(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
人体のＥＣＧデータを測定する手段と、
ＭＲ信号の測定を人体の周期的運動と同期させるためにＥＣＧデータから捕捉周期を決定する手段と、該捕捉周期中にＲＦ場及び傾斜磁場を含むＭＲシーケンスを発生する手段とを含み、該ＭＲシーケンスに亘って獲得されたＭＲ信号から人体の一部の画像を再構成する手段を更に含む、静磁場の中に配置された人体の一部を磁気共鳴（ＭＲ）によって撮像する装置であって、
上記ＥＣＧデータを測定する手段はベクトルカルジオグラムを測定する手段を含むことを特徴とする装置。
【請求項２】
上記ベクトルカルジオグラムを測定する手段は、直交する導線の組によって人体に複数の電極の配置を付けてベクトルカルジオグラムを測定することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項３】
上記複数の電極の配置は、補正された直交する導線の組を含むことを特徴とする請求項２記載の装置。
【請求項４】
上記ベクトルカルジオグラムの第１の弁別関数の第１の実際値を決定する手段を更に含み、上記捕捉周期は該第１の実際値及び第１の所定の基準関数から決定されることを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか１項記載の装置。
【請求項５】
基準ベクトルカルジオグラムを獲得する手段と、該基準ベクトルカルジオグラムから第１の弁別関数の基準値を決定する手段とを更に含み、上記捕捉周期は第１の実際値、基準値及び第２の所定の基準関数の組み合わせから決定されることを特徴とする請求項４記載の装置。
【請求項６】
上記ベクトルカルジオグラムの第２の弁別関数の第２の実際値を決定する手段を更に含み、上記捕捉周期は上記第１の実際値、該第２の実際値及び第２の所定の基準関数の組み合わせから決定されることを特徴とする請求項４記載の装置。
【請求項７】
上記捕捉周期は、第１の実際値、第２の実際値、基準値及び第３の所定の基準関数の組み合わせから決定されることを特徴とする請求項５及び６記載の装置。
【請求項８】
静磁場のアイソセンタに関して複数の電極から選択された１つの電極の方向を決定するために、
２つの直交する傾斜磁場を周期的に印加することによって回転磁場を発生する手段と、
磁場を回転させることによって選択された電極及び人体からなるコイルの中に誘導された方向信号を測定し、該測定された方向信号から上記選択された電極の静磁場のアイソセンタに関する方向を決定する手段とを更に有することを特徴とする請求項２乃至７のうちいずれか１項記載の装置。
【請求項９】
上記複数の電極から選択された電極の傾斜磁場の方向に沿った位置を決定するために、
傾斜磁場の方向に沿った位置から線形に依存する振幅を有する第１の傾斜磁場を発生し、上記選択された電極及び人体からなるコイルの中の第１の誘導電圧を測定する手段と、
傾斜磁場の方向に沿った位置の２次又はより高次の関数によって変化する振幅を有する第２の傾斜磁場を発生し、コイルの中の第２の誘導電圧を測定する手段と、
第１の誘導電圧と第２の誘導電圧との比から傾斜磁場の方向に沿った電極の位置を決定する手段とを更に有することを特徴とする、請求項２乃至７のうちいずれか１項記載の装置。
【請求項１０】
略均一な定常磁場の中に配置された人体の領域の画像の捕捉用のＭＲ装置であって、
（ａ）定常磁場を発生するための磁石と、
（ｂ）一時傾斜磁場を発生する手段と、
（ｃ）ＲＦパルスを発生する手段と、
（ｄ）ＭＲ信号を発生する手段と、
（ｅ）ＥＣＧ信号を測定する手段と、
（ｆ）人体の領域の画像を決定するよう測定されたＭＲ信号を処理する処理手段と、
（ｈ）傾斜磁場を発生するための手段及びＲＦパルスを発生するための手段のための制御信号を発生するためにトリガ信号によって同期され、夫々がＲＦ場及び傾斜磁場を含む複数のシーケンスが発生されるよう配置された制御ユニットと、
