JP2000139876A - 磁気共鳴イメ―ジング方法、及び装置 - Google Patents
磁気共鳴イメ―ジング方法、及び装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】インターベンショナル処置において組織内に挿
入された常磁性体、反磁性体、または強磁性体の処置具
の撮影のための方法、及び装置において、処置具の画像
サイズを可変とする。 【解決手段】インターベンショナルＭＲＩ処置の際に組
織内に挿入される常磁性体、反磁性体、または強磁性体
の処置具の撮影のためのシーケンスであり、ＲＦパルス
に関する非対称性が可変の非対称スピンエコーシーケン
ス。非対称性の程度は処置具の画像サイズを決定する。
非対称性の程度は位相エンコード傾斜磁場の関数として
変化される。このため、シーケンスは磁場の局所的な傾
斜には敏感に反応し、静磁場不均一性により発生するよ
うな大きな変動に対しては反応しないようになる。
入された常磁性体、反磁性体、または強磁性体の処置具
の撮影のための方法、及び装置において、処置具の画像
サイズを可変とする。 【解決手段】インターベンショナルＭＲＩ処置の際に組
織内に挿入される常磁性体、反磁性体、または強磁性体
の処置具の撮影のためのシーケンスであり、ＲＦパルス
に関する非対称性が可変の非対称スピンエコーシーケン
ス。非対称性の程度は処置具の画像サイズを決定する。
非対称性の程度は位相エンコード傾斜磁場の関数として
変化される。このため、シーケンスは磁場の局所的な傾
斜には敏感に反応し、静磁場不均一性により発生するよ
うな大きな変動に対しては反応しないようになる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明はインターベンショナ
ルＭＲＩ（ＩＭＲＩ）技術に関し、特にインターベンシ
ョナル処置において組織内に挿入された常磁性体、反磁
性体、または強磁性体の処置具の撮影のための方法、及
び装置に関し、そのような処置具のサイズを変化できる
非対称スピンエコーシーケンスの撮影シーケンスを発生
する方法に関する。
ルＭＲＩ（ＩＭＲＩ）技術に関し、特にインターベンシ
ョナル処置において組織内に挿入された常磁性体、反磁
性体、または強磁性体の処置具の撮影のための方法、及
び装置に関し、そのような処置具のサイズを変化できる
非対称スピンエコーシーケンスの撮影シーケンスを発生
する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象の影響を受け
やすい原子核の集合からなる対象物（例えば、人体）の
内部構造を表すディジタル化画像を得るために、ＭＲＩ
装置が広く、しかも商業的に利用されている。撮影する
対象物内のＭＲＩ核は、核に強力な主磁場Ｈ０を印加す
ることにより配向される。特定のＮＭＲ周波数の高周波
（ＲＦ）信号を印加することにより選択された核が励起
される。局所的な磁場を空間的に分布させること、そし
て核からのＲＦ応答の結果を適切に解析することによ
り、核の位置の関数としての相対的なＮＭＲ応答のマッ
プ、あるいは画像が得られる。フーリエ変換をすること
により、空間内のＮＭＲ応答を表す画像をＣＲＴ上に表
示することができる。
やすい原子核の集合からなる対象物（例えば、人体）の
内部構造を表すディジタル化画像を得るために、ＭＲＩ
装置が広く、しかも商業的に利用されている。撮影する
対象物内のＭＲＩ核は、核に強力な主磁場Ｈ０を印加す
