ期間に従って、記録されているデータから補
間される。
ｂｐｍの心室収縮率に対応する）で、１０個の段階を再
生しようとする場合、 ＲＲAVG ＝１、０００ ｍｓ Δｔ ＝１００ ｍｓ ９番目の段階までの時間＝９００ ｍｓ 収縮期（ＡＶＧ） ＝４２０ ｍｓ 拡張期（ＡＶＧ） ＝５８０ ｍｓ この時第２の段階は、収縮期の８３％に対応する。ｎ番
目のＲ−Ｒ期間でＲＲ期間が８３３ ｍｓに減少（心室
収縮率が７２ ｂｐｍに増加）した場合、そのＲ−Ｒ期
間に対する収縮期は この時、拡張期の８３％の点は、ｎ番目のＲ−Ｒ期間に
対して７５８ ｍｓの遅延に対応する。この時点に最も
近い図を使うか、又は最も近い図（複数）のデータを、
９番目の心臓の段階に対応する時点に対して補間する。
Ｒ−Ｒ期間が異なる他のＲ−Ｒ期間では、拡張期の８３
％はＲ−波から異なる遅延で起こり、補間のために、異
なる図が、拡張期の８３％の点に対する接近度に応じて
利用される。このため、各々の心臓の段階に対するデー
タが、各々の図に対する時間スタンプ並びにそれを収集
したＲ−Ｒ期間に従って、記録されているデータから補
間される。
【００３２】プロセス・ブロック２８に示すように、そ
の後、生のデータ配列から適当なｋ−空間の図を選択す
る事により、完全なｋ−空間のデータ配列が形成され
る。画像に対して計算された心臓の段階を使って、この
選択をし、生のデータ配列から、同じ心臓の段階を持つ
ｋ−空間の図を選択して、ｋ−空間データ配列を形成す
る。大抵の場合、心臓の段階と正確に符合する事はな
く、所望の心臓の段階にまたがる２つの収集されたｋ−
空間の図の間の一次補間によって、ｋ−空間の図を計算
する事が出来る。
の後、生のデータ配列から適当なｋ−空間の図を選択す
る事により、完全なｋ−空間のデータ配列が形成され
る。画像に対して計算された心臓の段階を使って、この
選択をし、生のデータ配列から、同じ心臓の段階を持つ
ｋ−空間の図を選択して、ｋ−空間データ配列を形成す
る。大抵の場合、心臓の段階と正確に符合する事はな
く、所望の心臓の段階にまたがる２つの収集されたｋ−
空間の図の間の一次補間によって、ｋ−空間の図を計算
する事が出来る。
【００３３】ｋ−空間データ配列が形成された後、プロ
セス・ブロック３０に示すように、心臓の段階の画像が
再生される。好ましい実施例では、これは前に説明した
ｋ−空間データの２−Ｄフーリエ変換である。この発明
は、１９７４年ニューヨークのジョン・ワイリー・アン
ド・サンズ・インコーポレーテッド社から出版されたミ
ルスキーＩ．ギスタ、ＤＮ、サンドラＨの著書「心臓の
メカニックス。生理学、臨床及び数学的な観点」第２３
７頁に記載されている、収縮期及び拡張期を別々に正規
化する心臓モデルを使う。これは、心室収縮率の変化が
収縮期に比べて、拡張期の持続時間に不釣り合いな影響
を与えるので、Ｒ−Ｒ期間全体を一様に正規化するより
も、生理学的に起こっている事を更に正確に反映する。
休んでいる正常な男子及び女子の研究の後、心室収縮率
に基づいて拡張期及び収縮期の持続時間を記述するモデ
ルを経験的に決定した。この数値による式は、個々に見
ると、収縮期の持続時間を良く予測するもので、標準偏
差は±１４ ｍｓである。これは、心臓の愽動が６０
ｂｐｍで収縮期の持続時間が４２０ ｍｓである典型的
な個人に対して、僅か±３％の誤差に過ぎない。
セス・ブロック３０に示すように、心臓の段階の画像が
再生される。好ましい実施例では、これは前に説明した
ｋ−空間データの２−Ｄフーリエ変換である。この発明
は、１９７４年ニューヨークのジョン・ワイリー・アン
ド・サンズ・インコーポレーテッド社から出版されたミ
ルスキーＩ．ギスタ、ＤＮ、サンドラＨの著書「心臓の
メカニックス。生理学、臨床及び数学的な観点」第２３
７頁に記載されている、収縮期及び拡張期を別々に正規
化する心臓モデルを使う。これは、心室収縮率の変化が
収縮期に比べて、拡張期の持続時間に不釣り合いな影響
を与えるので、Ｒ−Ｒ期間全体を一様に正規化するより
も、生理学的に起こっている事を更に正確に反映する。
休んでいる正常な男子及び女子の研究の後、心室収縮率
に基づいて拡張期及び収縮期の持続時間を記述するモデ
ルを経験的に決定した。この数値による式は、個々に見
ると、収縮期の持続時間を良く予測するもので、標準偏
差は±１４ ｍｓである。これは、心臓の愽動が６０
ｂｐｍで収縮期の持続時間が４２０ ｍｓである典型的
な個人に対して、僅か±３％の誤差に過ぎない。
【００３４】このモデルの精度は、多くの疾患状態で
も、驚くほど良い。充血性心臓機能不全を持つ２７人の
患者全体に対し、収縮期の予測値と測定値の間の標準偏
差は僅か±２０ ｍｓであった。別のデータから、この
式は、局所貧血性心臓疾患、心筋症、及び心臓弁膜閉鎖
不全並びに狭窄のような公知の心臓の病理を持つ患者に
対しても妥当な近似になり得る事が判った。アドレナリ
ンによる刺激で、予測よりも収縮期の持続時間が一層短
くなることが認められたが、予測値からの最大偏差はそ
れでも約１０％にすぎない。使われたモデルが、ＭＲ作