（ｉ）ＭＲ信号の測定を心臓の周期的運動に同期させるために測定されたＥＣＧ信号から上記制御ユニットのためのトリガ信号を決定する同期手段とを含むＭＲ装置であって、
上記ＥＣＧ信号を測定するための手段は、ベクトルカルジオグラムを測定するための手段を含むことを特徴とするＭＲ装置。
【請求項１１】
請求項１０記載のＭＲ装置における使用に適したＥＣＧ装置であって、
人体のベクトルカルジオグラムを測定する手段と、
ベクトルカルジオグラムの第１の弁別関数の第１の実際値を決定する手段と、
該第１の実際値及び第１の所定の基準関数からＭＲ装置用のトリガ信号を発生するための発生手段とを含むことを特徴とするＥＣＧ装置。
【発明の詳細な説明】
本発明は、人体のＥＣＧデータを測定する段階と、
ＭＲ信号の測定を人体の周期的運動と同期させるためにＥＣＧデータから捕捉周期を決定する段階と、捕捉周期中にＲＦ場及び傾斜磁場を含むＭＲシーケンスを発生する段階とを含み、ＭＲ信号から人体の一部の画像を再構成する段階を更に含む、静磁場の中に配置された人体の一部を磁気共鳴（ＭＲ）によって撮像する方法に関する。
本発明は更に、係る方法を実行するためのＭＲ装置に関する。
本発明は更に、ＭＲ装置における使用に適したＥＣＧ装置に関する。
係る方法及び装置は、米国特許第５，５２６，８１３号より既知である。
本願の文脈において、ｋ空間は、ＭＲ信号が軌道に沿って測定され、測定された値が人体の画像の逆フーリエ変換された値を生ずる空間周波数ドメインであると理解されることに注意すべきである。ｋ空間中の軌道は、核スピンの励起からＭＲ信号の測定の実際の時点までの時間間隔に亘る一時傾斜磁場の時間積分によって決定される。更に、傾斜磁場は、定常磁場の上に重畳され、３つの夫々直交方向に静磁場の傾斜を生ずる一時磁場であると理解される。概して、第１の方向の傾斜磁場は読取り傾斜磁場と称され、第２の方向の傾斜磁場は位相符号化傾斜磁場と称され、第３の方向の傾斜磁場はスライス符号化傾斜磁場と称される。
既知の方法では、ＭＲ画像の質はＭＲ信号の捕捉を人体の心拍と同期させることによって改善される。ここでＭＲ信号の捕捉周期は測定されたＥＣＧデータ、例えばＲ波から決定される。捕捉周期の誤った決定を減少するために、ＥＣＧデータはフィルタされる。フィルタリングによって、人体から獲得されたＥＣＧデータから雑音が減少される。人体の領域のＭＲ画像は次に連続する同期された捕捉周期中に測定された人体の一部からの１組のＭＲ信号から再構成される。既知の方法の欠点は、ＥＣＧデータのフィルタリングは信頼性がないことがあり、結果としてフィルタされたＥＣＧデータから誤った捕捉周期が決定されうることである。
本発明は特に、誤った捕捉周期の決定を減少することを目的とする。このため、本発明による方法は、上記ＥＣＧデータを測定する段階はベクトルカルジオグラムを測定する段階を含むことを特徴とする。本願の文脈において、ベクトルカルジオグラムは、心房心室脱分極及び心室脱分極の間の平均瞬間空間心臓ベクトルの時間経過の登録として理解されるべきである。測定空間の中で形成される瞬間ベクトルの特徴ループはＰ、ＱＲＳ及びＴ軌道又はループとしてラベル付けされる。
本発明は、測定されたＥＣＧデータは捕捉周期中に発生されたＲＦパルスによって妨害されるだけでなく、ＥＣＧデータは傾斜を切り替えることによる人体上の電極からＥＣＧ装置まで導線の中の誘導、及び静磁場が存在する場合は血流によって誘導されるＥＣＧ信号自体の中の雑音の誘導によって妨害されるという概念に基づく。更に、ベクトルカルジオグラムを測定することにより、捕捉周期の決定においてベクトルカルジオグラムの方向性情報を組み込むことが可能である。測定されたベクトルはある平面の中の所定のループを記述し、一方アーティファクトは異なる平面及び方向の中で優性である。