JPH11321A - 速度符号化核磁気共鳴画像から変形を示す画像を発生する方法 - Google Patents
速度符号化核磁気共鳴画像から変形を示す画像を発生する方法Info
- Publication number
- JPH11321A JPH11321A JP10095107A JP9510798A JPH11321A JP H11321 A JPH11321 A JP H11321A JP 10095107 A JP10095107 A JP 10095107A JP 9510798 A JP9510798 A JP 9510798A JP H11321 A JPH11321 A JP H11321A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- velocity
- organ
- speed
- motion
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- 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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
-
- G—PHYSICS
- 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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Physiology (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】動く器官の運動を定量的に示す核磁気共鳴画像
を作る方法を提供する。 【解決手段】心臓を通るスライスに対し、速度符号化し
たＮＭＲデータを収集するＭＲＩ走査を行う。多数の心
臓の段階で、速度画像及び大きさ画像を再構成し、大き
さ画像を使ってマスクを形成する。マスクを速度画像に
適用して、左心室を隔離し、剛体運動を計算して、マス
クされた速度画像から減算して、左心室の変形を示す。
を作る方法を提供する。 【解決手段】心臓を通るスライスに対し、速度符号化し
たＮＭＲデータを収集するＭＲＩ走査を行う。多数の心
臓の段階で、速度画像及び大きさ画像を再構成し、大き
さ画像を使ってマスクを形成する。マスクを速度画像に
適用して、左心室を隔離し、剛体運動を計算して、マス
クされた速度画像から減算して、左心室の変形を示す。
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。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Ｂ
1）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。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Ｂ
1）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、患者処理量が増加
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、患者処理量が増加
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】広い範囲の種々の心臓疾患（冠動脈疾患、
心臓弁膜症、充血性心臓機能不全及び心臓不整脈を含
む）を持つ患者の予後は、大域心室機能の定量的な目安
である左心室排出量の割合の低下と密接に関係してい
る。局部収縮機能の定量的な目安は、予後及び治療にと
ってかなりの重要性を持つ事がある。例えば、重大な冠
動脈症を持つ多くの患者は、静止している時には局部及
び大域の左心室機能が正常であっても、ストレスによっ
て誘起された異常を持つ事がある。臨床に当たっては、
冠動脈症を持つ患者は、ストレス時の新しい機能欠損に
基づいてストレス・エコー心電図法によって検出する事
が出来る。然し、こういう種類の定性的な目安が観察者
によって変わり得る事が、定量的な目安を用いる事によ
って改善できる固有の制約である。従って、局部心臓機
能の高品質の定量的な目安に対する要望がある。
心臓弁膜症、充血性心臓機能不全及び心臓不整脈を含
む）を持つ患者の予後は、大域心室機能の定量的な目安
である左心室排出量の割合の低下と密接に関係してい
る。局部収縮機能の定量的な目安は、予後及び治療にと
ってかなりの重要性を持つ事がある。例えば、重大な冠
動脈症を持つ多くの患者は、静止している時には局部及
び大域の左心室機能が正常であっても、ストレスによっ
て誘起された異常を持つ事がある。臨床に当たっては、
冠動脈症を持つ患者は、ストレス時の新しい機能欠損に
基づいてストレス・エコー心電図法によって検出する事
が出来る。然し、こういう種類の定性的な目安が観察者
によって変わり得る事が、定量的な目安を用いる事によ
って改善できる固有の制約である。従って、局部心臓機
能の高品質の定量的な目安に対する要望がある。
【０００５】心室グラフ法（ｖｅｎｔｒｉｃｕｌｏｇｒ
ａｐｈｙ）に基づいて局部収縮機能を侵入型で測定する
事は、注射によって不整脈が誘起される事、心筋を直接
的に見る事が出来ない事、並びにその結果として、局部
収縮による心内膜の運動を結びつきだけによる心内膜の
運動と区別する能力が限られている事によって、制限さ
れている。今述べた事は、放射性核種を用いた心室グラ
フ法並びに心内膜の運動のエコー心電図法による解析の
ような収縮機能の非侵入型の心室グラフによる目安にも
当てはまる。エコー心電図、ＣＴ又はＭＲＩによって局
部の壁が厚くなる事は、局部機能の目安として一層良い
が、画像の分解能並びに心筋の輪郭が不規則である事に
よって、定量化が制限される。こういう方法は、平面を
通る運動の影響も受け、そのため、心臓サイクル全体に
亘って同じ心筋を結像しない。エコー心電図法の窓及び
不良の心内膜の定義は、特に外科手術後、一層の妥協を
招く。ゲート式ＳＰＥＣＴ Ｔｃ−セスタミビを用いて
局部の壁を厚くする事は、同じ検査内で潅注及び収縮の
両方を得るという魅力がある。然し、この従来の方法
で、臨床的に使える局部収縮機能の定量可能な目安が得
られるように、画像の分解能が比較的低い事並びに呼吸
運動による一層の劣化を克服する事が出来るかどうか
は、まだ判らない。
ａｐｈｙ）に基づいて局部収縮機能を侵入型で測定する
事は、注射によって不整脈が誘起される事、心筋を直接
的に見る事が出来ない事、並びにその結果として、局部
収縮による心内膜の運動を結びつきだけによる心内膜の
運動と区別する能力が限られている事によって、制限さ
れている。今述べた事は、放射性核種を用いた心室グラ
フ法並びに心内膜の運動のエコー心電図法による解析の
ような収縮機能の非侵入型の心室グラフによる目安にも
当てはまる。エコー心電図、ＣＴ又はＭＲＩによって局
部の壁が厚くなる事は、局部機能の目安として一層良い
が、画像の分解能並びに心筋の輪郭が不規則である事に
よって、定量化が制限される。こういう方法は、平面を
通る運動の影響も受け、そのため、心臓サイクル全体に
亘って同じ心筋を結像しない。エコー心電図法の窓及び
不良の心内膜の定義は、特に外科手術後、一層の妥協を
招く。ゲート式ＳＰＥＣＴ Ｔｃ−セスタミビを用いて
局部の壁を厚くする事は、同じ検査内で潅注及び収縮の
両方を得るという魅力がある。然し、この従来の方法
で、臨床的に使える局部収縮機能の定量可能な目安が得
られるように、画像の分解能が比較的低い事並びに呼吸
運動による一層の劣化を克服する事が出来るかどうか
は、まだ判らない。
【０００６】タグを付ける事並びに速度符号化による位
相コントラストという２つの別異の方法を使って、局部
心筋機能を定量化するためにＭＲＩが使われた。両方の
方法は、非侵入型で心筋の特定の部分を評価する事が出
来、本質的に定量可能である。アクセル Ｌ．ドハーテ
ィ Ｌの「磁化の空間変調による運動のＭＲ作像」、ラ
ジオロジー誌１９８９年 １７１：８４１−８４５、及
びゼルーニ ＥＡ、パリッシュ ＤＭ、ロジャース Ｗ
Ｊ、ヤング Ａ、シャピロ ＥＰの「人間の心臓：ＭＲ
作像にタグ利用−心筋運動の非侵入形評価の方法」、ラ
ジオロジー誌１９８８年、１６９：５９−６３に提案さ
れているような、心筋タグづけ方法は、最近かなりの注
目を受けているが、正確な局在化が出来るようにするた
めには、タグの間隔は画像の分解能の何倍も大きくしな
ければならない。タグの間隔によって定められた限界内
で、理論的には、タグの変形は、画像の分解能よりずっ
と良い空間的な精度で定量化する事が出来る。種々の心
臓疾患で局部心筋メカニックをを定量化するために、心
筋タグの有限要素解析が使われてきた。
相コントラストという２つの別異の方法を使って、局部
心筋機能を定量化するためにＭＲＩが使われた。両方の
方法は、非侵入型で心筋の特定の部分を評価する事が出
来、本質的に定量可能である。アクセル Ｌ．ドハーテ
