(57)【要約】  静磁場において位置される人間又は動物の関心被験体20の少なくとも一部を磁気共鳴によってイメージングする方法であって、前記方法は、-心電図データを測定するステップと、-前記心電図データからベクトル心拍動曲線データを生成するステップと、- 前記関心被験体20の前記心臓の周期運動に磁気共鳴信号の測定を同期させるため、前記ベクトル心拍動曲線データから前記磁気共鳴信号を収集する収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するステップとを有し、前記収集期間の前記少なくとも一つのパラメータは、識別関数及び所定の参照関数の実測値から決定され、前記収集期間の前記少なくとも一つのパラメータを決定するために、前記人間又は動物の関心被験体20の呼吸状態に依存して、前記識別関数及び前記所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるステップが実行される、方法が開示される。
2016528982.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場において位置される人間又は動物の関心被験体の少なくとも一部を磁気共鳴によってイメージングする方法であって、前記方法は、
- 前記関心被験体の心臓の心電図データを測定するステップと、
- 前記心臓の電気軸を決定するステップを含み、前記心電図データからベクトル心拍動曲線データを生成するステップと、
- 前記関心被験体の前記心臓の周期運動に磁気共鳴信号の測定を同期させるため、前記ベクトル心拍動曲線データから前記磁気共鳴信号を収集する収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定し、前記収集期間の少なくとも一つのパラメータは、前記心臓の前記決定された電気軸と前記ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルとの間の角関係に基づく、識別関数、及び前記識別関数の実測値の固定閾値に基づく、所定の参照関数の前記実測値から決定され、前記収集期間の前記少なくとも一つのパラメータを決定するために、前記人間又は動物の関心被験体の呼吸状態に依存して、前記識別関数及び前記所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるステップが実行される、ステップと
を有する、方法。
【請求項２】
前記適応させるステップは、前記心臓の前記決定された電気軸と前記ベクトル心拍動曲線の前記瞬時ベクトルとの間の前記角関係を修正するステップを有する、請求項1に記載の方法。
【請求項３】
前記心臓の前記決定された電気軸と前記ベクトル心拍動曲線の前記瞬時ベクトルとの間の前記角関係の前記修正するステップは、被験体の最大吸気の呼吸状態乃至被験体の最大呼気の状態の間の移行の場合における、所定の量によって、前記心臓の前記決定された電気軸及び前記ベクトル心拍動曲線の前記瞬時ベクトルにより形成される角を調節するステップを含む、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記心臓の前記決定された電気軸及び前記ベクトル心拍動曲線の前記瞬時ベクトルにより形成される前記角は、収集期間の、より早く決定されたパラメータから、前記心臓の前記決定された電気軸に対して、前記ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの角位置から導出される量によって調節される、請求項1乃至３の何れかの一項に記載の方法。
【請求項５】
前記収集期間の前記少なくとも一つのパラメータを決定するステップに先行して、較正するステップを更に含み、前記識別関数を適応させる前記ステップとして、前記心臓の前記決定された電気軸及び前記ベクトル心拍動曲線の前記瞬時ベクトルにより形成される前記角を調節するための所定の量が、前記被験体の最大呼気の呼吸状態及び前記被験体の最大吸気の状態においてとられるベクトル心拍動曲線データから前記関心被験体に対して個々に決定される、請求項1乃至４の何れかの一項に記載の方法。
【請求項６】
前記識別関数を適応させる前記ステップは、被験体の最大呼気の呼吸状態乃至被験体の最大吸気の呼吸状態の間の移行の場合における、前記所定の量の範囲内で、前記ベクトル心拍動曲線の前記瞬時ベクトル及び前記心臓の前記決定された電気軸により形成される前記角を変化させるステップを有する、請求項1乃至５の何れかの一項に記載の方法。
【請求項７】
関心被験体の心臓の周期運動に同期される、人間又は動物の前記関心被験体の少なくとも一部の画像の収集のための磁気共鳴イメージングシステムであって、
-静磁場を生成するための主磁石と、
-前記静磁場に重畳される傾斜磁場を生成するための磁気傾斜コイルシステムと、