このようにして、例えば心拍のＲ波を決定することが可能である。捕捉周期は次に、例えばＲ波上でトリガされうる。更に、ベクトルカルジオグラムの性質は、カルジオグラムの生理パラメータを傾斜切替雑音から弁別するために適用されうる。例えば、静磁場上に適用された切り替えられた傾斜磁場は全ての導線の中に同様の電圧差を誘導する。このように、測定されたベクトルは傾斜磁場を変化させることによって変更され、一方測定されたベクトルの方向は変化されない。この特性は、例えば傾斜切替雑音からＱＲＳ複合体を弁別するために使用されうる。本発明による方法の更なる利点は、ＭＲ検査中、人体のＥＣＧの診断値が更に改善されうることである。
本発明による方法の特定の変形は、上記ベクトルカルジオグラムを測定する段階は、直交する導線の組によって人体に複数の電極の配置を貼り付ける段階を含むことを特徴とする。直交導線系は、それ自体としてC.Lentner，Geigy Scientific Tables，Heart and Circulation，45，1990より既知である。直交導線系は、相互に直交し、人体の横軸、サジタル軸及び垂直軸に対して直交する導線を含み、導線の振幅はベクトルの観点からは等しくなり、導線は、単一の点に対してだけでなく、起電力が発生される心臓の中の全ての点に対して同一の強さ及び方向を有する。
直交導線の組を使用することにより、心臓の分極及び脱分極の記述のために単純なモデルが適用されうる。結果として、測定されたベクトルカルジオグラムは直交ベクトル成分へ分解されうる。ＥＣＧの生理パラメータ、例えばＰ波、ＱＲＳ複合体及びＴ波は、投影面に特徴ループを形成する。３つの直交ベクトル成分のうちの２つによって生じた平面上のこれらの３次元のループの投影は、パラメータ化されうる。獲得されたパラメータは、静磁場の存在なしで測定された人体のベクトルカルジオグラムのパラメータと比較されうる。更に、血流の相互作用によって生じた静磁場の中の測定されたベクトルカルジオグラムのアーティファクト及び静磁場は、生理パラメータのループのパラメータと比較して異なるパラメータによって記述されるループによって表わされる。
本発明による方法の更なる変形は、上記複数の電極の配置は、補正された直交する導線の組を含むことを特徴とする。
本発明による方法の更なる変形は、上記ベクトルカルジオグラムの第１の弁別関数の第１の実際値を決定する段階を更に含み、上記捕捉周期は第１の実際値及び第１の所定の基準関数から決定されることを特徴とする。これらの段階の結果として、捕捉周期は、例えば心臓の電気軸とベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルとの間の角度から獲得されうる。他の可能性は、捕捉周期がベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルと心臓の電気軸とのスカラー積から獲得されることである。この方法は、Ｒ波と望ましくない血流に関するアーティファクトの比率を増加させるための簡単な方法を提供する。捕捉周期がベクトルカルジオグラムの２つの隣接する点によって記述される平面の法線ベクトルの絶対値から決定されることもまた可能である。この決定は、ＥＣＧのＲ波の間は、ベクトルカルジオグラムの習慣ベクトルの速度は、ＥＣＧの他の周期中のベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルの速度よりも大きいことに基づく。