像の間、薬理学的なストレス試験を受ける患者にとって
どの程度正確であるかは判らない。然し、更に精度を高
めたい場合、任意の特定の生理学的な状態に対する数値
を用いた式を決定するデータを集め、上に述べた計算で
この式を代わりに用いる事が出来る。
も、驚くほど良い。充血性心臓機能不全を持つ２７人の
患者全体に対し、収縮期の予測値と測定値の間の標準偏
差は僅か±２０ ｍｓであった。別のデータから、この
式は、局所貧血性心臓疾患、心筋症、及び心臓弁膜閉鎖
不全並びに狭窄のような公知の心臓の病理を持つ患者に
対しても妥当な近似になり得る事が判った。アドレナリ
ンによる刺激で、予測よりも収縮期の持続時間が一層短
くなることが認められたが、予測値からの最大偏差はそ
れでも約１０％にすぎない。使われたモデルが、ＭＲ作
像の間、薬理学的なストレス試験を受ける患者にとって
どの程度正確であるかは判らない。然し、更に精度を高
めたい場合、任意の特定の生理学的な状態に対する数値
を用いた式を決定するデータを集め、上に述べた計算で
この式を代わりに用いる事が出来る。
【００３５】この発明の作用が図４−６にグラフで示さ
れている。図４は、走査が実施された後に計算された平
均Ｒ−Ｒ期間を示す。平均収縮期及び拡張期も計算され
ており、発生しようとする２０個の所定の心臓の段階の
画像が、Ｒ−Ｒ期間全体に亘って一様に分布している事
が示されている。例えば１８番目の心臓の段階の画像
は、矢印２１２で示すように、平均拡張期の８３％で発
生している。
れている。図４は、走査が実施された後に計算された平
均Ｒ−Ｒ期間を示す。平均収縮期及び拡張期も計算され
ており、発生しようとする２０個の所定の心臓の段階の
画像が、Ｒ−Ｒ期間全体に亘って一様に分布している事
が示されている。例えば１８番目の心臓の段階の画像
は、矢印２１２で示すように、平均拡張期の８３％で発
生している。
【００３６】図５は、図４の平均Ｒ−Ｒ期間よりも一層
長い、走査中の一例の「ｎ番目の」Ｒ−Ｒ期間を示す。
拡張期の８３％の場所は、セグメントＳ９およびＳ１０
の間で起こる、Δｔnの遅延時間に対応する。図６は、
図４の平均Ｒ−Ｒ期間よりも短い、走査中の一例の
「（ｎ＋１）番目の」Ｒ−Ｒ期間を示す。拡張期の８３
％の場所は、セグメントＳ６及びＳ７の間で発生するΔ
ｔn+1の遅延時間に対応する。こういう例のＲ−Ｒ期間
では、拡張期は収縮期よりもよけいに変化する事に注意
されたい。
長い、走査中の一例の「ｎ番目の」Ｒ−Ｒ期間を示す。
拡張期の８３％の場所は、セグメントＳ９およびＳ１０
の間で起こる、Δｔnの遅延時間に対応する。図６は、
図４の平均Ｒ−Ｒ期間よりも短い、走査中の一例の
「（ｎ＋１）番目の」Ｒ−Ｒ期間を示す。拡張期の８３
％の場所は、セグメントＳ６及びＳ７の間で発生するΔ
ｔn+1の遅延時間に対応する。こういう例のＲ−Ｒ期間
では、拡張期は収縮期よりもよけいに変化する事に注意
されたい。
【図１】この発明を用いたＭＲＩ装置のブロック図
【図２】図１のＭＲＩ装置を使った相次ぐ心臓サイクル
の間のＭＲデータの収集を示すグラフ。
の間のＭＲデータの収集を示すグラフ。
【図３】この発明の好ましい実施例を実施するために図
１のＭＲＩ装置によって行われる工程のフローチャー
ト。
１のＭＲＩ装置によって行われる工程のフローチャー
ト。
【図４】この発明を用いた典型的な走査の間に起こる心
臓サイクルを示すグラフ。
臓サイクルを示すグラフ。
【図５】この発明を用いた典型的な走査の間に起こる心
臓サイクルを示すグラフ。
臓サイクルを示すグラフ。
【図６】この発明を用いた典型的な走査の間に起こる心
臓サイクルを示すグラフ。
臓サイクルを示すグラフ。
フロントページの続き (72)発明者 アンドリュー・アーネスト・アライ アメリカ合衆国、メリーランド州、ケンジ ントン、ハンプデン・ストリート、4003番 (72)発明者 ジェフリー・アラン・フェインスタイン アメリカ合衆国、ヴァージニア州、アレキ サンドリア、ジェイソン・アヴェニュー、 3762番 (72)発明者 トーマス・クオック−ファー・フー アメリカ合衆国、メリーランド州、ロック ヴィル、グレート・パインズ・コート、ナ ンバー10 (72)発明者 スティーブン・ダナ・ウルフ アメリカ合衆国、メリーランド州、ベセズ ダ、アパートメント・101、ウッドモン ト・アヴェニュー、7500番
Claims (7)
- 【請求項１】 心臓の選ばれた段階で被検体の心臓を描
くＮＭＲ画像を作る方法に於て、 ａ）被検体の心臓の相次ぐサイクルを表す信号を発生
し、 ｂ）前記相次ぐサイクルの各々の全体に亘ってＮＭＲデ
ータの図を収集し、各々のＮＭＲデータの図は、１つの
前記心臓サイクル内でその図が収集された時を示す時間
スタンプに関連しており、 ｃ）ｉ）心臓の選ばれた段階を、平均心臓サイクルの収
縮期又は拡張期の何れかの所望の点と相関させ、 ｉｉ）ＮＭＲデータを収集した心臓サイクルの収縮期又
は拡張期内の所望の点と相関する収集されたＮＭＲデー
タを選択する事により、心臓の選ばれた段階における心
臓を描く画像をそれから再生する事の出来るようなＮＭ