ィ Ｌの「磁化の空間変調による運動のＭＲ作像」、ラ
ジオロジー誌１９８９年 １７１：８４１−８４５、及
びゼルーニ ＥＡ、パリッシュ ＤＭ、ロジャース Ｗ
Ｊ、ヤング Ａ、シャピロ ＥＰの「人間の心臓：ＭＲ
作像にタグ利用−心筋運動の非侵入形評価の方法」、ラ
ジオロジー誌１９８８年、１６９：５９−６３に提案さ
れているような、心筋タグづけ方法は、最近かなりの注
目を受けているが、正確な局在化が出来るようにするた
めには、タグの間隔は画像の分解能の何倍も大きくしな
ければならない。タグの間隔によって定められた限界内
で、理論的には、タグの変形は、画像の分解能よりずっ
と良い空間的な精度で定量化する事が出来る。種々の心
臓疾患で局部心筋メカニックをを定量化するために、心
筋タグの有限要素解析が使われてきた。
【０００７】ペルク ＮＪ、ドランゴバ Ｍ、ペルク
ＬＲ、ズー Ｙ、ノル ＤＣ、バウマン ＢＳ、ハーフ
ケンス ＲＪの論文「位相コントラストＣｉｎｅ ＭＲ
速度データを用いた循環的な運動の追跡」、Ｊ．Ｍａｇ
ｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｉｍａｇｉｎｇ誌１９９５年 ５：３
３９−３４５；ペルク ＬＲ、セイヤー Ｊ、ユンＫ、
カストロ ＬＪ、ハーフケンス ＲＪ、ミラー ＤＣ、
ペルク ＮＪの論文「Ｃｉｎｅ位相コントラスト磁気共
鳴作像による心筋運動追跡の評価」、Ｉｎｖｅｓｔ Ｒ
ａｄｏｌ誌１９９４年 ２９：１０３８−１０４２；及
びウェディーン ＶＪの論文「心筋運動学の磁気共鳴作
像 活発な人間の心臓のひずみ速度を検出、局在化、定
量化する方法」、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ誌１９
９２年２７：５２−６７に記載されているように、速度
符合化位相コントラストＭＲＩを使って、時間の関数と
して、その速度及び加速度に基づいて、心臓サイクルに
亘って心筋の容積要素の位置を追跡する事が出来る。然
し、今日まで、運動追跡方法は誤差を累積しやすく、そ
の結果、１−２画素の位置誤差を生じる事がある。
ＬＲ、ズー Ｙ、ノル ＤＣ、バウマン ＢＳ、ハーフ
ケンス ＲＪの論文「位相コントラストＣｉｎｅ ＭＲ
速度データを用いた循環的な運動の追跡」、Ｊ．Ｍａｇ
ｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｉｍａｇｉｎｇ誌１９９５年 ５：３
３９−３４５；ペルク ＬＲ、セイヤー Ｊ、ユンＫ、
カストロ ＬＪ、ハーフケンス ＲＪ、ミラー ＤＣ、
ペルク ＮＪの論文「Ｃｉｎｅ位相コントラスト磁気共
鳴作像による心筋運動追跡の評価」、Ｉｎｖｅｓｔ Ｒ
ａｄｏｌ誌１９９４年 ２９：１０３８−１０４２；及
びウェディーン ＶＪの論文「心筋運動学の磁気共鳴作
像 活発な人間の心臓のひずみ速度を検出、局在化、定
量化する方法」、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ誌１９
９２年２７：５２−６７に記載されているように、速度
符合化位相コントラストＭＲＩを使って、時間の関数と
して、その速度及び加速度に基づいて、心臓サイクルに
亘って心筋の容積要素の位置を追跡する事が出来る。然
し、今日まで、運動追跡方法は誤差を累積しやすく、そ
の結果、１−２画素の位置誤差を生じる事がある。
【０００８】この代わりに、位相コントラスト速度デー
タをひずみ速度として厳密に機械的に解析する事が出来
る。ひずみ速度の解析は、画素毎の局部的な並進及び回
転を補正するために、３つ又は４つの一番近い隣りの速
度決定値を使い、最終的に局部的な変形の長軸及び短軸
を推定する。通常の心筋の変形は主に半径方向の向きで
あるから、ひずみ速度の長軸は大まかに云うと壁が厚く
なったり薄くなったりする時間微分に相当する。これま
で実施されたひずみ速度の解析は、多数の微分計算を必
要とし、そのため雑音の影響を受けやすい。更にこれは
周囲の画素からの情報を必要とするので、部分的な要素
の問題に敏感である。
タをひずみ速度として厳密に機械的に解析する事が出来
る。ひずみ速度の解析は、画素毎の局部的な並進及び回
転を補正するために、３つ又は４つの一番近い隣りの速
度決定値を使い、最終的に局部的な変形の長軸及び短軸
を推定する。通常の心筋の変形は主に半径方向の向きで
あるから、ひずみ速度の長軸は大まかに云うと壁が厚く
なったり薄くなったりする時間微分に相当する。これま
で実施されたひずみ速度の解析は、多数の微分計算を必
要とし、そのため雑音の影響を受けやすい。更にこれは
周囲の画素からの情報を必要とするので、部分的な要素
の問題に敏感である。
【０００９】このような全てのＭＲＩ方法の基本的な前
提は、心臓の収縮機能に関連する変形を明らかにするた
めに、胸を通じての心臓の大まかな動きを除くべきであ
るという事である。然し、ＭＲＩ装置は、ＭＲＩ装置の
不動の基準に対するスピンの動きを測定する。その結
果、心筋から収集された速度は、心臓サイクルに対して
統制された、心臓の３次元の回転、並進及び変形の組合
わせである。呼吸運動が、胸を通じて、別の回転及び並
進を寄与する。束・側枝ブロックのような異常な収縮パ
ターンが、外部の不動の基準フレームから見た心筋の速
度の解釈を更に複雑にする。従って、ＭＲＩ装置の外部
の基準点に対する心臓の領域の速度を多数のパラメータ
が変更する。
提は、心臓の収縮機能に関連する変形を明らかにするた
めに、胸を通じての心臓の大まかな動きを除くべきであ
るという事である。然し、ＭＲＩ装置は、ＭＲＩ装置の
不動の基準に対するスピンの動きを測定する。その結
果、心筋から収集された速度は、心臓サイクルに対して
統制された、心臓の３次元の回転、並進及び変形の組合
わせである。呼吸運動が、胸を通じて、別の回転及び並
進を寄与する。束・側枝ブロックのような異常な収縮パ
ターンが、外部の不動の基準フレームから見た心筋の速
度の解釈を更に複雑にする。従って、ＭＲＩ装置の外部
の基準点に対する心臓の領域の速度を多数のパラメータ
が変更する。
【００１０】
【発明の要約】この発明は、心臓のような動く器官の速
度画像を収集し、速度データから収縮運動を抽出する方
法である。更に具体的に云うと、速度符号化勾配を含む
パルス順序を使って、ＭＲＩ位相差画像を収集し、画像
内の関心のある選択された領域の剛体運動を計算し、剛
体運動を画像から減算して主に器官の変形速度を含む画
像を作る。
度画像を収集し、速度データから収縮運動を抽出する方
法である。更に具体的に云うと、速度符号化勾配を含む
パルス順序を使って、ＭＲＩ位相差画像を収集し、画像
内の関心のある選択された領域の剛体運動を計算し、剛
体運動を画像から減算して主に器官の変形速度を含む画
像を作る。
【００１１】この発明の全般的な目的は、心臓の収縮運
動を定量的に示す画像を作る事である。画像の画素内に
ある全ての速度情報を使って、ＭＲＩ装置の基準に対す
る心臓のバルク並びに正味の並進及び回転を計算する。
これらの運動を減算する事により、ＭＲＩスキャナの固
定基準フレームから、心臓の中心にある動く基準フレー
ムへの変換が達成される。残留速度情報は、心臓の所望
の変形を表す。
動を定量的に示す画像を作る事である。画像の画素内に
ある全ての速度情報を使って、ＭＲＩ装置の基準に対す
る心臓のバルク並びに正味の並進及び回転を計算する。
これらの運動を減算する事により、ＭＲＩスキャナの固
定基準フレームから、心臓の中心にある動く基準フレー
ムへの変換が達成される。残留速度情報は、心臓の所望
の変形を表す。
【００１２】
【発明の全体的な説明】心臓サイクルの関数として、平
面内の直交する２方向に速度符号化を適用して、２組の
速度符号化画像を収集する。時間的に速度符号化画像に
対応する大きさ画像も収集する。大きさ画像を使って、
左心室（ＬＶ）のマスクを発生する。各々のスライスの
中心は、ＬＶマスクの中心を計算する事によって決定さ
れる。
面内の直交する２方向に速度符号化を適用して、２組の
速度符号化画像を収集する。時間的に速度符号化画像に
対応する大きさ画像も収集する。大きさ画像を使って、
左心室（ＬＶ）のマスクを発生する。各々のスライスの
中心は、ＬＶマスクの中心を計算する事によって決定さ
れる。
【００１３】 ｘ（中心）＝ｍ10／ｍ00 ｙ（中心）＝ｍ01 ／ｍ00 （１） ここで、ｍijはＬＶマスクの空間モーメントであり、次
の式によって定義される。
の式によって定義される。
【００１４】
【数１】
【００１５】ここで、ｉ＋ｊは、モーメントの次数であ
り、ｘ及びｙはある任意の原点に対する画素の座標であ
り、ａxyは、点ｘ、ｙにおける画素の値（点がマスク内
にあれば１、他の場合は０）である。心臓の任意の剛体
運動は、スライスの中心の周りの（３次元における）回
転及びこの中心の並進に変換する事が出来る。任意の時
刻ｔにおける角速度
り、ｘ及びｙはある任意の原点に対する画素の座標であ
り、ａxyは、点ｘ、ｙにおける画素の値（点がマスク内