基準関数は、第１の実際値の最大値の割合、例えば７５％に基づく一定の閾値でありうる。他の可能性は、基準関数の閾値の代わりに、基準関数がファジー論理を含むことである。ファジー論理は、一定の閾値の代わりに確率によって動作し、即ち、ベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルが心臓の電気軸の回りの球状の領域の中であれば、Ｒ波が検出される確率は高い。この規準は、他の規準、例えば局部最大検出と組み合わせられ得る。即ち、ベクトルカルジオグラムの隣接する点間の差が大きい局部最大では、これらの点がＲ波を表わすという大きな確度がある。他の規準は、次のＲ波が低い可能性は、第１のＲ波の検出の直ぐ後、及び進む時と共に増加するということに基づく。例えば、２つの連続するＲ波の間の標準時間間隔の８０％の後では、次のＲのための確率は１となる。
本発明による変形例は、基準ベクトルカルジオグラムを獲得する段階と、基準ベクトルカルジオグラムから第１の弁別関数の基準値を決定する段階とを更に含み、上記捕捉周期は第１の実際値、基準値及び第２の所定の基準関数の組み合わせから決定されることを特徴とする。これらの段階の結果、第１の弁別関数の実際値は、静磁場の外側に配置される人体について決定された第１の弁別関数の規準値によって重みづけされる。
本発明による方法の更なる実施例は、上記ベクトルカルジオグラムの第２の弁別関数の第２の実際値を決定する段階を更に含み、上記捕捉周期は上記第１の実際値、第２の実際値及び第２の所定の基準関数の組み合わせから決定されることを特徴とする。
結果として捕捉周期は、異なる弁別関数、例えばベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルと心臓の電気軸との間のスカラー積の弁別関数及びベクトル図の瞬間的なベクトルと心臓の電気軸との間の角度の弁別関数等の実際値の加重された組み合わせによって決定されうる。
本発明の方法の更なる実施例は、静磁場のアイソセンタに関して複数の電極から選択された１つの電極の方向を決定するために、２つの直交する傾斜磁場を周期的に印加することによって回転磁場を発生する段階と、磁場を回転させることによって選択された電極及び人体からなるコイルの中に誘導された方向信号を測定し、測定された方向信号から上記選択された電極の静磁場のアイソセンタに関する方向を決定する段階とを更に有することを特徴とする。これは、電極の方向を静磁場のアイソセンタに対して決定するための容易な方法である。アイソセンタは、印加される傾斜磁場の影響が略ゼロの静磁場の中の位置である。電極位置は、傾斜切替情報を使用する適合フィルタリング及び心臓の双極子ベクトルモデルの計算のために重要である。回転する磁場の周波数は、ＥＣＧのフィルタリング及び抑制が容易であるよう選択されうる。測定された信号の位相は、アイソセンタに関する電極の方向を決定するために使用されうる。
本発明による方法の更なる変形は、上記複数の電極から選択された電極の傾斜磁場の方向に沿った位置を決定するために、傾斜磁場の方向に沿った位置から線形に依存する振幅を有する第１の傾斜磁場を発生し、上記選択された電極及び人体からなるコイルの中の第１の誘導電圧を測定する段階と、傾斜磁場の方向に沿った位置の２次又はより高次の関数によって変化する振幅を有する第２の傾斜磁場を発生し、コイルの中の第２の誘導電圧を測定する段階と、第１の誘導電圧と第２の誘導電圧との比から傾斜磁場の方向に沿った電極の位置を決定する段階とを更に有することを特徴とする。
本発明はまた、静磁場の中に配置されたＲＦ場及び傾斜磁場を含むＭＲシーケンスを受ける人体の一部を磁気共鳴（ＭＲ）によって撮像する方法であって、人体のベクトルカルジオグラムを測定する段階と、ベクトルカルジオグラムの第１の弁別関数の第１の実際値を決定する段階と、第１の実際値及び第１の所定の基準関数から生理パラメータを決定する段階とを含む方法に関する。結果として、発生されたＲＦ場、印加された傾斜及び存在する静磁場による望ましくないアーティファクトを実質的に含まずに、診断のための人体のＥＣＧが獲得されうる。
本発明によるＭＲ装置の実施例は、上記ＥＣＧ信号を測定するための手段は、ベクトルカルジオグラムを測定するための手段を含むことを特徴とする。
