(57)【要約】【課題】信頼性をもって障害なしに機能する磁気共鳴装置の測定シーケンスのトリガ方法を提供する。【解決手段】  患者の心電図信号が２つのチャネルを介して検出される磁気共鳴装置の測定シーケンスの心電図トリガ方法において、少なくとも１つのチャネルのディジタル信号処理された心電図信号が閾値を上回り、かつ同時に両チャネルにおける心電図信号の微分係数または心電図信号の微分係数絶対値が定められた間隔内にあるとき、測定シーケンスの心電図トリガが行なわれる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の心電図信号が２つのチャネルを介して検出される磁気共鳴装置の測定シーケンスの心電図トリガ方法において、
少なくとも１つのチャネルのディジタル信号処理された心電図信号が閾値を上回り、かつ同時に両チャネルにおける心電図信号の微分係数または心電図信号の微分係数絶対値が定められた間隔内にあるとき、測定シーケンスのトリガが行なわれることを特徴とする磁気共鳴装置の測定シーケンスの心電図トリガ方法。
【請求項２】
心電図信号のディジタル信号処理は、低域通過フィルタリングステップ、微分係数絶対値関数の計算ステップおよび補間器による閾値計算ステップの内の少なくとも１つのステップを含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
微分係数絶対値関数が心電図信号の第１または第２の微分係数またはその組み合わせに基づいて形成されることを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項４】
両チャネルについてそれぞれ、間隔を定めるための下限値および上限値が決定されることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
【請求項５】
心電図信号の検出時に障害が全く発生しないかまたは無視し得るほどしか発生しない期間に、間隔を定める限界値が学習段階で求められることを特徴とする請求項４記載の方法。
【請求項６】
患者が学習段階の期間中に磁気共鳴装置の患者用トンネルの内または外に存在することを特徴とする請求項５記載の方法。
【請求項７】
限界値が磁気共鳴検査および／または爾後の磁気共鳴検査の前に新たに決定され、個々のまたは全ての限界値および／またはその他のパラメータが更新され、患者が患者用トンネル内に存在することを特徴とする請求項５記載の方法。
【請求項８】
トリガは心電図信号のＲ波の発生時に行なわれることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。
【請求項９】
請求項１乃至８の１つに記載の方法を実施するように構成されていることを特徴とする磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者の心電図（ＥＣＧ）信号が２つのチャネルを介して検出される磁気共鳴装置の測定シーケンスの心電図トリガ方法および磁気共鳴装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴断層撮影（ＭＲ）に関しては、ＭＲ測定シーケンスのトリガを患者の心拍動に同期させるために、患者の心電図信号を検出することが必要である。同様に、ＭＲ検査において検出された心電図信号によって現在の心時相に関する情報が得られる。心電図信号と測定シーケンスのトリガつまり始動とが同期化されない場合、ＭＲ画像がモーションアーチファクトを含むおそれがある。
【０００３】
実際には心電図信号の検出は困難をともなう。というのは、ＭＲシーケンスにおいて作用する電磁場が大規模に障害的に心電図電子装置に影響し、それによって心時相の信頼性のある決定が妨げられるからである。心電図電子装置へのこの望ましくない影響のほかに、高い磁束密度の場合には、心拍動のＴ波の過上昇をもたらすいわゆる磁気流体効果が発生する。心周期の種々の時相は心電図においてアルファベットの文字で例えば順序Ｐ−Ｑ−Ｒ−Ｓ−Ｔによって表される。この場合にＲ波は最大の振れを示す。Ｒ波は、トリガの基準点であり、従って信頼できるように決定されなければならない。
【０００４】
磁気共鳴装置の測定シーケンスの心電図トリガ方法は知られている。この公知の技術においては、患者の心電図信号が唯一のチャネルを介して検出される（例えば、特許文献１参照）。