にあれば１、他の場合は０）である。心臓の任意の剛体
運動は、スライスの中心の周りの（３次元における）回
転及びこの中心の並進に変換する事が出来る。任意の時
刻ｔにおける角速度
【００１６】
【数２】
【００１７】での中心の周りの心臓の回転による速度は
【００１８】
【数３】
【００１９】によって表される。ここで、ωi は、時刻
ｔにおける軸線ｉの周りの一定角速度である。角速度は
心臓内の時間の関数であるが、速度符号化が行われる短
い期間の間、ωiは一定と見なす事が出来る。この結果
得られるスライスの平面内でのデカルト速度は次の式で
表される。 ｖx＝ｚωy−ｙωz ｖy＝ｘωz−ｚωx （３） ここで、ｘ、ｙ及びｚは、ＬＶマスクの中心に対して測
定される。平面を通り抜ける速度ｖzはここでは考えな
い。然し、３−Ｄデータの組を収集し、長軸解析を実施
した場合、それらを考慮する事が出来る。心臓の並進速
度が単にｖx及びｖyに加算される。こういう並進速度の
一部分は、中心はずれの回転によるスライスの中心の周
りの見かけの並進によるものである。
ｔにおける軸線ｉの周りの一定角速度である。角速度は
心臓内の時間の関数であるが、速度符号化が行われる短
い期間の間、ωiは一定と見なす事が出来る。この結果
得られるスライスの平面内でのデカルト速度は次の式で
表される。 ｖx＝ｚωy−ｙωz ｖy＝ｘωz−ｚωx （３） ここで、ｘ、ｙ及びｚは、ＬＶマスクの中心に対して測
定される。平面を通り抜ける速度ｖzはここでは考えな
い。然し、３−Ｄデータの組を収集し、長軸解析を実施
した場合、それらを考慮する事が出来る。心臓の並進速
度が単にｖx及びｖyに加算される。こういう並進速度の
一部分は、中心はずれの回転によるスライスの中心の周
りの見かけの並進によるものである。
【００２０】速度符号化の測定値は、ＬＶの収縮及び緩
和による作像平面内での剛体の並進、回転及び変形の総
合的な効果を含む。即ち、測定されたｘ及びｙ速度は次
の式で表される。 ｖx＝ｚωy−ｙωz＋ｖx（並進）＋ｖx（変形）（ｘ、ｙ） ｖy＝ｘωz−ｚωx＋ｖy（並進）＋ｖy（変形）（ｘ、ｙ） （４） 心臓機能を評価するためには、
和による作像平面内での剛体の並進、回転及び変形の総
合的な効果を含む。即ち、測定されたｘ及びｙ速度は次
の式で表される。 ｖx＝ｚωy−ｙωz＋ｖx（並進）＋ｖx（変形）（ｘ、ｙ） ｖy＝ｘωz−ｚωx＋ｖy（並進）＋ｖy（変形）（ｘ、ｙ） （４） 心臓機能を評価するためには、
【００２１】
【数４】
【００２２】が必要である。所定のスライス内の測定値
では、ｚは定数である。
では、ｚは定数である。
【００２３】
【数５】
【００２４】 ｖx＝Ａ1−ｙωz＋ｖx（変形）（ｘ、ｙ） ｖy＝Ａ2＋ｘωz＋ｖy（変形）（ｘ、ｙ） （５） ここで、Ａ1及びＡ2は定数である。並進及び回転による
効果は、ｙの関数としてのｖxに対する、並びにｘの関
数としてのｖyに対する直線的な当てはめを実施する事
によって決定する事が出来る。
効果は、ｙの関数としてのｖxに対する、並びにｘの関
数としてのｖyに対する直線的な当てはめを実施する事
によって決定する事が出来る。
【００２５】
【数６】
【００２６】図５−８は、半径方向の変形の他に、回転
及び並進の剛体運動をする心臓の刺激された短軸スライ
スに対するｖx対ｙ及び ｖy対ｘを示す。この変形は、
半径方向の向きの速度の空間的な速度勾配を特徴として
いる。このシミュレーションでは、ｖx（並進）＝１
ｃｍ／ｓ、ｖy（並進）＝０．２５ ｃｍ／ｓ、ωx＝
０．１ラジアン／ｓ、ωy＝０．３ラジアン／ｓ、ωz＝
０．５ラジアン／ｓである。これらの値は、心臓におけ
る実際の速度を表す事を意味しているのではなく、バル
ク運動補正過程を例示するのに役立つものである。図５
及び６が一価関数ではない事に注意されたい。ドットは
シミュレーションによる速度の値を表しており、線はこ
のデータに対する最善の直線の当てはめである。図５及
び６の間の勾配の間の符号の差が式（５）によって予測
されている。この線は、短軸スライスの剛体運動による
ものであり、次にこれを生の速度データから減算する事
が出来る。図７及び８はこの減算結果を示しており、ス
ライスの残留変形を示す。図９及び１０は、速度スライ
ス内の速度をベクトルの長さによって表した大きさを持
つ速度方向を向くベクトルとして示す。図９では、バル
ク運動を補正する前、図１０ではバルク運動を補正した
後が示されている。
及び並進の剛体運動をする心臓の刺激された短軸スライ
スに対するｖx対ｙ及び ｖy対ｘを示す。この変形は、
半径方向の向きの速度の空間的な速度勾配を特徴として
いる。このシミュレーションでは、ｖx（並進）＝１
ｃｍ／ｓ、ｖy（並進）＝０．２５ ｃｍ／ｓ、ωx＝
０．１ラジアン／ｓ、ωy＝０．３ラジアン／ｓ、ωz＝
０．５ラジアン／ｓである。これらの値は、心臓におけ
る実際の速度を表す事を意味しているのではなく、バル
ク運動補正過程を例示するのに役立つものである。図５
及び６が一価関数ではない事に注意されたい。ドットは
シミュレーションによる速度の値を表しており、線はこ
のデータに対する最善の直線の当てはめである。図５及
び６の間の勾配の間の符号の差が式（５）によって予測
されている。この線は、短軸スライスの剛体運動による
ものであり、次にこれを生の速度データから減算する事
が出来る。図７及び８はこの減算結果を示しており、ス
ライスの残留変形を示す。図９及び１０は、速度スライ
ス内の速度をベクトルの長さによって表した大きさを持
つ速度方向を向くベクトルとして示す。図９では、バル
ク運動を補正する前、図１０ではバルク運動を補正した
後が示されている。
【００２７】
【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。
【００２８】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信号又はベローからの呼吸信号の
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信号又はベローからの呼吸信号の
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。
【００２９】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
ば頭部コイル又は表面コイル）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
ば頭部コイル又は表面コイル）を使う事が出来るように
する。
【００３０】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
タの配列全体がメモリ・モジュール１６０内に収集され
ると、配列プロセッサ１６１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１
０７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１００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１
０６によって更に処理して、オペレータ・コンソール１
００へ送り、表示装置１０４で表示する事が出来る。
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
タの配列全体がメモリ・モジュール１６０内に収集され
ると、配列プロセッサ１６１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１
０７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１００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１
０６によって更に処理して、オペレータ・コンソール１
００へ送り、表示装置１０４で表示する事が出来る。
【００３１】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、９２
２、７３６号を参照されたい。図１のＮＭＲ装置は、所
望の速度画像を再生するのに十分なＮＭＲデータを集め
るための一連のパルス順序を実施する。特に図２ににつ
いて説明すると、最初のパルス順序は、Ｇzスライス選
択勾配パルス３０１の存在の下に被検体に印加される選
択性ＲＦ励振パルス３００を用いる。励振パルス３００
は好ましい値が１５°であるフリップ角度αを有する。
励振パルス３００から時間ＴＥ後に発生されるＮＭＲ信
号３０３を、スライス選択勾配パルス３０１によって生
じる移相に対して補償するため、並びにＮＭＲ信号３０
３をｚ軸に沿った速度に対して不感にするため、米国特
許第４、７３１、５８３号に記載されているように、Ｇ
z勾配コイルによって、負のＧz勾配パルス３０４とそれ
に続く正の勾配パルス３０５が発生される。例えば、１
つの解決策は、パルス３０１と同じ幅であるが、符号が