-前記関心被験体内において位置されるようにもたらされる検査空間と、
-前記磁気共鳴イメージングシステムの機能を制御するための制御ユニットであって、前記制御ユニットは、同期ユニットに結合され、前記傾斜磁場を生成する前記磁気傾斜コイルシステムに対する制御信号の生成のための前記同期ユニットから、トリガ信号によって同期されるように構成され、前記制御ユニットは、前記トリガ信号を受信する際、複数のシーケンスを生成するように構成され、各々のシーケンスは、無線周波数場及び磁気傾斜場を有する、制御ユニットと、
- 前記収集された磁気共鳴信号から、前記関心被験体の少なくとも前記部分の画像を決定するために、収集された磁気共鳴信号を処理するようにもたらされる画像処理ユニットと、
-前記被験体の前記心臓の心電図データの測定値をとり、前記心電図データからベクトル心拍動曲線データを生成するように構成され、前記心臓の電気軸を決定することを含む、心電図デバイスと、
- 前記心電図デバイスに結合され、前記ベクトル心拍動曲線データから、磁気共鳴信号を収集する収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するように構成され、前記収集期間の前記少なくとも一つのパラメータは、前記心臓の前記決定された電気軸と前記ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルとの間の角関係に基づいている識別関数、並びに前記識別関数の前記実測値の固定閾値に基づいている所定の参照関数の実測値から決定される、同期ユニットであって、前記同期ユニットは、前記収集期間の前記決定された少なくとも一つのパラメータを示す前記トリガ信号を前記制御ユニットにもたらすように構成され、前記同期ユニットは、前記人間又は動物の関心被験体の呼吸状態に依存して、前記識別関数及び前記所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるように構成される、同期ユニットと
を有する、磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項８】
請求項１乃至６の何れか一項に記載の方法による、関心被験体の心臓の周期運動に、磁気共鳴イメージングシステムによって収集される磁気共鳴信号の測定を同期させるためのソフトウェアモジュールであって、前記ステップは、前記磁気共鳴イメージングシステムの同期ユニットのメモリユニットにおいて実現可能であり、前記同期ユニットのプロセッサユニットによって実行可能であるプログラムコードに変換される、ソフトウェアモジュール。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、静磁場に位置される人間又は動物の関心被験体の少なくとも一部を磁気共鳴によってイメージングする方法、及び関心被験体の心臓の周期運動に同期される、関心被験体の少なくとも一部の画像の収集のため磁気共鳴イメージングシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓学のために磁気共鳴イメージング方法を適用する分野において、磁気共鳴画像は通常、単一の心臓サイクルの間、収集され得ないが、磁気共鳴信号の反復収集によって可能になり、反復収集は心臓の周期運動に同期されることは知られている。
【０００３】
例えば、磁気共鳴信号の反復収集の同期は、磁気共鳴画像の各々の部分が、心周期の同じ位相で収集されることを確実とするために、心電図信号のQRS群の突出したR-波に対して、実行されることができる。しかしながら、磁気流体力学効果及び磁気傾斜場歪のようなノイズ源が、同期問題を引き起こす。
【０００４】
これらの問題を解決するため、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの間の角関係に基づく、ベクトル心拍動曲線の識別関数の実測値と所定の参照関数とを比較することによって、心電図データの測定値から得られるベクトル心拍動曲線から磁気共鳴イメージングシステムの収集期間を決定することが欧州特許EP 0 925 019 B1で提案されている。欧州特許EP 0 925 019 B1で記述される一つの実施例において、識別関数は、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル及び心臓の電気軸のスカラ積として定義される。 所定の参照関数は、識別関数の最大振幅の固定された閾値であってもよい。
【０００５】
米国特許出願US2007/0092123A1は、心臓をイメージングするときの、動き補正の方法及び装置を記述する。 測定されたベクトル心拍動曲線から、心臓期間の間の心臓の空間位置における変動が計算される。 心臓の空間位置における変動によってもたらされる結合画像日付記録におけるエラーを防止するか、又は少なくとも低減するために、異なるピクチャを結合されるとき、計算された変動が考慮される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