ることにより配向される。特定のＮＭＲ周波数の高周波
（ＲＦ）信号を印加することにより選択された核が励起
される。局所的な磁場を空間的に分布させること、そし
て核からのＲＦ応答の結果を適切に解析することによ
り、核の位置の関数としての相対的なＮＭＲ応答のマッ
プ、あるいは画像が得られる。フーリエ変換をすること
により、空間内のＮＭＲ応答を表す画像をＣＲＴ上に表
示することができる。
【０００３】図１に示すようにＮＭＲイメージングシス
テムは、主に、静磁場を発生する磁石１０と、空間的に
分布された磁場を３つの直交する座標に沿って発生する
傾斜磁場コイル１４と、選択された核へＲＦ信号を送信
し、核から戻ってきたＲＦ信号を受信するＲＦコイル１
５，１６からなる。コイル１６で受信されたＮＭＲ信号
はコンピュータ１９に供給され、そこでデータが処理さ
れ表示部２４で表示する画像が得られる。磁気共鳴画像
はピクセル（画素）と称される画像要素からなる。画素
の強度は撮影対象物の対応する容量要素（ボクセル）に
含まれるＮＭＲ信号強度に比例する。コンピュータ１９
はＲＦアンプ／検出器２１，２２と傾斜磁場アンプ２０
を介してＲＦコイル１５，１６と傾斜磁場コイル１４の
動作も制御する。
テムは、主に、静磁場を発生する磁石１０と、空間的に
分布された磁場を３つの直交する座標に沿って発生する
傾斜磁場コイル１４と、選択された核へＲＦ信号を送信
し、核から戻ってきたＲＦ信号を受信するＲＦコイル１
５，１６からなる。コイル１６で受信されたＮＭＲ信号
はコンピュータ１９に供給され、そこでデータが処理さ
れ表示部２４で表示する画像が得られる。磁気共鳴画像
はピクセル（画素）と称される画像要素からなる。画素
の強度は撮影対象物の対応する容量要素（ボクセル）に
含まれるＮＭＲ信号強度に比例する。コンピュータ１９
はＲＦアンプ／検出器２１，２２と傾斜磁場アンプ２０
を介してＲＦコイル１５，１６と傾斜磁場コイル１４の
動作も制御する。
【０００４】人体の画像の各ボクセルは一、または複数
の組織を表す情報を含んでいる。人体の組織は主に脂肪
と水からなる。脂肪と水は多数の水素原子を有する（人
体の約６３％は水素原子である）。水素原子核は容易に
認識できるＮＭＲ信号であるので、人体のＭＲＩ画像は
ほとんどの場合、水素原子核からのＮＭＲ信号の画像で
ある。
の組織を表す情報を含んでいる。人体の組織は主に脂肪
と水からなる。脂肪と水は多数の水素原子を有する（人
体の約６３％は水素原子である）。水素原子核は容易に
認識できるＮＭＲ信号であるので、人体のＭＲＩ画像は
ほとんどの場合、水素原子核からのＮＭＲ信号の画像で
ある。
【０００５】ＮＭＲにおいては、その原子核が奇数個の
陽子、及び／または中性子を有し、スピン角運動量、磁
気双極子運動を有する原子の向きを揃えるために強力な
静磁場（主磁場とも称する）が用いられる。第１の磁場
（主磁場）を横切る方向に単一のＲＦパルスとして印加
される第２の磁場が核にエネルギを与え（励起）、核の
角度配向、例えば９０°、あるいは１８０°倒す。この
励起の後、核は歳差運動し、静磁場に従った配向状態に
徐々に戻っていく（緩和と称する）。核が歳差運動、緩
和する際に、自由誘導減衰（ＦＩＤ）として知られてい
る、弱いが、周囲のコイルにより検出可能な電気的エネ
ルギを発する。これらのＦＩＤ信号および傾斜磁場また
はＲＦリフォーカスエコー（ここでは、これらをＭＲ信
号と総称する）はコンピュータにより解析され、脂肪、
及び水を含む人体の組織の画像が得られる。