反対のパルス３０４を使い、パルス３０５をパルス３０
１の半分の幅にするが同じ高さにする事である。パルス
３０４及び３０５がｚ軸に沿った速度を補償するが、当
業者には、運動の加速度並びに更に高次の運動を補償す
るための更に複雑な勾配波形も周知である。
は、米国特許第４、９５２、８７７号及び同第４、９２
２、７３６号を参照されたい。図１のＮＭＲ装置は、所
望の速度画像を再生するのに十分なＮＭＲデータを集め
るための一連のパルス順序を実施する。特に図２ににつ
いて説明すると、最初のパルス順序は、Ｇzスライス選
択勾配パルス３０１の存在の下に被検体に印加される選
択性ＲＦ励振パルス３００を用いる。励振パルス３００
は好ましい値が１５°であるフリップ角度αを有する。
励振パルス３００から時間ＴＥ後に発生されるＮＭＲ信
号３０３を、スライス選択勾配パルス３０１によって生
じる移相に対して補償するため、並びにＮＭＲ信号３０
３をｚ軸に沿った速度に対して不感にするため、米国特
許第４、７３１、５８３号に記載されているように、Ｇ
z勾配コイルによって、負のＧz勾配パルス３０４とそれ
に続く正の勾配パルス３０５が発生される。例えば、１
つの解決策は、パルス３０１と同じ幅であるが、符号が
反対のパルス３０４を使い、パルス３０５をパルス３０
１の半分の幅にするが同じ高さにする事である。パルス
３０４及び３０５がｚ軸に沿った速度を補償するが、当
業者には、運動の加速度並びに更に高次の運動を補償す
るための更に複雑な勾配波形も周知である。
【００３２】ＮＭＲ信号３０３を位置符号化するため、
ＲＦ励振パルス３００を印加して間もなく、被検体に対
して位相符号化Ｇy勾配パルス３０６を印加する。周知
のように、完全な走査は一連のこういうパルス順序で構
成されていて、Ｇy位相符号化パルスの値は、例えば２
５６個の一連の離散的な位相符号化の値を歩進して、Ｎ
ＭＲ信号を発生するスピンの位置をｙ軸に沿って局在化
する。ｘ軸に沿った位置がＧx勾配パルス３０７によっ
て定められ、このパルス３０７は、ＮＭＲ勾配エコー信
号３０３が収集される時に発生され、それがＮＭＲ信号
３０３を周波数符号化する。 Ｇy位相符号化勾配パルス
３０６と異なり、Ｇx 読出し勾配パルス３０７は、走査
全体に亘って、一定の値にとどまる。勾配エコー３０３
を発生すると共に、それをｘ方向に沿った速度に対して
不感にするため、米国特許４、７３１、５８３号に記載
されているように、勾配パルス３０８、３０９が勾配パ
ルス３０７に先行する。
ＲＦ励振パルス３００を印加して間もなく、被検体に対
して位相符号化Ｇy勾配パルス３０６を印加する。周知
のように、完全な走査は一連のこういうパルス順序で構
成されていて、Ｇy位相符号化パルスの値は、例えば２
５６個の一連の離散的な位相符号化の値を歩進して、Ｎ
ＭＲ信号を発生するスピンの位置をｙ軸に沿って局在化
する。ｘ軸に沿った位置がＧx勾配パルス３０７によっ
て定められ、このパルス３０７は、ＮＭＲ勾配エコー信
号３０３が収集される時に発生され、それがＮＭＲ信号
３０３を周波数符号化する。 Ｇy位相符号化勾配パルス
３０６と異なり、Ｇx 読出し勾配パルス３０７は、走査
全体に亘って、一定の値にとどまる。勾配エコー３０３
を発生すると共に、それをｘ方向に沿った速度に対して
不感にするため、米国特許４、７３１、５８３号に記載
されているように、勾配パルス３０８、３０９が勾配パ
ルス３０７に先行する。
【００３３】ＮＭＲ信号３０３が装置のトランシーバ１
２２によって収集され、一列の２５６個の複素数にディ
ジタル化され、これらの複素数が主コンピュータ１０１
のメモリに記憶される。Ｇy位相符号化勾配の各々の値
に対し、ＮＭＲ信号３０３が発生され、収集され、ディ
ジタル化されて、別の一列の２５６個の複素数として記
憶される。従って、走査が完了した時、コンピュータ１
０１には、２次元（２５６×２５６）マトリクスの複素
数が記憶される。流れを増感する勾配が印加されていな
い時に発生されるこれらのＮＭＲ信号をフーリエ変換し
て普通のＮＭＲ画像に変換する事が出来る。これらの流
れに対して補償された信号から発生される画像データを
この明細書では基準画像データと呼ぶ。
２２によって収集され、一列の２５６個の複素数にディ
ジタル化され、これらの複素数が主コンピュータ１０１
のメモリに記憶される。Ｇy位相符号化勾配の各々の値
に対し、ＮＭＲ信号３０３が発生され、収集され、ディ
ジタル化されて、別の一列の２５６個の複素数として記
憶される。従って、走査が完了した時、コンピュータ１
０１には、２次元（２５６×２５６）マトリクスの複素
数が記憶される。流れを増感する勾配が印加されていな
い時に発生されるこれらのＮＭＲ信号をフーリエ変換し
て普通のＮＭＲ画像に変換する事が出来る。これらの流
れに対して補償された信号から発生される画像データを
この明細書では基準画像データと呼ぶ。
【００３４】この発明を実施するのに必要なデータを収
集するためには、更に２つの測定サイクルが実施され
る。これらの測定サイクルは図２のパルス順序を用いる
が、１つの重要な違いがある。これらの測定サイクル
は、平面内の２つの垂直な軸線に沿った速度に対してＮ
ＭＲ信号３０３を増感する動き符号化磁界勾配を含む。
これらの動き符号化磁界勾配は、図２のパルス順序で位
置符号化勾配Ｇx、Ｇy及びＧyを発生するのと同じコイ
ルによって発生される。画像平面がｚ軸に対して垂直で
ある軸方向走査の簡単な場合、１回の測定をｘ軸に沿っ
た動き符号化を用いて行い、２回目の測定はｙ軸に沿っ
た動き符号化を用いて行う。画像が斜めの平面内を向い
ている更に一般的な場合には、これから図３について説
明するように、勾配の組合わせを印加する事により、動
き符号化を用いた２回の測定を行う。
集するためには、更に２つの測定サイクルが実施され
る。これらの測定サイクルは図２のパルス順序を用いる
が、１つの重要な違いがある。これらの測定サイクル
は、平面内の２つの垂直な軸線に沿った速度に対してＮ
ＭＲ信号３０３を増感する動き符号化磁界勾配を含む。
これらの動き符号化磁界勾配は、図２のパルス順序で位
置符号化勾配Ｇx、Ｇy及びＧyを発生するのと同じコイ
ルによって発生される。画像平面がｚ軸に対して垂直で
ある軸方向走査の簡単な場合、１回の測定をｘ軸に沿っ
た動き符号化を用いて行い、２回目の測定はｙ軸に沿っ
た動き符号化を用いて行う。画像が斜めの平面内を向い
ている更に一般的な場合には、これから図３について説
明するように、勾配の組合わせを印加する事により、動
き符号化を用いた２回の測定を行う。
【００３５】図２のパルス順序を用いて基準測定が行わ
れた後、図３に示す追加の勾配パルス３１０−３１５を
用いて動き符号化を用いた測定を行う事が出来る。これ
らの追加の勾配パルス３１０−３１５が、図２の動き補
償勾配パルスに加えられ、それらが夫々ｘ、ｙ及びｚ軸
に沿って両極性の勾配を発生する。これらの両極性の勾
配パルス３１０／３１１、３１２／３１３及び３１４／
３１５が、ｘ、ｙ及びｚ軸に沿って動くスピンの速度に
対して、この後のＮＭＲ信号３０３を増感する。各々の
パルス３１０及び３１１の面積Ａxは同じであり、それ
らは時間ｔxだけ隔たっている。従って、第１モーメン
トの変化はΔＭｘ1＝ＡXｔxである。同様に、パルス３
１２及び３１３は、それぞれ面積Ａyを持ち、時間ｔyだ
け隔たっていて、第１モーメントの変化ΔＭｙ1＝Ａyｔ
yを生じる。パルス３１４及び３１５は同じ面積Ａzを持
ち、時間ｔzだけ隔たっている。それらが第１モーメン
トに変化ΔＭｚ1＝Ａzｔzを生じる。前に述べたよう
に、こういう第１モーメントの変化ΔＭｘ1、ΔＭｙ1及
びΔＭｚ1が速度感度を決定し、典型的にはそれが夫々
面積Ａx、Ａy及びＡzを調節する事によって制御され
る。
れた後、図３に示す追加の勾配パルス３１０−３１５を
用いて動き符号化を用いた測定を行う事が出来る。これ
らの追加の勾配パルス３１０−３１５が、図２の動き補
償勾配パルスに加えられ、それらが夫々ｘ、ｙ及びｚ軸
に沿って両極性の勾配を発生する。これらの両極性の勾
配パルス３１０／３１１、３１２／３１３及び３１４／
３１５が、ｘ、ｙ及びｚ軸に沿って動くスピンの速度に
対して、この後のＮＭＲ信号３０３を増感する。各々の
パルス３１０及び３１１の面積Ａxは同じであり、それ
らは時間ｔxだけ隔たっている。従って、第１モーメン
トの変化はΔＭｘ1＝ＡXｔxである。同様に、パルス３
１２及び３１３は、それぞれ面積Ａyを持ち、時間ｔyだ
け隔たっていて、第１モーメントの変化ΔＭｙ1＝Ａyｔ
yを生じる。パルス３１４及び３１５は同じ面積Ａzを持
ち、時間ｔzだけ隔たっている。それらが第１モーメン
トに変化ΔＭｚ1＝Ａzｔzを生じる。前に述べたよう
に、こういう第１モーメントの変化ΔＭｘ1、ΔＭｙ1及
びΔＭｚ1が速度感度を決定し、典型的にはそれが夫々
面積Ａx、Ａy及びＡzを調節する事によって制御され
る。
【００３６】必要なデータを収集するためにこの他の多
くのパルス順序を使う事が出来る事は当業者に明らかで