磁気共鳴イメージングスキャン、特に関心被験体の呼吸の異なる位相において実行されるスキャンのための誤収集期間の数を更に減らすことができる収集期間を決定するための更なる改善された方法が所望される。
【０００７】
それ故に、本発明の目的は、磁気共鳴によって、静磁場において位置される、人間又は動物の関心被験体の少なくとも一部をイメージングする、改善された方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本方法は、以下のステップ、すなわち、
- 関心被験体の心臓の心電図データを測定するステップと、
- 心臓の電気軸を決定するステップを含む、心電図データから、ベクトル心拍動曲線データを生成するステップと、
- 関心被験体の心臓の周期運動に磁気共鳴信号の測定を同期させるために、ベクトル心拍動曲線データから磁気共鳴信号を収集する収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するステップと
を有し、
【０００９】
収集期間の少なくとも一つのパラメータは、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの間の角関係に基づく、識別関数、及び識別関数の実測値の固定閾値に基づく、所定の参照関数の実測値から決定される。
【００１０】
収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するために、人間又は動物の関心被験体の呼吸状態に依存して、識別関数及び所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるステップが実行される。
【００１１】
フレーズ「識別関数及び所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるステップ」は、本願において用いられているように、適応させるステップが、特に、識別関数及び所定の参照関数の一つの何れかの上で実行されるか、又は識別関数及び所定の参照関数の両方の上で実行されるように理解されるであろう。
【００１２】
フレーズ「収集期間のパラメータ」は、本願において用いられているように、特に、開始時間、停止時間、又は収集期間の持続時間として理解されるであろう。 パラメータは、特に、関心被験体の心臓の周期運動の間の特定されたイベントと比較して、例えば心電図のR-ピークに関連する心臓動作と比較して、決定されることができる。
【００１３】
フレーズ「ベクトル心拍動曲線データ」は、本願において用いられているように、特に、平均瞬時空間心臓ベクトルの経時変化のレジストレーションとして理解されるであろう。測定空間において形成される瞬時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。
【００１４】
当業者に知られているように、収集期間の少なくとも一つのパラメータの誤った決定を減らすために、心電図データは、心電図データのノイズレベルを減らすためにフィルタリングされてもよい。
【００１５】
本発明の洞察は、身体的な心臓軸、及びそれとともに心臓の電気軸が、人間又は動物の関心被験体の呼吸の間、傾くことにある。 吸気の間、吸息性筋肉は収縮し、横隔膜は下がり、胸郭は上がる。 呼気の間、吸息性筋肉は弛緩し、横隔膜は上がり、胸郭は下がる。 収集されたベクトル心拍動曲線（図2）において、呼吸の異なる位相に依存して、特徴ループは回転する。図2における実線曲線は、破線によってマーキングされる、検出されたR-ピークを備える、通常の呼吸の間のベクトル心拍動曲線データを指す。破線曲線は、磁気共鳴イメージングプロシージャの間に頻繁にもたらされる、呼吸停止の極端な条件の間のベクトル心拍動曲線データを表す。
【００１６】
人間又は動物の関心被験体の呼吸の状態は、従来の呼吸計の信号から決定されてもよく、又はそれは、例えば人間の関心被験体に呼吸を停止するように指示した後に、医療スタッフメンバによって確かめられてもよい。
【００１７】
識別関数及び所定の参照関数の少なくとも一つを適応させることによって、収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するとき、決定された電気心臓軸に対する、心臓の瞬時電気軸の傾きは考慮されることができ、関心被験体の心臓の周期運動に対する、磁気共鳴信号の測定のよりロバストかつ信頼され得る同期がもたらされる。
【００１８】
本方法の利点の一つは、満足な画質が保証される間、磁気共鳴測定がより短い時間において行われることができることにある。
【００１９】