【０００５】
座標系におけるベクトル表示が導き出される２つの心電図チャネルの検出が既に提案されている（例えば、特許文献２参照）。この表示から心周期のＲ波が取出される。しかしながら、この方法が十分な信頼性を有するかどうかは不確かである。なぜならば、このベクトル投影は多くの影響因子に依存し、例えば患者が呼吸を止めると変化する。
【特許文献１】米国特許第６０７００９７号明細書
【特許文献２】国際公開第９９／０４６８８号パンフレット
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
従って、本発明の課題は、信頼性をもって障害なしに機能する磁気共鳴装置の測定シーケンスのトリガ方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
この課題の解決のために、冒頭に述べた如き方法において、本発明によれば、少なくとも１つのチャネルのディジタル信号処理された心電図信号が閾値を上回り、かつ同時に両チャネルにおける心電図信号の微分係数または心電図信号の微分係数絶対値が定められた間隔内にあるとき、測定シーケンスのトリガが行なわれる。
【０００８】
本発明による方法において、磁気共鳴装置の測定シーケンスのトリガすなわち始動は、複数の条件が同時に満足されたときにのみ行なわれる。本発明によれば、心電図信号の２つのチャネルが別々に評価される。トリガは少なくとも１つのチャネルにおいて定められた閾値が上回られたときにのみ行なわれる。他の基準として心電図信号の微分係数またはその絶対値が定められた間隔内または値範囲内に存在しなければならないことが利用される。この条件が両チャネルについて満たされたときのみ、測定シーケンスのトリガが行なわれる。
【０００９】
本発明によれば、遅れ時間を最小にするために、基準決定が並行して行なわれる。本発明によれば、他の基準のための基準決定の並行抽出をほぼ任意に拡張することができる。この場合にトリガは特別な基準重み付けの結果である。
【００１０】
本発明によれば、心電図信号処理は、ＭＲ特有の障害に合わせられた低域通過フィルタリングステップ、微分係数絶対値関数の計算ステップおよび補間器による閾値計算ステップの内の少なくとも１つのステップを含む。微分係数絶対値関数は心電図信号の第１または第２の微分係数またはその組み合わせに基づいて形成することができる。
【００１１】
本発明による方法においては、両チャネルについてそれぞれ間隔を定める下限値および上限値が決定される。方法の特に高い信頼性は、心電図信号の検出時に障害が全く発生しないかまたは無視し得るほどしか発生しない期間中に、間隔を定める限界値が学習段階で求められる。患者が学習段階の期間中に磁気共鳴装置の患者用トンネルの外に存在すると特に有利である。なぜならば、信号検出がこの場合には磁気共鳴装置の磁石によって影響を及ぼされないからである。爾後の磁気共鳴検査の前に継続的な学習段階が実施されるならば、なおも高い信頼性を得ることができる。これは患者用トンネル内でも行なうことができる。それによって、例えば薬剤の投与によってひき起こされ得る中間の時間に生じる変化を補償することができる。
【００１２】
それに加えて本発明は磁気共鳴装置に関する。本発明による磁気共鳴装置は上述の方法を実施するように構成されている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
図を参照しながら実施例に基づいて本発明の他の利点および詳細を説明する。
図１は本発明による方法の学習段階の概略図を示し、
図２は本発明による方法の概略図を示す。
【００１４】
図１に示されているように、心電図チャネル１，２を介してディジタル入力データが受信される。チャネル１は誘導Ｉに対応し、チャネル２は誘導ａＶＦに対応する。図１に示されている初期の学習段階は本来の磁気共鳴測定の前に行なわれ、患者は患者用トンネルの外側に存在する。それによって、信号検出が患者用トンネル内部における磁場または電場によって邪魔されないことが保証される。学習段階では、心電図信号のＲ波のための限界値が決定される。つまり、下限値および上限値はＲ波についての許容値範囲を決定する間隔を定める。
【００１５】