あろう。更に、各々の測定に対し、動き符号化勾配を発
生するのに多くの異なる方法がある。例えば、勾配パル
スは、図３に示すのとは違う形にする事が出来、或いは
それらを時間的にさらに離して、第１モーメントを増加
する事が出来、或いはそれらは時間的な持続時間が更に
まとまっていても良い。更に、１８０° ＲＦパルスを
用いるスピン・エコー順序を用いる事が出来、両極性勾
配パルスを使う代わりに、両方の速度符号化パルスは、
１８０°ＲＦパルスの両側で発生されていれば、同じ極
性を持っていても良い。
くのパルス順序を使う事が出来る事は当業者に明らかで
あろう。更に、各々の測定に対し、動き符号化勾配を発
生するのに多くの異なる方法がある。例えば、勾配パル
スは、図３に示すのとは違う形にする事が出来、或いは
それらを時間的にさらに離して、第１モーメントを増加
する事が出来、或いはそれらは時間的な持続時間が更に
まとまっていても良い。更に、１８０° ＲＦパルスを
用いるスピン・エコー順序を用いる事が出来、両極性勾
配パルスを使う代わりに、両方の速度符号化パルスは、
１８０°ＲＦパルスの両側で発生されていれば、同じ極
性を持っていても良い。
【００３７】流れ符号化パルス順序が、心臓を通るスラ
イスの遡及式心臓ゲート形セグメント分割形走査に用い
られる。セグメント当たり１つの図を求め、各々のセグ
メントで１つの基準を収集すると共に、１つは平面内の
直交する流れ符号化で収集する。セグメントは，ＥＣＧ
ゲート信号に対して収集して、心臓サイクルに亘る多数
の心臓の段階で、心臓を捕捉する。１５°のフリップ角
度、２１ ｍｓのＴＲ、６．７ ｍｓのＴＥ、及び３３
ｃｍの視野が好ましい。速度符号化用の第１モーメン
トは１０−１５ ｃｍ／ｓの範囲である。アダマール
（Ｈａｄａｍａｒｄ）ＲＦパルスを使って、画像平面の
両側でスピン磁化を飽和させ、これらの飽和帯は画像平
面から１２ ｍｍの所にあり、４０ ｍｍの幅を持つ。
イスの遡及式心臓ゲート形セグメント分割形走査に用い
られる。セグメント当たり１つの図を求め、各々のセグ
メントで１つの基準を収集すると共に、１つは平面内の
直交する流れ符号化で収集する。セグメントは，ＥＣＧ
ゲート信号に対して収集して、心臓サイクルに亘る多数
の心臓の段階で、心臓を捕捉する。１５°のフリップ角
度、２１ ｍｓのＴＲ、６．７ ｍｓのＴＥ、及び３３
ｃｍの視野が好ましい。速度符号化用の第１モーメン
トは１０−１５ ｃｍ／ｓの範囲である。アダマール
（Ｈａｄａｍａｒｄ）ＲＦパルスを使って、画像平面の
両側でスピン磁化を飽和させ、これらの飽和帯は画像平
面から１２ ｍｍの所にあり、４０ ｍｍの幅を持つ。
【００３８】走査の間に収集された流れ符号化データ及
び基準データを用いて２つの速度画像及び大きさ画像を
作る。速度画像は、２つの流れ符号化画像の各々の画素
で位相を計算し、その後対応する各々の画素で位相を減
算する事によって、周知の方法で作られる。大きさ画像
は、各々の画像の画素のところで、複素数の値の二乗の
和の平方根を計算する事により、普通の方法で基準画像
から作られる。
び基準データを用いて２つの速度画像及び大きさ画像を
作る。速度画像は、２つの流れ符号化画像の各々の画素
で位相を計算し、その後対応する各々の画素で位相を減
算する事によって、周知の方法で作られる。大きさ画像
は、各々の画像の画素のところで、複素数の値の二乗の
和の平方根を計算する事により、普通の方法で基準画像
から作られる。
【００３９】図４について具体的に説明すると、この発
明を実施する好ましい方法は、プロセス・ブロック２０
０に示すように、上に述べた速度画像及び大きさ画像を
収集して再構成する事から始まる。ここで説明する実施
例では、心臓の短軸画像を作り、ｘ及びｙ軸に沿って速
度符号化を実施する。プロセス・ブロック２０２に示す
次の工程は、大きさ画像を使って、左心室のマスクを作
る事である。これは、各々の大きさ画像の画素に対して
閾値試験を適用する事によって行われる。大きさが閾値
より大きければ、マスク内の対応する画素は“１”に設
定され、そうでなければ、画素は“０”に設定される。
こうして得られるマスクを手作業で編集する事により、
その品質を改善する事が出来る。
明を実施する好ましい方法は、プロセス・ブロック２０
０に示すように、上に述べた速度画像及び大きさ画像を
収集して再構成する事から始まる。ここで説明する実施
例では、心臓の短軸画像を作り、ｘ及びｙ軸に沿って速
度符号化を実施する。プロセス・ブロック２０２に示す
次の工程は、大きさ画像を使って、左心室のマスクを作
る事である。これは、各々の大きさ画像の画素に対して
閾値試験を適用する事によって行われる。大きさが閾値
より大きければ、マスク内の対応する画素は“１”に設
定され、そうでなければ、画素は“０”に設定される。
こうして得られるマスクを手作業で編集する事により、
その品質を改善する事が出来る。
【００４０】プロセス・ブロック２０４で示す次の工程
は、２つの速度画像に対してマスクを適用する事であ
る。速度画像にあって、“０”に設定されたマスク画素
に対応する画像の画素もゼロに設定される。こうしてマ
スクされた速度画像は、左心室心筋内の画素の場所にお
ける速度ｖx及びｖyを示す。これらの画像を組合わせて
各々の画素の速度をベクトルで示した単一の画像にした
場合、その画像は図９に示すように見える。この画像
は、心臓の並進運動、心臓の回転並びに心臓の収縮運動
による速度成分を含んでいる。
は、２つの速度画像に対してマスクを適用する事であ
る。速度画像にあって、“０”に設定されたマスク画素
に対応する画像の画素もゼロに設定される。こうしてマ
スクされた速度画像は、左心室心筋内の画素の場所にお
ける速度ｖx及びｖyを示す。これらの画像を組合わせて
各々の画素の速度をベクトルで示した単一の画像にした
場合、その画像は図９に示すように見える。この画像
は、心臓の並進運動、心臓の回転並びに心臓の収縮運動
による速度成分を含んでいる。
【００４１】プロセス・ブロック２０６及び２０７で示
すように、次の工程は、マスクされた速度画像内の剛体
運動成分を計算し、これらの成分を減算する事である。
マスク画像を使って、作像した左心室の質量中心を前掲
の式（１）及び（２）で示すように計算する。次の工程
は剛体運動を補償する事である。ｖx画像内の速度の値
を、質量中心から測ったそれらのｙ座標の関数として描
くと、図５に示す値の分布が出来る。線２０８がこれら
の値に対して最もよく当てはまるとすると、線２０８の
勾配が、ｚ軸の周りの角回転ωzを示しており、この線
の交点が、式（４）及び（５）で定義した剛体の並進並
びに平面を通る回転Ａ1を示す。ｖyの値について、質量
中心から測った、ｘ軸に沿ったそれらの位置の関数とし
ての同じグラフにより、同じ情報が得られる。図６に示
すように、線２１０がこれらの値に当てはめられ、その
勾配が−ωzを示し、その交点が式（４）及び（５）の
Ａ2を示す。こうして計算された２つの角速度ωz及びＡ
1及びＡ2の値の平均を使って、式（５）から−ｖx（変
形）及び−ｖy（変形）画像が計算される。これらの２
つの変形速度画像のグラフが図７及び８に示されてい
る。
すように、次の工程は、マスクされた速度画像内の剛体
運動成分を計算し、これらの成分を減算する事である。
マスク画像を使って、作像した左心室の質量中心を前掲
の式（１）及び（２）で示すように計算する。次の工程
は剛体運動を補償する事である。ｖx画像内の速度の値
を、質量中心から測ったそれらのｙ座標の関数として描
くと、図５に示す値の分布が出来る。線２０８がこれら
の値に対して最もよく当てはまるとすると、線２０８の
勾配が、ｚ軸の周りの角回転ωzを示しており、この線
の交点が、式（４）及び（５）で定義した剛体の並進並
びに平面を通る回転Ａ1を示す。ｖyの値について、質量
中心から測った、ｘ軸に沿ったそれらの位置の関数とし
ての同じグラフにより、同じ情報が得られる。図６に示
すように、線２１０がこれらの値に当てはめられ、その
勾配が−ωzを示し、その交点が式（４）及び（５）の
Ａ2を示す。こうして計算された２つの角速度ωz及びＡ
1及びＡ2の値の平均を使って、式（５）から−ｖx（変
形）及び−ｖy（変形）画像が計算される。これらの２
つの変形速度画像のグラフが図７及び８に示されてい
る。
【００４２】最後の工程は、２つの変形速度画像ｖ
x（変形）及びｖy（変形）を組合わせる事である。これ
は２つの画像のベクトル加算であり、各々の画像の画素
における変形速度ｖ（変形）の大きさと方向を持ってい
る。変形速度画像の一例が図１０に示されており、これ
を図９に示した全速度画像と比較する事が出来る。この
発明に従って心筋ＭＲ速度データを処理する事は、実質
的に速度情報を磁石の基準フレームから心臓の基準フレ
ームに変換する事である。心臓の大まかな動きに寄与す
る多くの外部の因子が除かれ、局部的な心筋機能の直接
的な評価が出来る。この種の定量的な局部機能は、これ
に限らないが、次に述べるものを含めて広い範囲の臨床
上の問題に用いる事が出来る。