他の利点は、オペレータにとって鮮明に見え得るピークが、本方法によって確実に検出されるので、磁気共鳴イメージングシステムのオペレータはより高い使いやすさを認めることにある。
【００２０】
さらに他の利点は、時間につき磁気共鳴イメージングセッションのより高いスループットが実行され得ることにある。
【００２１】
他の好ましい実施例において、適応させるステップは、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの間の角関係を修正するステップを有する。 それによって、収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するとき、心臓の瞬時電気軸の傾きは容易に考慮されることができ、心臓の周期運動に対する磁気共鳴信号の測定値の、ロバストかつ信頼され得る同期は実現されることができる。
【００２２】
心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの間の角関係の修正が、被験体の最大呼気の呼吸状態乃至被験体の最大吸気の状態の間の移行の場合における、所定の量によって、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルにより形成される角を調節するステップを含む場合、心臓の瞬時電気軸の傾きを考慮する単純かつ効果的方法は実現され得る。
【００２３】
他の実施例において、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル及び心臓の決定された電気軸によって形成される角は、収集期間の、より早く決定されたパラメータからの、心臓の決定された電気軸に対して、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの角位置から導出される量によって調節される。このように、呼吸の間の心臓の電気軸の、シフトされた位置は、より早く決定され、かなりシフトされる位置を使用することによって、容易にトラッキングされ得る。
【００２４】
他の好ましい実施例において、本方法は、収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定する前に実行される、較正するステップを更に含む。 較正するステップにおいて、識別関数を適応させるステップとして、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルにより形成される角を調節するための所定の量は、被験体の最大吸気の状態及び被験体の最大呼気の呼吸状態においてとられるベクトル心拍動曲線データから関心被験体に対して個々に決定される。このように、彼らの変動する身体の構造のために、異なる被験体の間の個々の差は考慮されることができ、関心被験体の心臓の周期運動に対する、磁気共鳴信号の測定値の非常に正確な同期がもたらされる。
【００２５】
本方法のさらに他の好ましい実施例において、識別関数を適応させるステップは、最大吸気の被験体の呼吸状態乃至被験体の最大呼気の呼吸状態の間の移行の場合における、所定の量の範囲内においてベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル及び心臓の決定された電気軸によって形成される角を変化させるステップを有する。このように、心臓の周期運動に対する、磁気共鳴信号の測定値のロバストな同期が、被験体の呼吸の全ての状態に対して実現され得る。
【００２６】
本発明の他の態様において、関心被験体の心臓の周期運動に同期される、人間又は動物の関心被験体の少なくとも一部の画像の収集のための磁気共鳴イメージングシステムが、もたらされる。
【００２７】
磁気共鳴イメージングシステムは、静磁場を生成するための主磁石と、静磁場に重畳される傾斜磁場を生成するための磁気傾斜コイルシステムと、関心被験体内において位置されるようにもたらされる検査空間とを有する。
【００２８】
磁気共鳴イメージングシステムは、磁気共鳴イメージングシステムの機能を制御するための制御ユニットを更に含む。 制御ユニットは、同期ユニットに結合され、傾斜磁場を生成する磁気傾斜コイルシステムに対する制御信号の生成のための同期ユニットから、トリガ信号によって同期されるように構成される。 さらに、制御ユニットは、トリガ信号を受信する際、複数のシーケンスを生成するように構成され、各々のシーケンスは、無線周波数場及び磁気傾斜場を有する。
【００２９】
さらに、磁気共鳴イメージングシステムは、
- 収集された磁気共鳴信号から、関心被験体の少なくとも部分の画像を決定するために、収集された磁気共鳴信号を処理するようにもたらされる画像処理ユニットと、
-被験体の心臓の心電図データの測定値をとり、心電図データからベクトル心拍動曲線データを生成するように構成され、心臓の電気軸を決定することを含む、心電図デバイスと、