Ｒデータの配列を形成し、 ｄ）選択された収集されたＮＭＲデータから形成された
ＮＭＲデータの配列から画像を再生する、工程を含む方
法。 - 【請求項２】 平均心臓サイクルが、被検体の心臓の相
次ぐサイクルを表す信号の間の期間を平均する事によっ
て計算される請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 平均心臓サイクルの収縮期及び拡張期が
心臓のモデルに基づいて計算される請求項２記載の方
法。 - 【請求項４】 Ｒ−Ｒを平均期間として、収縮期が次の
式 収縮期＝５４６−２．１（６０、０００）／Ｒ−Ｒ によって計算される請求項２記載の方法。 - 【請求項５】 工程ｃ）ｉｉ）が、ＮＭＲデータを収集
した心臓サイクルの収縮期及び拡張期を計算し、計算し
た収縮期又は拡張期中の前記所望の点に対応する心臓サ
イクル中に収集されたＮＭＲデータの時間スタンプを決
定する事を含む請求項１記載の方法。 - 【請求項６】 前記工程ｃ）ｉｉ）で選択されたＮＭＲ
データが、前記決定された時間スタンプに隣接する関連
した時間スタンプを持つＮＭＲデータの図の間の補間に
よって計算される請求項５記載の方法。 - 【請求項７】 心臓の選ばれた段階で被検体の心臓を描
くＮＭＲ画像を作る装置であって、 ａ）被検体の心臓の相次ぐサイクルを表す信号を発生す
る手段、 ｂ）前記相次ぐサイクルの各々の全体に亘ってＮＭＲデ
ータの図を収集する手段であって、各々のＮＭＲデータ
の図は、１つの前記心臓サイクル内でその図が収集され
た時を示す時間スタンプに関連しているようにした手
段、 ｃ）ｉ）心臓の選ばれた段階を、平均心臓サイクルの収
縮期又は拡張期の何れかの所望の点と相関させ、 ｉｉ）ＮＭＲデータを収集した心臓サイクルの収縮期又
は拡張期内の所望の点と相関する収集されたＮＭＲデー
タを選択する事により、心臓の選ばれた段階における心
臓を描く画像をそれから再生する事の出来るようなＮＭ
Ｒデータの配列を形成する手段、 ｄ）選択された収集されたＮＭＲデータから形成された
ＮＭＲデータの配列から画像を再生する手段、を含む装
置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US4353597P | 1997-04-11 | 1997-04-11 | |
| US60/043535 | 1997-04-11 | ||
| US08/886487 | 1997-04-11 | ||
| US08/886,487 US5997883A (en) | 1997-07-01 | 1997-07-01 | Retrospective ordering of segmented MRI cardiac data using cardiac phase |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1119067A true JPH1119067A (ja) | 1999-01-26 |
Family
ID=26720524
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10092134A Pending JPH1119067A (ja) | 1997-04-11 | 1998-04-06 | 心臓を描くｎｍｒ画像を作る方法及び装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH1119067A (ja) |
| DE (1) | DE19811360A1 (ja) |
| IL (1) | IL123868A (ja) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| JP2003530928A (ja) * | 2000-04-14 | 2003-10-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 投影ビューの間の補間を用いた計算機式断層画像の再構成 |
| JP2004500176A (ja) * | 1999-11-26 | 2004-01-08 | フィリップス メディカル システムズ （クリーヴランド） インコーポレイテッド | 多相心臓画像処理装置 |
| JP2005312977A (ja) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | 運動サイクルを有する解剖学的構造を磁気共鳴イメージングする方法 |
| JP2008125986A (ja) * | 2006-11-24 | 2008-06-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009165815A (ja) * | 2007-12-20 | 2009-07-30 | Toshiba Medical Systems Corp | 超音波診断装置、超音波画像解析装置及び超音波画像解析プログラム |