本発明によるＭＲ装置における使用に適したＥＣＧ装置の実施例は、人体のベクトルカルジオグラムを測定する手段と、ベクトルカルジオグラムの第１の弁別関数の第１の実際値を決定する手段とを含むことを特徴とする。
本発明の上述及び他の面は以下説明される実施例を参照して明らかとなろう。
図中、
図１はＭＲ装置の実施例を示す図であり、
図２は既知の方法によって測定された２つのエコーカルジオグラムを示す図であり、
図３はフランク導線組の配置を概略的に示す図であり、
図４は静磁場が存在しないときの健康なボランティアの第１のベクトルカルジオグラムを示す図であり、
図５は静磁場が存在するときの健康なボランティアの第２のベクトルカルジオグラムを示す図であり、
図６は傾斜座標系ｘ，ｙ，ｚ及びコイル６０の位置を示す図であり、
図７はフィルタされた電極信号及び回転する傾斜場を時間の関数として示す図である。
図１は、ＭＲ装置の実施例を示す図である。ＭＲ装置１は、定常磁場を発生するための第１の磁石系２を含む。図示される座標系のｚ方向は、磁石系２の中の定常磁場の方向に対応する。ＭＲ装置はまた、ｚ方向に向けられた一時磁場を発生し、ｘ，ｙ及びｚ方向に夫々傾きを発生するための第２の磁石系３を含む。これらの方向は座標系の主方向と一致する必要はない。更に、本願では、ｘ方向、ｙ方向及びｚ方向に傾きを有する一時傾斜磁場は、夫々、読取り傾斜磁場、位相符号化傾斜磁場及びスライス選択傾斜磁場と称される。電力供給手段４は、第２の磁石系３へ電力を供給する。磁石系２は例えば人体の一部といった検査されるべき対象７の一部を収容するために十分大きい検査空間を囲む。ＲＦ送信器コイル５はＲＦ磁場を発生するために使用され、送信器／受信器回路９を通じてＲＦ源及び変調器６へ接続される。ＲＦ送信器コイル５は検査空間の中の人体７の一部の回りに配置される。ＭＲ装置はまた、送信器／受信器回路９を通じて信号増幅及び変調ユニット１０へ接続される。受信器コイル及びＲＦ送信器コイル５は同一のコイルでありうる。制御ユニット１１は、ＲＦパルス及び一時傾斜磁場を含むＲＦ撮像シーケンスを発生するために、変調器６及び電力供給手段４を制御する。検査空間の中に配置された人体の一部の中に核スピンを励起した後、受信器コイル５はＭＲ信号を受信する。そこから導出される位相及び振幅はサンプリングされ、更に増幅及び変調ユニット１０の中で処理される。画像再構成ユニット１２は画像を形成するよう与えられたＭＲ信号を処理する。画像は例えばモニタ１３上に表示される。制御ユニット１１はまた画像再構成ユニット１２を制御する。更に、ＭＲ装置は、ＭＲ画像シーケンスの発生を、人体の周期的な運動、例えばＭＲ装置の中に配置された人体の心拍と同期させるためにＥＣＧ装置１４を含む。ＥＣＧ信号を測定するために、ＥＣＧ装置は既知の方法で、人体に取り付けられた電極１５を通じて接続される。例えばDas Elektrokardiogram by T.Klinge，Thieme Verlag，1987に記載される。
ＥＣＧ装置は、例えば測定されたＥＣＧにＲ波が存在するときに制御ユニットのためのトリガ信号を発生する。しかしながら、静磁場の存在はＥＣＧの中にアーティファクトを発生する。静磁場が存在する場合に測定されたＥＣＧと、静磁場が存在しない場合に測定されたＥＣＧとの差は、図２を参照して明らかとなろう。
図２は、健康なボランティアの第１及び第２のＥＣＧを示す図である。第１のＥＣＧはＭＲ装置の静磁場の存在なしに記録される。第２のＥＣＧはＭＲ装置の例えば１．５Ｔの静磁場が存在するときに記録される。静磁場が存在するときに記録された第２のＥＣＧ（実線）は、第１のＥＣＧ（破線）と比較して幾つかの追加的な信号ピークを含む。追加的な信号ピークから誤った捕捉周期が決定されうる。