- 心電図デバイスに結合され、ベクトル心拍動曲線データから、磁気共鳴信号を収集する収集期間の少なくとも一つのパラメータを決定するように構成され、収集期間の少なくとも一つのパラメータは、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトルの間の角関係に基づいている識別関数、並びに識別関数の実測値の固定閾値に基づいている所定の参照関数の実測値から決定される、同期ユニットと
を有する。
【００３０】
同期ユニットは、収集期間の決定された少なくとも一つのパラメータを示すトリガ信号を制御ユニットにもたらし、人間又は動物の関心被験体の呼吸状態に依存して、識別関数及び所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるように構成される。
【００３１】
本発明の更なる面において、開示された方法又はその組合せの一つによる関心被験体の心臓の周期運動に、磁気共鳴イメージングシステムによってもたらされる磁気共鳴信号の測定を同期させるためのソフトウェアモジュールがもたらされ、本ステップは、磁気共鳴イメージングシステムの同期ユニットのメモリユニットにおいて実現可能であり、同期ユニットのプロセッサユニットによって実行可能であるプログラムコードに変換される。
【００３２】
本発明のこれら及び他の態様は、ここに記載の実施例を参照して説明され、明らかになるであろう。当該実施例は、本発明の完全な範囲を必ずしも表すというわけではないが、本発明の範囲を解釈するためにクレームが参照される。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】本発明による磁気共鳴イメージングシステムの実施例の一部の概略図である。
【図２】呼吸の異なる状況におけるベクトル心拍動曲線を表す。
【図３】図1による磁気共鳴イメージングシステムの心電図デバイスの電極の構成を表す。
【図４】本発明の方法の第一の実施例に従って調節されるトリガ領域を備えるベクトル心拍動曲線を表す。
【図５】本発明の方法の他の実施例に従って調節されるトリガ領域を備えるベクトル心拍動曲線を表す。
【図６】本発明の方法の他の実施例に従って調節されるトリガ領域を備えるベクトル心拍動曲線を表す。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
図1は、人間又は動物の関心被験体20の一部の磁気共鳴画像の収集のための、本発明による磁気共鳴イメージングシステム１０の実施例の一部の概略図を示す。特に、磁気共鳴イメージングシステム10は、人間又は動物の関心被験体20の心臓の磁気共鳴画像の収集のために構成される。 磁気共鳴イメージングシステム10は、静磁場を生成するためにもたらされる主磁石14をもつ磁気共鳴スキャナ12を有する。 主磁石14は、人が自ら位置される、関心被験体20に対する中心軸18のまわりに検査空間16をもたらす中央ボアをもつ。明確化のため、関心被験体20を支持するための従来のテーブルは、図1において省略されている。 かなりの静磁場は、検査空間16の軸方向を規定し、中心軸18と平行にアラインされる。 さらに、磁気共鳴イメージングシステム10は、静磁場に重畳される傾斜磁場を生成するようにもたらされる磁気傾斜コイルシステム22を含む。 当業者に知られているように、磁気傾斜コイルシステム22は、主磁石14のボア内において同心円状に構成される。
【００３５】
さらに、磁気共鳴イメージングシステム10は、関心被験体20の核を励起するために、無線周波数送信位相の間、検査空間16に無線周波数磁場を加えるようにもたらされる全身コイルとして設計される無線周波数アンテナ24を有する。無線周波数アンテナ24はまた、無線周波数受信位相の間、励起された核から磁気共鳴信号を受信するためにもたらされる。磁気共鳴イメージングシステム10の動作状態において、無線周波数送信位相及び無線周波数受信位相は、連続的な態様でもたらされる。無線周波数アンテナ24は、中心軸を有し、無線周波数アンテナ24の中心軸及び磁気共鳴イメージングシステム10の中心軸18が一致するように、動作状態において、主磁石14のボア内において同心円状に構成される。当業者に知られているように、円筒形金属無線周波数スクリーン26は、磁気傾斜コイルシステム22及び無線周波数アンテナ24の間に同心円状に構成される。
【００３６】