陽子、及び／または中性子を有し、スピン角運動量、磁
気双極子運動を有する原子の向きを揃えるために強力な
静磁場（主磁場とも称する）が用いられる。第１の磁場
（主磁場）を横切る方向に単一のＲＦパルスとして印加
される第２の磁場が核にエネルギを与え（励起）、核の
角度配向、例えば９０°、あるいは１８０°倒す。この
励起の後、核は歳差運動し、静磁場に従った配向状態に
徐々に戻っていく（緩和と称する）。核が歳差運動、緩
和する際に、自由誘導減衰（ＦＩＤ）として知られてい
る、弱いが、周囲のコイルにより検出可能な電気的エネ
ルギを発する。これらのＦＩＤ信号および傾斜磁場また
はＲＦリフォーカスエコー（ここでは、これらをＭＲ信
号と総称する）はコンピュータにより解析され、脂肪、
及び水を含む人体の組織の画像が得られる。
【０００６】励起周波数とＦＩＤ周波数はラーモアの式
により関係付けられている。ラーモアの式とは、核の歳
差運動の角周波数ω０は主磁場Ｂ０と磁気回転比γ（各
核種についての基本的な物理定数）との積により表され
るというものである。
により関係付けられている。ラーモアの式とは、核の歳
差運動の角周波数ω０は主磁場Ｂ０と磁気回転比γ（各
核種についての基本的な物理定数）との積により表され
るというものである。
【０００７】ω０＝Ｂ０・γ 線形の傾斜磁場ＢＺ＝Ｚ・ＧＺをＺ軸として定義される
ことが多い静磁場Ｂ０に重畳すると、Ｘ、またはＹ軸に
沿って印加される横方向のＲＦ励起パルスの周波数を適
切に選ぶことにより特定のＸ−Ｙ平面内の核が選択的に
励起される。さらに、ＭＲ信号の検出の際に、傾斜磁場
をＸ−Ｙ平面に印加し、選択されたＸ−Ｙ平面から発生
されたＭＲ信号に対して、その周波数と位相に従った空
間的な情報を与えることができる。
ことが多い静磁場Ｂ０に重畳すると、Ｘ、またはＹ軸に
沿って印加される横方向のＲＦ励起パルスの周波数を適
切に選ぶことにより特定のＸ−Ｙ平面内の核が選択的に
励起される。さらに、ＭＲ信号の検出の際に、傾斜磁場
をＸ−Ｙ平面に印加し、選択されたＸ−Ｙ平面から発生
されたＭＲ信号に対して、その周波数と位相に従った空
間的な情報を与えることができる。
【０００８】上述したように、主磁場は撮影空間のＸ，
Ｙ，Ｚ方向に発生された傾斜磁場により変えることがで
きる。説明のための演算を簡略化するために、Ｚ’軸の
周りを名目上のラーモア周波数で回転する回転座標系
Ｘ’−Ｙ’−Ｚ’がＮＭＲにおける核の現象の表すため
によく使われる。静磁場Ｂ０に沿って歳差運動する選択
された核はラーモア周波数の直交する磁場であるＲＦパ
ルスにより影響を受け（首振り運動し）、そのような核
の集団を静磁場Ｂ０の方向から倒す。特定の核の向きは
静磁場Ｂ０によりＺ’軸に揃えられ始め、ＲＦ信号パル
スをそれらに印加する結果、Ｘ’−Ｙ’平面に回転され
る。そして、核は、Ｘ’−Ｙ’平面内でＺ’軸の周りを
歳差運動する。
Ｙ，Ｚ方向に発生された傾斜磁場により変えることがで
きる。説明のための演算を簡略化するために、Ｚ’軸の
周りを名目上のラーモア周波数で回転する回転座標系
Ｘ’−Ｙ’−Ｚ’がＮＭＲにおける核の現象の表すため
によく使われる。静磁場Ｂ０に沿って歳差運動する選択
された核はラーモア周波数の直交する磁場であるＲＦパ
ルスにより影響を受け（首振り運動し）、そのような核
の集団を静磁場Ｂ０の方向から倒す。特定の核の向きは
静磁場Ｂ０によりＺ’軸に揃えられ始め、ＲＦ信号パル
スをそれらに印加する結果、Ｘ’−Ｙ’平面に回転され