| JP2013152232A (ja) * | 2005-04-22 | 2013-08-08 | Koninkl Philips Electronics Nv | 飛行時間能力を有するｐｅｔ／ｍｒｉスキャナ |
| JP2015116366A (ja) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びレトロスペクティブシネ撮像条件設定方法 |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6845261B2 (en) * | 2001-04-23 | 2005-01-18 | General Electric Company | System for correlation of MR images with physiological data |
| DE102004045495B4 (de) * | 2004-09-20 | 2015-06-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und System zur Erzeugung von Abbildungen eines Organs |
| DE102011006851B4 (de) * | 2011-04-06 | 2012-12-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Gruppierung von diffusionsgewichteten MR-Bildern nach den verwendeten Diffusionsgradienten zur Erstellung einer Diffusionsinformation |
-
1998
- 1998-03-16 DE DE19811360A patent/DE19811360A1/de not_active Ceased
- 1998-03-29 IL IL12386898A patent/IL123868A/xx not_active IP Right Cessation
- 1998-04-06 JP JP10092134A patent/JPH1119067A/ja active Pending
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| JP2004500176A (ja) * | 1999-11-26 | 2004-01-08 | フィリップス メディカル システムズ （クリーヴランド） インコーポレイテッド | 多相心臓画像処理装置 |
| JP2003530928A (ja) * | 2000-04-14 | 2003-10-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 投影ビューの間の補間を用いた計算機式断層画像の再構成 |
| JP4773667B2 (ja) * | 2000-04-14 | 2011-09-14 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 投影ビューの間の補間を用いた計算機式断層画像の再構成 |
| JP2005312977A (ja) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | 運動サイクルを有する解剖学的構造を磁気共鳴イメージングする方法 |
| JP2013152232A (ja) * | 2005-04-22 | 2013-08-08 | Koninkl Philips Electronics Nv | 飛行時間能力を有するｐｅｔ／ｍｒｉスキャナ |
| JP2008125986A (ja) * | 2006-11-24 | 2008-06-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009165815A (ja) * | 2007-12-20 | 2009-07-30 | Toshiba Medical Systems Corp | 超音波診断装置、超音波画像解析装置及び超音波画像解析プログラム |
| JP2014121651A (ja) * | 2007-12-20 | 2014-07-03 | Toshiba Medical Systems Corp | 超音波診断装置、超音波画像解析装置及び超音波画像解析プログラム |
| JP2015116366A (ja) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びレトロスペクティブシネ撮像条件設定方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19811360A1 (de) | 1998-10-15 |
| IL123868A (en) | 2000-07-26 |
| IL123868A0 (en) | 1998-10-30 |
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