磁気共鳴イメージングシステム10は、磁気共鳴スキャナ12の機能を制御するためにもたらされる制御ユニット28を更に含む。 さらに、磁気共鳴イメージングシステム10は、制御ユニット28に接続され、制御ユニット28によって制御される、無線周波数送信器ユニット30を有する。無線周波数送信器ユニット30は、無線周波数送信位相の間、無線周波数スイッチングユニット32を介して無線周波数アンテナ24に、磁気共鳴無線周波数の無線周波数電力を供給するためにもたらされる。無線周波数受信位相の間、無線周波数スイッチングユニット32は、磁気共鳴信号を、無線周波数アンテナ24から、制御ユニット28において存在する画像処理ユニット34に向ける。画像処理ユニット34は、収集された磁気共鳴信号から関心被験体20の部分の磁気共鳴画像を決定するために、収集された磁気共鳴信号を処理するように構成される。この技術の多くの異なるバリエーションは、当業者によく知られており、更に詳細にここに記述される必要はない。
【００３７】
関心被験体20の心臓の磁気共鳴画像の収集のために、磁気共鳴イメージングシステム10は、心電図デバイス36及び同期ユニット40をさらに備えている。
【００３８】
心電図デバイス36は、関心被験体20の心臓の心電図データの測定をするためにもたらされ、心臓の電気軸を決定することを含み、心電図データからベクトル心拍動曲線データを生成するように構成される。 このために、図3で示されるように、心電図デバイス36の複数の電極38は、直角リードセットにより関心被験体20において構成されてもよい。 さらに、心電図デバイス36は、磁気傾斜場によって生成されるアーチファクトを低減するため、心拍動曲線データをフィルタリングするための手段を含む。 好適なフィルタリング手段は、当業者に知られており、それ故に、ここに更に詳細に記述されない。
【００３９】
心電図デバイス36は、以降更に詳細に記述されるように、ベクトル心拍動曲線データから磁気共鳴信号を収集する収集期間のパラメータを決定するように構成される同期ユニット40に結合される。同期ユニット40が、今度は、制御ユニット28に結合される。制御ユニット28は、傾斜磁場を生成する磁気傾斜コイルシステム22のための制御信号の生成のために、収集期間の決定されたパラメータを示し、同期ユニット40によってもたらされるトリガ信号60によって同期されるように構成される。このために、制御ユニット28は、トリガ信号60を受信する際、複数のシーケンスを生成するように構成され、各々のシーケンスは無線周波数場及び磁気傾斜場を有する。
【００４０】
以下において、磁気共鳴イメージングシステム10によって収集される磁気共鳴信号の測定を関心被験体20の心臓の周期運動に同期させるため、ベクトル心拍動曲線データから収集期間のパラメータを決定する方法が詳細にもたらされる。
【００４１】
収集期間のパラメータは、同期ユニット40によって測定される。 このために、同期ユニット40は、メモリユニット42、プロセッサユニット44、及びソフトウェアモジュール46（図1）を備え、決定する方法のステップは、同期ユニット40のメモリユニット42において実現され、同期ユニットのプロセッサユニット44によって実行可能であるプログラムコードに変換される。
【００４２】
本方法の第一のステップにおいて、関心被験体20の心臓の心拍動曲線データの測定が、例えば図3に示される直角リードセットを用いることによってなされる。 次のステップにおいて、心電図デバイス36はそれから、心電図データからベクトル心拍動曲線データ（図2）を生成し、ベクトル図原点から始まり、電気軸方向48をもつベクトル（直線の矢）によってベクトル心拍動曲線において表される、（以降、「心臓の決定された電気軸」と称される）心臓の電気軸を決定する。
【００４３】
識別関数の実測値は、次のステップにおいて同期ユニット40のプロセッサユニット44によって計算される。 識別関数は、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50の間の角関係に基づいており、この特定の実施例において、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50及び心臓の決定された電気軸を表すベクトルのスカラ積として定義される。 従ってこのスカラ積は、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50の大きさ、心臓の決定された電気軸を表すベクトルの大きさ、並びにベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50及び心臓の決定された電気軸の電気軸方向48によって形成される角度εのコサイン関数の積によって与えられる。
【００４４】
同期ユニット40は、識別関数の計算された実測値を、識別関数の実測値の固定閾値に基づく、所定の参照関数と比較するように構成される。 この特定の実施例において、所定の参照関数は、識別関数の最大振幅の75%によって与えられ、最大振幅は、ベクトル心拍動曲線における瞬時ベクトル50の一つのループの間、測定される。 他の実施例において、所定の参照関数は、識別関数の最大振幅の他のパーセンテージによって与えられてもよく、又はそれは一定値でなくてもよく、例えば、角度εに依存してもよい。
【００４５】