る。そして、核は、Ｘ’−Ｙ’平面内でＺ’軸の周りを
歳差運動する。
【０００９】ＲＦ首振り運動パルスは特定の領域内の対
象とする同位元素の１つ以上の核種も倒す。ＭＲＩ収集
シーケンスの説明と解析を単純化するために、シーケン
スで使われる各ＲＦパルスはその中心で特徴付けられ
る。中心では首振り歳差運動核が全て同相（in-phas
e）、あるいは同期しており、中心以降は核の各核種が
各々の固有速度で歳差運動し始める。歳差運動する核種
の位相は、各が存在する環境の物理的、あるいは化学的
特性を示すパラメータに基づいて徐々にずれていく（de
-phase）。
象とする同位元素の１つ以上の核種も倒す。ＭＲＩ収集
シーケンスの説明と解析を単純化するために、シーケン
スで使われる各ＲＦパルスはその中心で特徴付けられ
る。中心では首振り歳差運動核が全て同相（in-phas
e）、あるいは同期しており、中心以降は核の各核種が
各々の固有速度で歳差運動し始める。歳差運動する核種
の位相は、各が存在する環境の物理的、あるいは化学的
特性を示すパラメータに基づいて徐々にずれていく（de
-phase）。
【００１０】核の磁気モーメントが平衡状態から外れる
と、緩和と呼ばれるプロセスにより、スピン（歳差運
動）する磁気モーメントのＺ’成分は主磁場Ｂ０に沿っ
た平衡状態強度Ｍ０に戻され、Ｘ’−Ｙ’平面内の同相
成分は減衰される。これらの２つの緩和プロセスの期間
はスピン・格子緩和時間、スピン・スピン緩和時間と称
され、時定数をＴ１、Ｔ２とする指数関数で特徴付けら
れる。Ｘ’−Ｙ’平面と共存する平面内の核からの磁束
の発振により磁気共鳴信号が現れるので、両緩和プロセ
スは時間の関数として信号強度を減衰させる。精度を上
げるために、静磁場Ｂ０の不均一性があるときのスピン
・スピン緩和による横方向の信号の減衰を特徴付けるた
めに見かけ上の緩和時定数Ｔ２ ＊がしばしば定義され
る。
と、緩和と呼ばれるプロセスにより、スピン（歳差運
動）する磁気モーメントのＺ’成分は主磁場Ｂ０に沿っ
た平衡状態強度Ｍ０に戻され、Ｘ’−Ｙ’平面内の同相
成分は減衰される。これらの２つの緩和プロセスの期間
はスピン・格子緩和時間、スピン・スピン緩和時間と称
され、時定数をＴ１、Ｔ２とする指数関数で特徴付けら
れる。Ｘ’−Ｙ’平面と共存する平面内の核からの磁束
の発振により磁気共鳴信号が現れるので、両緩和プロセ
スは時間の関数として信号強度を減衰させる。精度を上
げるために、静磁場Ｂ０の不均一性があるときのスピン
・スピン緩和による横方向の信号の減衰を特徴付けるた
めに見かけ上の緩和時定数Ｔ２ ＊がしばしば定義され
る。
【００１１】ＭＲ信号を発生させるために種々のコイル
がＲＦ励起パルスと傾斜磁場を発生する動作はＭＲＩ収
集シーケンスと称される。ＭＲＩ収集シーケンスの一例
を図２に示す。この例のＲＦパルスや磁場を印加する特
定のタイミングは、ＭＲ信号が１８０°スピン回転ＲＦ
パルスのエコーとして出現しているので、スピンエコー
シーケンスとして知られているものである。先ず、患者
の体組織の核のスライス、あるいはスラブ（３次元イメ
ージングの場合）に特定のＲＦ共鳴周波数に対して感度
を与えるために、傾斜磁場Ｇsliceが静磁場に沿って重
畳的に印加される。次に、特定の周波数のＲＦ励起パル
ス、あるいは歳差運動パルスβが発生され、スラブ内の
核のいくつかを静磁場に直交する方向に歳差運動させ
る。そして、強度が変化する傾斜磁場パルスＧpe（３次