誤った捕捉周期を減少するため、本発明による方法では、捕捉周期は人体のＥＣＧの代わりに人体から獲得されるベクトルカルジオグラムから導出される。それによりＥＣＧ装置は人体がＭＲ装置の中に配置される前の第１の基準ベクトルカルジオグラムと心臓の電気軸とを測定する。ベクトルカルジオグラムは、補正された直交導線組によって人体に複数の電極を配置した後に測定される。例えば、補正された直交導線組は４つの電極を有する。４つの電極の信号は３つの信号Ｘf，Ｙf，Ｚfへ変換される。３つの信号Ｘf，Ｙf，Ｚfは、導線が相互に直交し、人体の横軸、サジタル軸及び垂直軸に直交する直交導線系を記述する。座標系Ｘf，Ｙf，Ｚfの向きは、ＭＲ装置の座標系ｘ，ｙ，ｚとは異なることに注意すべきである。
図３は、フランク導線組による電極の配置を示す図である。図３は、Ａ，Ｃ，Ｅ，Ｆ，Ｈ，Ｉ及びＭによって示される７つの電極位置を示す。フランク導線組は、１９５６年Circulation 13号、第７３７頁で発表されたＥ．Ｆｒａｎｋによる文献から既知である。或いは、４電極配置が使用されうる。更に、ベクトルカルジオグラムは、３つの標準化された平面、即ち、前面、縦面及び左又は右サジタル面で記録される。これらの平面は、直交導線Ｘ，Ｙ及びＺによって定義される。ＸＹ平面は前面を、ＸＺ平面は縦面を、ＺＹ平面はサジタル平面を記述する。時間経過を視覚化するために、ベクトルループは例えば１又は２秒毎に中断されうる。本発明による方法を説明するために、図４及び図５中、静磁場が存在する場合及び静磁場が存在しない場合の人体のベクトルカルジオグラムの例を図示する。
図４は、静磁場が存在しない場合の健康なボランティアのＱＲＳループの前面即ちＸＹ面中の第１の投影４０を示す図である。図５は、例えば体軸に平行な１．５Ｔの静磁場が存在する場合の同一の健康なボランティアのＱＲＳループの前面中の第２の投影５０を示す図である。ＱＲＳループの第２の投影５０はよく保存され、一方血流の相互作用及び静磁場によって生じた他のループ、例えばループ５１はＱＲＳループの投影５０の平面及び方向とは異なる平面及び方向で観察されうる。
本発明による方法では誤った捕捉周期の数を減少させるために、ＱＲＳ波と望ましくない血流に関連するアーティファクトとの間の差を拡大する弁別関数が導入される。ＱＲＳ波と望ましくない血流に関連するアーティファクトとの間の決定は、弁別関数の実際値及び所定の基準関数に基づく。本発明の第１の方法では、第１の弁別関数は、例えばベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルと心臓の電気軸とのスカラー積、即ち式で表わすと、
0004104674.tif 000002
となる。式において、φは瞬間ベクトルと心臓の電気軸を表わすベクトルＲとの間の角度を表わす。このようにして、例えばＲ波とベクトルカルジオグラムの中の望ましくない血流に関連するアーティファクトとの比率は、１から１．５へ改善されうる。基準関数の例は、例えば弁別関数ｓ1（ｔ）の最大振幅の７５％の一定の閾値である。
Ｒ波と血流に関連するアーティファクトとの間の分化を改善するために、Ｒ波と望ましくない血流アーティファクトとの間の比率は、スケーリングされた関数ｓ4を使用することによって増加されえ、ｓ1（ｔ）はＥＣＧとベクトルＲとのスカラー積を表わし、Ｒは磁石の外側で獲得された心臓のＲベクトルを表わすとすると、
0004104674.tif 000003
によって定義される。例えば振幅、４に等しい値を有する閾値及び１次導関数に基づく単純なＲ波検出アルゴリズムが、ｓ4（ｔ）に対して適用されうる。
本発明によれば上記の方法は、例えばＭＲ装置１のＥＣＧ装置１４において実施されうる。人体の測定されたベクトルカルジオグラムの弁別関数の実際値及び一定の閾値に基づいて、ＥＣＧ装置は捕捉周期を開始させるために制御ユニット１１へ送信されるトリガ信号を発生する。