この状況は、フィルタリングされた心電図データから得られるベクトル心拍動曲線データを示す図4において図示される。 瞬時ベクトル50の一つのループの間の識別関数の最大振幅の75%の条件が満たされるときはいつでも、すなわち通常心電図のQRS群の大きなR-ピークの場合、同期ユニット40は、トリガ信号60を制御ユニット28にもたらすように構成される。図4における実線円は、上記の条件を満たすため、瞬時ベクトル50が入らなければならないベクトル心拍動曲線の第一のトリガ領域52を表す。
【００４６】
上記のように、制御ユニット28は、同期ユニット40からのトリガ信号60によって同期され、トリガ信号60を受信する際、磁気傾斜コイルシステム22のための制御信号を生成し、それによって、R-ピーク心臓動作の発生を基準とした開始時間によって与えられる、磁気共鳴イメージングシステム10のための収集期間のパラメータが決定される。このように、磁気共鳴画像は、関心被験体20の心臓の周期運動の同じ位相でとられることが保証される。
【００４７】
図4における実線ループは、通常の、浅い呼吸の状況における、関心被験体20の心臓の動作を表す。 図4における破線ループは、被験体の最大吸気の呼吸状態における心臓の動作及び呼吸停止を表す。瞬時ベクトル50が、ベクトル心拍動曲線の第一のトリガ領域52の外側のループを記述することは図4から明らかに見え得るので、上記の記述された条件は満たされず、同期ユニット40は、何れのトリガ信号60も制御ユニット28にもたらさない。
【００４８】
被験体の最大吸気の呼吸状態のために適切な同期及び呼吸停止を確実にするため、させるため、同期ユニット40は、人間又は動物の関心被験体20の呼吸状態に依存して、識別関数及び所定の参照関数の少なくとも一つを適応させるように構成される。
【００４９】
本方法の第一の実施例において、適応させるステップは、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50の間の角関係を修正するステップを有する。 心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50の間の角関係を修正するステップは、被験体の最大呼気の呼吸状態乃至被験体の最大吸気の状態の間の移行の場合における、所定の量によって、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50及び心臓の決定された電気軸の電気軸方向48により形成される角度εを調節するステップを含む。
【００５０】
適応させるステップの第一の実施例において、所定の量は、-40°; すなわち、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50によって形成される、ベクトル心拍動曲線における角度εは40°だけ減らされる。 数値的に、これは、心臓の決定された電気軸を、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50の方へ（図4において反時計回りに）40°回転させることによって、及び所定の参照関数を不変のままにすることによって実現されることができ、ベクトル心拍動曲線における第二のトリガ領域54が規定される。 心臓の決定された電気心臓軸を回転させるための実際の態様は、-40°の回転角を備える二次元回転マトリックスをベクトル心拍動曲線の2つの変数に適用することである。図4から認められることができるように、被験体の最大吸気の呼吸状態におけるベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50は、破線円によって示されるベクトル心拍動曲線の第二のトリガ領域54にほとんど入るので、磁気共鳴画像の適切な同期及び関心被験体20の心臓の周期運動は保証され得る。
【００５１】
適応させるステップの第二の実施例において、心臓の決定された電気軸及びベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50によって形成される角度εは、収集期間のより早く決定されたパラメータから、心臓の決定された電気軸に対して、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50の角位置から導出される量によって調節される。データ分析のより高い尽力を必要とする、この実施例において、心臓の実際の電気軸のシフティングは、通常、心拍動曲線のQRS群のR-ピークをトラッキングすることによって、追ってトラッキングされることができ、関心被験体20の心臓の周期運動及び磁気共鳴画像の優れた同期がもたらされる。 図5のベクトル心拍動曲線において、心臓の実際の電気軸のシフティングは、いくつかの対応する所与の時点に対していくつかの円によって示される、連続的に移動する円形の第三のトリガ領域561乃至56nにおいて反映される。