元イメージングの場合はＧsliceも）を発生し、特定の
方向に沿った異なる位置にあるスラブ内の核の間に一時
的な周波数変化、すなわち位相差を発生させ、核を位相
エンコードする。同時に、ディフェーズ傾斜磁場パルス
２０（Ｇreadとして示される）が傾斜磁場パルスＧpeに
直交する方向に発生され、歳差運動する核はディフェー
ズされる（位相がずらされる）。次に、スピン（歳差運
動）する核を１８０°回転させるリフォーカシングＲＦ
パルスβｒが印加され、さらに位相エンコード傾斜磁場
Ｇpeに直交する方向にリードアウト（周波数エンコー
ド）傾斜磁場２１が印加される。１８０°リフォーカシ
ングパルスは核のスピン磁化方向を少なくとも部分的に
位相を合わせ（リフェーズし）、スピンエコーＭＲ信号
Ｓを発生させる。
がＲＦ励起パルスと傾斜磁場を発生する動作はＭＲＩ収
集シーケンスと称される。ＭＲＩ収集シーケンスの一例
を図２に示す。この例のＲＦパルスや磁場を印加する特
定のタイミングは、ＭＲ信号が１８０°スピン回転ＲＦ
パルスのエコーとして出現しているので、スピンエコー
シーケンスとして知られているものである。先ず、患者
の体組織の核のスライス、あるいはスラブ（３次元イメ
ージングの場合）に特定のＲＦ共鳴周波数に対して感度
を与えるために、傾斜磁場Ｇsliceが静磁場に沿って重
畳的に印加される。次に、特定の周波数のＲＦ励起パル
ス、あるいは歳差運動パルスβが発生され、スラブ内の
核のいくつかを静磁場に直交する方向に歳差運動させ
る。そして、強度が変化する傾斜磁場パルスＧpe（３次
元イメージングの場合はＧsliceも）を発生し、特定の
方向に沿った異なる位置にあるスラブ内の核の間に一時
的な周波数変化、すなわち位相差を発生させ、核を位相
エンコードする。同時に、ディフェーズ傾斜磁場パルス
２０（Ｇreadとして示される）が傾斜磁場パルスＧpeに
直交する方向に発生され、歳差運動する核はディフェー
ズされる（位相がずらされる）。次に、スピン（歳差運
動）する核を１８０°回転させるリフォーカシングＲＦ
パルスβｒが印加され、さらに位相エンコード傾斜磁場
Ｇpeに直交する方向にリードアウト（周波数エンコー
ド）傾斜磁場２１が印加される。１８０°リフォーカシ
ングパルスは核のスピン磁化方向を少なくとも部分的に
位相を合わせ（リフェーズし）、スピンエコーＭＲ信号
Ｓを発生させる。
【００１２】ＭＲＩシーケンスは誘起されたＭＲ信号の
中心のタイミング（いわゆる、エコー中心）において傾
斜磁場パルスが完全にバランスするように設計される。
このため、フィールドエコーを発生させるためにリード
アウト傾斜磁場を１回、または複数回反転する。あるい
は、スピンエコーを発生させるために１８０°スピン回
転ＲＦリフォーカシングパルスを印加する。
中心のタイミング（いわゆる、エコー中心）において傾
斜磁場パルスが完全にバランスするように設計される。
このため、フィールドエコーを発生させるためにリード
アウト傾斜磁場を１回、または複数回反転する。あるい
は、スピンエコーを発生させるために１８０°スピン回
転ＲＦリフォーカシングパルスを印加する。
【００１３】９０°歳差運動パルスθの中心からスピン
エコーＭＲ信号の中心までの時間はエコー時間ＴＥと称
され、パルスシーケンス全体の周期は繰り返し時間ＴＲ
と称される。通常、スピンエコーシーケンスは１８０°
ＲＦパルスからエコー信号までの時間と９０°ＲＦパル
ス〜１８０°ＲＦパルスまでの時間が等しい対称なシー
ケンスである。