更に、本発明の第２の方法では、第２の弁別関数は、例えば、ベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルの振幅Ｖecg（ｔ）を瞬間ベクトルと心臓の電気軸との間の角度αの関数ｆwの重み付けとして定義される。式で表わすと、
0004104674.tif 000004
となる。係る関数ｆwの例は、
0004104674.tif 000005
によって与えられる。第２の基準関数は、再び例えば弁別関数ｓ2（ｔ）の最大振幅の７５％の一定の閾値に基づく。
本発明による第３のより進んだ方法では、第３の弁別関数は、例えばベクトルカルジオグラムの３つの連続する点によって定義される平面の法線ベクトルとして定義される。式で表わすと、
0004104674.tif 000006
となる。定義される法線ベクトルは、ベクトルカルジオグラム軌道の速度ｖ（ｔ）としてみなされうる。するとＱＲＳ波と望ましくない血流アーティファクトとの間の決定は、Ｒ波の間、ベクトルカルジオグラム軌道の速度ｖ（ｔ）は他の周期の間の速度よりも大きいという観察に基づく。Ｒ波の持続時間は約６０ｍｓである。第３の基準関数は、再び例えばベクトルカルジオグラム軌道の最大速度の９０％の一定の閾値に基づきうる。
本発明の更なる方法では、ｖ（ｔ）の絶対値は、静磁場が存在するときに人体から獲得されたベクトル図の軌道の速度と、静磁場が存在しないときの同一の人体からのベクトルカルジオグラム軌道の基準速度の速度とのスカラー積によって重み付けされうる。
誤った捕捉の数を更に減少させるために、本発明の第４の方法では、第４の弁別関数ｓ3は、第１、第２及び第３の弁別関数及びそれらの夫々の閾値に基づいて例えば決定Ｄ1，Ｄ2，Ｄ3の重み付けされた組み合わせに基づいて定義される。例えば、
0004104674.tif 000007
において、例えばｃ1＝ｃ2＝ｃ3＝０．５である。決定は、値ｓ3及び１に等しい一定の閾値に基づいて行われうる。
或いは、本発明による他の方法では、ベクトルカルジオグラムのＲ波と望ましくない血流に関するアーティファクトとの間の決定は、ファジー論理によって定義される。ファジー論理は、例えば、３つの確率関数Ｐ1（ｔ），Ｐ2（ｔ），Ｐ3（ｔ）の組み合わせに基づき、ここで第１の確率関数Ｐ1（ｔ）はベクトルカルジオグラムの瞬間ベクトルの終端点がベクトルカルジオグラムの電気軸Ｒの半径ｄの球の中にある確率Ｐ1（ｔ）として定義される。式で表わすと、
0004104674.tif 000008
となる。第２の確率関数Ｐ2（ｔ）は局部極値、例えば、ベクトルカルジオグラムの２つの連続する点の間の局部極値として定義され、確率Ｐ2（ｔ）はＲ波の間は高いと観察される。式で表わすと、
0004104674.tif 000009
となる。第３の確率関数Ｐ3（ｔ）は最近検出されたＲ波の後の次の続くＲ波の検出の確率であり、最近検出されたＲ波の直後の観察では、確率Ｐ3（ｔ）は低く、心臓の平均周期時間Ｔの８０パーセントの間隔ｔが経過した後は、確率Ｐ3（ｔ）は高い。式で表わすと、
0004104674.tif 000010
のとき
0004104674.tif 000011
且つ
0004104674.tif 000012
のとき
0004104674.tif 000013
となる。Ｒ波と望ましくない血流アーティファクトとの間で決定を行う他の可能性は、例えば、ベクトルカルジオグラムの中の所定のパターンを認識することを学習しうるニューラルネットに基づきうる。
電極場所に関する知識は、傾斜切替情報を使用する適応フィルタリング及びベクトル双極子モデルのために重要である。
ＭＲ装置の中で人体に配置された補正された直交導線組の４つの電極の場所を決定するために、本発明によれば静磁場上に回転傾斜磁場を印加するために傾斜増幅器へ送信される制御信号を含む専用シーケンスを発生するために、制御ユニットが更に配置されている。電極の場所を決定するための方法を図６を参照して説明する。