x（変形）及びｖy（変形）を組合わせる事である。これ
は２つの画像のベクトル加算であり、各々の画像の画素
における変形速度ｖ（変形）の大きさと方向を持ってい
る。変形速度画像の一例が図１０に示されており、これ
を図９に示した全速度画像と比較する事が出来る。この
発明に従って心筋ＭＲ速度データを処理する事は、実質
的に速度情報を磁石の基準フレームから心臓の基準フレ
ームに変換する事である。心臓の大まかな動きに寄与す
る多くの外部の因子が除かれ、局部的な心筋機能の直接
的な評価が出来る。この種の定量的な局部機能は、これ
に限らないが、次に述べるものを含めて広い範囲の臨床
上の問題に用いる事が出来る。
【００４３】１）冠動脈疾患（ＣＡＤ）を持つ患者の収
縮期の局部機能の評価。 ２）ストレス試験の際のＣＡＤの検出。 ３）ＣＡＤを持つ患者の拡張期の局部機能の評価。 ４）血管成形術、冠動脈バイパス手術、血栓療法又はそ
の他の医学的な療法のような療法に対する応答の評価。
縮期の局部機能の評価。 ２）ストレス試験の際のＣＡＤの検出。 ３）ＣＡＤを持つ患者の拡張期の局部機能の評価。 ４）血管成形術、冠動脈バイパス手術、血栓療法又はそ
の他の医学的な療法のような療法に対する応答の評価。
【００４４】５）これに限らないが、ウルフ・パーキン
ソン・ホワイト症候群、他の形のブロック及びその他の
異常な賦活パターンを含めて、電気的な賦活の異常なパ
ターンの検出。 ６）ペースメーカー療法に関連する機械的な賦活パター
ンの評価及び最適化。 ７）これに限らないが、肥大心筋症、肥大閉塞心筋症、
拘束性心筋症、狭窄性心筋症、拡張性心筋症、トリパノ
ゾーマ感染症を含む心筋症を持つ患者における局部心筋
機能の評価。
ソン・ホワイト症候群、他の形のブロック及びその他の
異常な賦活パターンを含めて、電気的な賦活の異常なパ
ターンの検出。 ６）ペースメーカー療法に関連する機械的な賦活パター
ンの評価及び最適化。 ７）これに限らないが、肥大心筋症、肥大閉塞心筋症、
拘束性心筋症、狭窄性心筋症、拡張性心筋症、トリパノ
ゾーマ感染症を含む心筋症を持つ患者における局部心筋
機能の評価。
【００４５】８）心筋梗塞後の左心室再モデル化の予
測。 ９）冬眠性または昏倒性心筋による梗塞の区別。 １０）組織排除を検出するための心臓移植後の患者のフ
ォローアップ。 １１）充血性心臓麻痺に対する療法の最適化。
測。 ９）冬眠性または昏倒性心筋による梗塞の区別。 １０）組織排除を検出するための心臓移植後の患者のフ
ォローアップ。 １１）充血性心臓麻痺に対する療法の最適化。
【図１】この発明を用いたＭＲＩ装置のブロック図。
【図２】この発明を実施するために使われる好ましいパ
ルス順序のグラフ。
ルス順序のグラフ。
【図３】この発明の好ましい実施例を実施するために図
２のパルス順序に追加される流れ符号化勾配のグラフ。
２のパルス順序に追加される流れ符号化勾配のグラフ。
【図４】この発明の好ましい実施例を実行するために、
図１のＭＲＩ装置によって行われる工程のフローチャー
ト。
図１のＭＲＩ装置によって行われる工程のフローチャー
ト。
【図５】変形の他にバルクの運動を起こすシミュレーシ
ョンの心臓のグラフ。
ョンの心臓のグラフ。
【図６】変形の他にバルクの運動を起こすシミュレーシ
ョンの心臓のグラフ。
ョンの心臓のグラフ。
【図７】変形の他にバルクの運動を起こすシミュレーシ
ョンの心臓のグラフ。
ョンの心臓のグラフ。
【図８】変形の他にバルクの運動を起こすシミュレーシ
ョンの心臓のグラフ。
ョンの心臓のグラフ。
【図９】シミュレーションの心臓を通るスライス内の速
度を示すグラフ。
度を示すグラフ。
【図１０】シミュレーションの心臓を通るスライス内の
速度を示すグラフ。
速度を示すグラフ。
───────────────────────────────────────────────────── 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 カール・クリフォード・ゲイサー，ザ・サ ード アメリカ合衆国、メリーランド州、ローレ ル、サウス・ローレル・ドライブ・ナンバ ー４ディー、11698番 (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、エーピーティー・101、ウッドモン ト・アヴェニュー、7500番
Claims (7)
- 【請求項１】 動く器官の変形を示す画像をＭＲＩ装置
を用いて発生する方法に於て、速度符号化勾配を用いる
パルス順序を使って、ＭＲＩ装置を用いて、器官の速度
画像データを収集し、収集された速度画像データから速
度画像を再構成し、ＭＲＩ装置を用いて収集されたデー
タを使って、器官の剛体運動を計算し、前記速度画像か
ら剛体運動を減算する事により器官の変形を示す画像を
発生する工程を含む方法。 - 【請求項２】 大きさ画像を再構成するための器官のＮ
ＭＲ画像データを収集し、空間的な範囲を表すマスクを
大きさ画像から発生し、該マスクを前記速度画像と組合
わせて、前記器官ではない構造を前記速度画像から除く
工程を含む請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 速度画像が器官を通る画像平面内の運動
を描いており、前記パルス順序の速度符号化勾配が、平
面内の直交する２軸に沿って向けられている請求項１記
載の方法。 - 【請求項４】 速度画像が前記２軸に夫々沿った速度を
表す２成分を含み、剛体運動が２つの速度成分から計算
される請求項３記載の方法。 - 【請求項５】 前記剛体運動が、器官のバルクの並進運
動を表す計算による並進運動成分と、軸線の周りでのバ
ルクの回転運動を表す計算による回転運動成分とで構成
されている請求項１記載の方法。 - 【請求項６】 器官が人間の心臓であり、速度画像が左
心室を通る平面内の速度を表す請求項１記載の方法。 - 【請求項７】 パルス順序が、一連の心臓サイクルの
間、各々の前記心臓サイクル内の心臓の選ばれた段階で
実施される請求項６記載の方法。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US4389097P | 1997-04-11 | 1997-04-11 | |
| US60/043890 | 1997-04-11 | ||
| US08/937725 | 1997-04-11 | ||
| US08/937,725 US6031374A (en) | 1997-04-11 | 1997-09-25 | Method for extracting deformations from velocity-encoded magnetic resonance images of the heart |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11321A true JPH11321A (ja) | 1999-01-06 |
Family
ID=26720937
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10095107A Withdrawn JPH11321A (ja) | 1997-04-11 | 1998-04-08 | 速度符号化核磁気共鳴画像から変形を示す画像を発生する方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6031374A (ja) |
| JP (1) | JPH11321A (ja) |
| DE (1) | DE19813733A1 (ja) |
| IL (1) | IL123784A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003506174A (ja) * | 1999-08-05 | 2003-02-18 | アメリカ合衆国 | 磁気共鳴映像法において位相ラベル付けにより目標の内部の運動および全体的な運動の写像を得る方法および装置 |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU7837898A (en) * | 1997-06-12 | 1998-12-30 | Johns Hopkins University School Of Medicine, The | Method for measuring myocardial motion and the like |
| US6236738B1 (en) * | 1998-04-09 | 2001-05-22 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Spatiotemporal finite element method for motion analysis with velocity data |