図１に示されているように、信号は微分係数または微分係数絶対値を形成する微分係数形成器３に導かれる。下側の分岐においては、磁気共鳴装置に発生する障害に合わせられている低域通過フィルタ４が動作する。これに続いて微分係数絶対値関数が微分係数絶対値形成器５において形成される。信号の第１または第２の微分係数またはその組み合わせを使用することができる。補間器により閾値形成器６において閾値が決定され、閾値が微分係数絶対値形成器５の出力値と比較器７において比較される。このようにして微分係数の最大値および最小値が求められ、ステップ８において記憶される。最大値および最小値は許容値の間隔のための限界値である。微分係数値の最大値もしくは微分係数絶対値の最大値は急勾配の勾配異常を持つＲ波を制限する。下限値によって、心周期の少ない急勾配のＴ波での誤トリガが回避される。方法内において他のアルゴリズムのモジュールが組み込み可能であり、それらのモジュールから他のトリガ基準または制限基準がもたらされる。
【００１６】
初期の学習段階で求められた間隔の限界値は、その学習段階に続いて実施されるＭＲ検査の際に考慮される。限界値またはその一部は、必要に応じて、患者用トンネル内での継続的な学習段階で調整または更新される。
【００１７】
第２のチャネル２のためのディジタル信号処理は第１のチャネルのためのディジタル信号処理と同様に行われる。信号は、第２のチャネルのための上限値および下限値を得るために、同様に２つに分離された分岐において処理される。
【００１８】
図２は能動段階におけるトリガルゴリズムを概略的に示す。
【００１９】
第１のチャネル１の入力データが上側の分岐において低域通過フィルタ９に達し、それに続いて微分係数絶対値形成器１０に達する。微分係数絶対値形成器１０によって求められた値が比較器１１において閾値形成器１２から供給された閾値と比較される。このディジタル信号処理の経過は図１に示された学習段階のそれぞれの下側の分岐に対応する。
【００２０】
低域通過フィルタ１３、微分係数絶対値形成器１４、閾値形成器１５および比較器１６による同一の信号処理が第２のチャネル２の下側の分岐について行なわれる。
【００２１】
第１および第２のチャネル１，２のそれぞれの他方の分岐においては、それぞれの心電図信号の微分係数または微分係数絶対値を供給する微分係数形成器１７もしくは１８が使用される。引続いて両チャネルについて別々にステップ１９もしくは２０において、微分係数形成器１７，１８から供給された値が決定された間隔内にあるかどうかがチェックされる。この条件が満たされているためには、この値が、先の学習段階で求められた下限値と上限値との間に存在しなければならない。両分岐はＡＮＤ関数２１を介して結合され、すなわちチャネル１，２の微分係数がそれぞれの許容値範囲内にあるときのみ、先のステップへ進められる。
【００２２】
更に、図２から、第１のチャネルの上側分岐および第２のチャネルの下側分岐が互いに結合され、すなわち第１のチャネルの閾値または第２のチャネルの閾値または両閾値が超えられたときにトリガアルゴリズムが先へ進められる。ＡＮＤ結合２１の出力信号およびＯＲ結合２２の出力信号はＡＮＤ結合２３に導かれる。両条件が満たされているときのみトリガ２４が行なわれる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明による方法の学習段階の概略図
【図２】本発明による方法の概略図
【符号の説明】
【００２４】
１        チャネル
２        チャネル
３        微分係数形成器
４        低域通過フィルタ
５        微分係数絶対値形成器
６        閾値形成器
７        比較器
８        ステップ
９        低域通過フィルタ
１０        微分係数絶対値形成器
１１        比較器
１２        閾値形成器
１３        低域通過フィルタ
１４        微分係数絶対値形成器
１５        閾値形成器
１６        比較器
１７        微分係数形成器
１８        微分係数形成器
１９        ステップ
２０        ステップ
２１        ＡＮＤ関数
２２        ＯＲ関数
２３        ＡＮＤ結合
２４        トリガ
【図１】
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【図２】
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