図６は、傾斜座標系ｘ，ｙ，ｚ及びコイル６０の位置を示す図である。コイル６０は、導線、人体及びＥＣＧ装置によって形成される。制御ユニットは、傾斜座標系が例えばｘ，ｙ平面に回転磁場を発生するよう傾斜増幅器への制御信号を発生する。回転磁場Ｂ（ｔ）は、Ｂ0は静磁場を表わし、Ｇは傾斜磁場の振幅（ｍＴ／ｍ）を表わし、ωは回転磁場の周波数を表わすとすると、
0004104674.tif 000014
によって表わされうる。回転傾斜磁場は、コイル６０の中に信号ｕ（ｔ）を誘導し、Ｓはコイルの表面を表わすとすると、信号ｕ（ｔ）は、
0004104674.tif 000015
によって与えられる。誘導された信号は、コイル６０の接続６１，６２上で測定されうる。更に、回転磁場の周波数ωは、測定された信号の中のＥＣＧ情報が容易に例えば１００Ｈｚへ抑制されうるようにされる。測定された信号の中のＥＣＧ情報は、例えば回転傾斜磁場によって誘導された電極信号を通過させる高域通過フィルタによって抑制されうる。フィルタリングされた信号の位相φは、ＭＲ装置の中の傾斜磁場のアイソセンタに関する測定された電極の方向を決定するために使用されうる。本発明のこの面を図７を参照して説明する。
図７は、相対的な位置ｘ＝ｙ＝１における電極のフィルタリングされた電極信号を示す図である。細実線７１は測定されフィルタリングされた電極信号を表わし、破線７２は時間に関する第１の正弦関数としてｙ方向の傾斜磁場の振幅を表わし、太実線７０は、第１の正弦関数に対してπ／２の位相シフトを有する時間に関する第２の正弦関数としてｘ方向の傾斜磁場の振幅を表わす。測定された信号は夫々、ｘ方向及びｙ方向の両方の誘導された電圧を表わす。例えばｘ方向の傾斜磁場と誘導された電圧との間の位相差φから、アイソセンタに関する電極の場所の方向は、
0004104674.tif 000016
によって決定されうる。
更に、フィルタリングされた信号の振幅は電極の場所からアイソセンタまでの距離に比例するため、正弦信号の振幅は、電極の場所からアイソセンタまでの相対的な距離を決定するために使用されうる。ＥＣＧ導線及び人体によって画成されるコイルの寸法は正確に知られていないため、座標系ｘ，ｙ，ｚの中心の絶対距離は受信された正弦信号からは決定されえない。
本発明による傾斜座標系の中の絶対位置ｒ（ｒx，ｒy，ｒz）を決定するために、線形及びより高次の傾斜磁場についてｘ，ｙ，ｚ実験が行われた。例えば図６に示される座標系ｘ，ｙ，ｚのコイル６０の距離ｒを決定するために、傾斜座標系は、第１の実験においてｘ方向に線形傾斜磁場を発生する。最大傾斜強さの立上り時間ｄｔに亘って、Ｕ1は接続６１，６２上の誘導された電圧を表わし、Ｓは磁場の中のコイル表面を表わし、Ｇは傾斜磁場の振幅を表わし、ｒxはｘ方向に沿った位置の成分を表わすとすると、コイル６０の電圧は、
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として与えられる。更に、傾斜座標系は、第２の実験では高次の傾斜磁場、例えば２次傾斜磁場を発生する。２次磁場の立上り時間ｄｔに亘って、コイル６０の電圧Ｕ2は、
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として与えられる。電圧Ｕ1の電圧Ｕ2に対する比率は、傾斜座標系におけるコイル６０の距離ｒxを生ずる。すると距離ｒxは、
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として与えられる。座標系ｘ，ｙ，ｚにおいてコイル６０の位置（ｒx，ｒy，ｒz）を決定するために、上述の実験はｙ方向及びｚ方向に繰り返される必要がある。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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