| DE19853964C1 (de) * | 1998-11-23 | 2000-05-18 | Siemens Ag | Verfahren zur Aufnahme von Röntgenbildern eines sich im wesentlichen rythmisch bewegenden Gefäßes oder Organs sowie Röntgenanlage zur Durchführung des Verfahrens |
| US6188922B1 (en) * | 1999-01-08 | 2001-02-13 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Phase contrast imaging using interleaved projection data |
| US6114852A (en) * | 1999-01-23 | 2000-09-05 | General Electric Company | Method employing point source to determine motion induced errors in MR imaging |
| US6352507B1 (en) * | 1999-08-23 | 2002-03-05 | G.E. Vingmed Ultrasound As | Method and apparatus for providing real-time calculation and display of tissue deformation in ultrasound imaging |
| US6771803B1 (en) * | 2000-11-22 | 2004-08-03 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for fitting a smooth boundary to segmentation masks |
| US6473488B2 (en) | 2000-12-20 | 2002-10-29 | Cedara Software Corp. | Three dimensional image reconstruction from single plane X-ray fluorograms |
| US6470070B2 (en) | 2000-12-20 | 2002-10-22 | Cedara Software Corp. | Image reconstruction using multiple X-ray projections |
| EP1225545A1 (fr) * | 2001-01-23 | 2002-07-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Procédé de traitement d'images permettant de suivre la déformation d'un organe dans le temps |
| GB0122405D0 (en) * | 2001-09-17 | 2001-11-07 | Royal Brompton & Harefield Nhs | Magnetic resonance imaging |
| EP1444530B1 (en) * | 2001-11-12 | 2008-08-13 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Three-dimensional phase contrast magnetic resonance imaging using interleaved projection-reconstruction data |
| US7561909B1 (en) | 2002-09-16 | 2009-07-14 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | MRI navigator methods and systems |
| US7993285B2 (en) * | 2002-11-05 | 2011-08-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device having flexible distal tip |
| DE10256209B4 (de) * | 2002-12-02 | 2007-06-21 | Siemens Ag | Verfahren zur automatischen Bestimmung des tatsächlichen Geschwindigkeitsintervalls eines fließenden Mediums bei Flussmessungen in der Magnetresonanz-Tomographie sowie Kernspintomographiegerät und Computersoftwareprodukt |
| DE102004044698A1 (de) * | 2004-09-15 | 2006-03-30 | Siemens Ag | Verfahren zur Beseitigung von Ringartefakten aus mit einem Computertomographiegerät erzeugten Schichtbildern |
| US7457655B2 (en) * | 2004-10-08 | 2008-11-25 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Motion correction of magnetic resonance images using moments of spatial projections |
| US7813537B2 (en) * | 2006-05-15 | 2010-10-12 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Motion-guided segmentation for cine DENSE images |
| WO2008050223A2 (en) * | 2006-10-25 | 2008-05-02 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Method and system for automatic analysis of blood vessel structures and pathologies |
| US7940977B2 (en) * | 2006-10-25 | 2011-05-10 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Method and system for automatic analysis of blood vessel structures to identify calcium or soft plaque pathologies |
| US7983459B2 (en) * | 2006-10-25 | 2011-07-19 | Rcadia Medical Imaging Ltd. | Creating a blood vessel tree from imaging data |
| US7940970B2 (en) * | 2006-10-25 | 2011-05-10 | Rcadia Medical Imaging, Ltd | Method and system for automatic quality control used in computerized analysis of CT angiography |
| US8271070B2 (en) * | 2007-10-04 | 2012-09-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for monitoring myocardial wall thickness |
| US8320647B2 (en) * | 2007-11-20 | 2012-11-27 | Olea Medical | Method and system for processing multiple series of biological images obtained from a patient |
| US8478012B2 (en) * | 2009-09-14 | 2013-07-02 | General Electric Company | Methods, apparatus and articles of manufacture to process cardiac images to detect heart motion abnormalities |