【００５２】
第三の実施例において、本方法は、収集期間のパラメータを決定するステップに先行して、較正するステップを更に有し、較正ステップの後に、識別関数を適応させるステップにおいて使われることができる、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50及び心臓の決定された電気軸によって形成される角度εを調節するための所定の量は、被験体の最大呼気の呼吸状態及び被験体の最大吸気の状態においてとられるベクトル心拍動曲線データから、関心被験体20に対して個々に決定される。
【００５３】
表1は、個々の被験体の最大呼気の呼吸状態及び被験体の最大吸気の状態の間の様々な変動に対する、心臓の実際の電気軸を決定するための実験結果を示す。結果は、被験体固有の変化を示すが、約30°の平均が得られ、ベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50及び心臓の決定された電気軸によって形成される角度εを調節するために使用され得る。
【００５４】
他の実験データによって、通常の呼吸の間に得られ、呼吸停止下の被験体の最大吸気の状態において得られる、ベクトル心拍動曲線の参照瞬時ベクトルの大きさは、ほとんど変わらないので、多くの場合、所定の参照関数は不変のままになり得ることが確認されている。
【表１】
2016528982.tif 000003
【００５５】
しかしながら、同期のためのより高い精度の要件の場合、トリガ領域52、54、及び56を微調整するために、又は特定の心臓病の場合、所定の参照関数を調節することは必要になり得る。
【００５６】
本方法の第四の実施例において、識別関数を適応させるステップは、被験体の最大呼気の呼吸状態乃至被験体の最大吸気の状態の間の移行の場合における、所定の量の範囲内においてベクトル心拍動曲線の瞬時ベクトル50及び心臓の決定された電気軸によって形成される角度εを変えるステップを有する。図6のベクトル心拍動曲線において、これは、ベクトル心拍動曲線原点を通じた、及びその平面に対して垂直な、軸のまわりの、最初の円の回転によってもたらされるエリアによって表される、最初の円から第四のトリガ領域58までのトリガ領域の拡張によって反映される。拡大された第四のトリガ領域58は、ベクトル心拍動曲線データから収集期間の少なくとも一つのパラメータの、信頼され得る決定を確実にする。
【００５７】
基本的に、開示された本発明は、静磁場内において検査領域をもたらし、開示された方法又はその組合せの実施例を実行することを要求されるように、ここに解説される、補助ユニット及びデバイスを備える、他のタイプの何れかの磁気共鳴イメージングシステム、例えばオープンC-形状磁気共鳴イメージングシステムにも適用可能である。
【００５８】
本発明は、図面及び上述の記載において詳細に図示されると共に記載されているが、このような図面及び記載は例示的であり、限定的なものでないことは考慮されるべきであり、本発明は開示の実施例に限定されるものではない。開示の実施例に対する他のバリエーションは、図面、開示、及び従属請求項の検討から特許請求の範囲に記載の発明を実施する当業者によって理解され得ると共にもたらされ得る。クレームにおいて、"有する"という語は他の要素若しくはステップを除外せず、不定冠詞"ａ"若しくは"ａｎ"は複数を除外しない。特定の手段が相互に異なる従属クレームに列挙されているという単なる事実はこれら手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示すものではない。請求項の参照番号は、これらの請求項の保護範囲を限定するものではない。
【符号の説明】
【００５９】
10  磁気共鳴イメージングシステム
12  磁気共鳴スキャナ
14  主磁石
16  検査空間
18  中心軸
20  関心被験体
22  磁気傾斜コイルシステム
24  無線周波数アンテナ
26  無線周波数スクリーン
28  制御ユニット
30  無線周波数送信機ユニット
32  無線周波数スイッチングユニット
34  画像処理ユニット
36  心電図デバイス
38  電極
40  同期ユニット
42  メモリユニット
44  プロセッサユニット
46  ソフトウェアモジュール
48  電気軸方向
50  瞬時ベクトル
52  第一のトリガ領域
54  第二のトリガ領域
56  第三のトリガ領域
58  第四のトリガ領域
60  トリガ信号
ε  角
【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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【国際調査報告】
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