エコーＭＲ信号の中心までの時間はエコー時間ＴＥと称
され、パルスシーケンス全体の周期は繰り返し時間ＴＲ
と称される。通常、スピンエコーシーケンスは１８０°
ＲＦパルスからエコー信号までの時間と９０°ＲＦパル
ス〜１８０°ＲＦパルスまでの時間が等しい対称なシー
ケンスである。
【００１４】位相エンコード傾斜磁場パルスＧpeは選択
されたスラブ、あるいはスライス内の核を第１の方向に
エンコードし、リードアウト傾斜磁場パルスＧreadは当
該スライス内の核を直交する方向（リードアウト方向と
も称する）に周波数エンコードする。このリードアウト
傾斜磁場パルスの印加によるＭＲエコー信号Ｓがそれぞ
れ異なる位相エンコード傾斜磁場パルスＧpeを有する多
数のシーケンスで収集される。収集データ（生データ、
あるいはｋ空間データとも称する）がフーリエ解析され
る。この解析結果の周波数空間でのプロット（表示）は
Ｘ−Ｙ−Ｚ空間に対応するフーリエ空間（画像空間とも
称する）での核の集合に関する情報を画像化する。
されたスラブ、あるいはスライス内の核を第１の方向に
エンコードし、リードアウト傾斜磁場パルスＧreadは当
該スライス内の核を直交する方向（リードアウト方向と
も称する）に周波数エンコードする。このリードアウト
傾斜磁場パルスの印加によるＭＲエコー信号Ｓがそれぞ
れ異なる位相エンコード傾斜磁場パルスＧpeを有する多
数のシーケンスで収集される。収集データ（生データ、
あるいはｋ空間データとも称する）がフーリエ解析され
る。この解析結果の周波数空間でのプロット（表示）は
Ｘ−Ｙ−Ｚ空間に対応するフーリエ空間（画像空間とも
称する）での核の集合に関する情報を画像化する。
【００１５】インターベンショナル磁気共鳴イメージン
グ インターベンショナルＭＲＩ（ＩＭＲＩ）のいくつかの
応用例において、組織内の針、カテーテルの位置を表示
することは非常に望ましいことである。しかしながら、
これらの処置具はたいていは常磁性体であるので、その
視認特性は複雑である。この常磁性により静磁場と弱い
強磁性の傾斜磁場に歪が発生し、しかもこの歪は静磁場
と傾斜磁場の強度、及び静磁場と傾斜磁場に関する針や
カテーテルの長軸の向きに依存する。ＭＲ画像中に見ら
れるこれらの歪はスピンエコーシーケンス、またはフィ
ールドエコーシーケンスが用いられるかに応じて異な
る。常磁性処置具による画像の歪は、主に２つある。１
つは挿入処置具のサイズの拡大であり、２つめは周囲の
組織に関する処置具の位置の移動である。
グ インターベンショナルＭＲＩ（ＩＭＲＩ）のいくつかの
応用例において、組織内の針、カテーテルの位置を表示
することは非常に望ましいことである。しかしながら、
これらの処置具はたいていは常磁性体であるので、その
視認特性は複雑である。この常磁性により静磁場と弱い
強磁性の傾斜磁場に歪が発生し、しかもこの歪は静磁場
と傾斜磁場の強度、及び静磁場と傾斜磁場に関する針や
カテーテルの長軸の向きに依存する。ＭＲ画像中に見ら
れるこれらの歪はスピンエコーシーケンス、またはフィ
ールドエコーシーケンスが用いられるかに応じて異な
る。常磁性処置具による画像の歪は、主に２つある。１
つは挿入処置具のサイズの拡大であり、２つめは周囲の
組織に関する処置具の位置の移動である。
【００１６】挿入処置具のサイズの拡大は、主に共鳴周
波数のずれと磁場不均一性による。２次元イメージング
の場合、組織を介して関心領域の位置を定義するため
に、周波数選択励起パルスとともに線形傾斜磁場が用い