| US9585568B2 (en) * | 2011-09-11 | 2017-03-07 | Steven D. Wolff | Noninvasive methods for determining the pressure gradient across a heart valve without using velocity data at the valve orifice |
| US9014781B2 (en) | 2012-04-19 | 2015-04-21 | General Electric Company | Systems and methods for magnetic resonance angiography |
| DE102014209803B4 (de) | 2014-05-22 | 2016-03-03 | Siemens Aktiengesellschaft | 4D-Geschwindigkeitsprofil-Bildaufnahme mit einer Magnetresonanzanlage |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5408180A (en) * | 1993-08-13 | 1995-04-18 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Measurement of flow using a complex difference method of magnetic resonance imaging |
| US5825186A (en) * | 1994-10-19 | 1998-10-20 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Method for producing stiffness-weighted MR images |
| US5592085A (en) * | 1994-10-19 | 1997-01-07 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | MR imaging of synchronous spin motion and strain waves |
| US5680862A (en) * | 1995-02-01 | 1997-10-28 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Iterative method of determining trajectory of a moving region in a moving material using velocity measurements in a fixed frame of reference |
-
1997
- 1997-09-25 US US08/937,725 patent/US6031374A/en not_active Expired - Fee Related
-
1998
- 1998-03-23 IL IL12378498A patent/IL123784A/en active IP Right Grant
- 1998-03-27 DE DE19813733A patent/DE19813733A1/de not_active Withdrawn
- 1998-04-08 JP JP10095107A patent/JPH11321A/ja not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003506174A (ja) * | 1999-08-05 | 2003-02-18 | アメリカ合衆国 | 磁気共鳴映像法において位相ラベル付けにより目標の内部の運動および全体的な運動の写像を得る方法および装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| IL123784A0 (en) | 1998-10-30 |
| IL123784A (en) | 2001-05-20 |
| DE19813733A1 (de) | 1998-10-15 |
| US6031374A (en) | 2000-02-29 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH11321A (ja) | 速度符号化核磁気共鳴画像から変形を示す画像を発生する方法 | |
| US6198959B1 (en) | Coronary magnetic resonance angiography using motion matched acquisition | |
| Scott et al. | Motion in cardiovascular MR imaging | |
| JP3118278B2 (ja) | 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 | |
| JP5123191B2 (ja) | 高度に限定された画像再構成法を使用する拡散テンソル・イメージング | |
| US6704593B2 (en) | Realtime MR scan prescription using physiological information | |
| US7511494B2 (en) | Method for measuring the microarchitecture of complex tissue with MRI | |
| JP5193447B2 (ja) | セグメント分割マルチショット放射方向ファンビーム・エンコード順序でｍｒデータを収集するための装置 | |
| JP5572151B2 (ja) | 有限媒質モデルを用いた核磁気共鳴弾性率計測インバージョン法 | |
| JP6388877B2 (ja) | 有害な心臓状態を有する被験者の改善された心臓イメージングのためのシステムおよび方法 | |
| US20100261993A1 (en) | Stem and method for acquiring mri data from bone and soft tissues | |
| US20090281415A1 (en) | Method for quantitatively mapping myocardial contractile function with magnetic resonance based multiparametric strain analysis | |
| KR20130118815A (ko) | 검사 구역에서 공간적으로 분해된 자기 공명 완화 파라미터들의 신속한 결정을 위한 방법 | |
| McVeigh | Regional myocardial function | |
| US8315450B2 (en) | Method and system for display of medical image data | |
| US6259940B1 (en) | Method of performing magnetic resonance angiography using two-dimensional imaging and de-rated gradients | |
| JPWO2014185521A1 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム | |
| US8112145B2 (en) | MRI method for assessing myocardial viability | |
| JP2002301044A (ja) | 磁気共鳴画像診断装置 | |
| US11163029B2 (en) | MRI system with improved navigator | |
| US7738943B2 (en) | System and method for identifying periodic motion complexes for MR imaging triggering | |
| US8952693B2 (en) | Method for principal frequency magnetic resonance elastography inversion | |
| Simpson | Development of a high temporal resolution spiral 3D phase velocity mapping technique for analysis of regional myocardial mechanics |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050405 |
|
| A761 | Written withdrawal of application |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A761 Effective date: 20070613 |