られる。それ自体は単一の中空空間として見える常磁性
体の対象物について、対象物の近くの組織の核のスピン
は共鳴周波数が大きくずれ、ＲＦ励起が完全に失敗する
かもしれない。さらに、常磁性の対象物、あるいは処置
具はその周囲に大きな磁場の不均一を生じさせる。これ
が、拡散に関連する信号の損失を引き起こす。さらに、
グラディエントリコールエコー（ＧＲＥ）信号、あるい
は非対称スピンエコー（ＡＳＥ）信号、すなわちＧＲＥ
とＳＥの混合の信号に関して、ボクセル内のディフェー
ズに基づく信号の損失もある。これらの現象は、累積的
に、常磁性対象物により画像内に現れた中空領域のサイ
ズを拡大する。
波数のずれと磁場不均一性による。２次元イメージング
の場合、組織を介して関心領域の位置を定義するため
に、周波数選択励起パルスとともに線形傾斜磁場が用い
られる。それ自体は単一の中空空間として見える常磁性
体の対象物について、対象物の近くの組織の核のスピン
は共鳴周波数が大きくずれ、ＲＦ励起が完全に失敗する
かもしれない。さらに、常磁性の対象物、あるいは処置
具はその周囲に大きな磁場の不均一を生じさせる。これ
が、拡散に関連する信号の損失を引き起こす。さらに、
グラディエントリコールエコー（ＧＲＥ）信号、あるい
は非対称スピンエコー（ＡＳＥ）信号、すなわちＧＲＥ
とＳＥの混合の信号に関して、ボクセル内のディフェー
ズに基づく信号の損失もある。これらの現象は、累積的
に、常磁性対象物により画像内に現れた中空領域のサイ
ズを拡大する。
【００１７】ＧＲＥイメージングにおいては、スピンデ
ィフェーズの影響の大きさは主にエコー時間ＴＥ（９０
°励起パルスとエコー信号の最大強度の点との間の時間
で定義される）に基づく。エコー時間ＴＥが長くなる
と、ディフェーズの影響も大きくなる。しかしながら、
エコー時間ＴＥを短くすると（例えば、常磁性対象物の
サイズを変えるために）、傾斜磁場強度とＲＦ電力に対
して付加的な要求が発生する。さらに、エコー時間ＴＥ
が短くなると、その結果である短いエコーは信号対雑音
比が減少するという不具合がある。反対に、エコー時間
ＴＥはＲＦ励起パルスとＲＦリフォーカシングパルスと
の間隔の常に２倍である従来の対称スピンエコー（Ｓ
Ｅ）シーケンスでは、エコー時間ＴＥとボクセル内のデ
ィフェーズとの上述した関係は当てはまらない。しかし
ながら、スピンエコーシーケンスが非対称の場合は、デ
ィフェーズの影響は非対称の程度に依存する。
ィフェーズの影響の大きさは主にエコー時間ＴＥ（９０
°励起パルスとエコー信号の最大強度の点との間の時間
で定義される）に基づく。エコー時間ＴＥが長くなる
と、ディフェーズの影響も大きくなる。しかしながら、
エコー時間ＴＥを短くすると（例えば、常磁性対象物の
サイズを変えるために）、傾斜磁場強度とＲＦ電力に対
して付加的な要求が発生する。さらに、エコー時間ＴＥ
が短くなると、その結果である短いエコーは信号対雑音
比が減少するという不具合がある。反対に、エコー時間
ＴＥはＲＦ励起パルスとＲＦリフォーカシングパルスと
の間隔の常に２倍である従来の対称スピンエコー（Ｓ
Ｅ）シーケンスでは、エコー時間ＴＥとボクセル内のデ
ィフェーズとの上述した関係は当てはまらない。しかし
ながら、スピンエコーシーケンスが非対称の場合は、デ
ィフェーズの影響は非対称の程度に依存する。
【００１８】非対称スピンエコー（ＡＳＥ）シーケンス
のディフェーズの影響と、その磁気共鳴イメージング
（ＭＲ）への応用については、Asymmetric Spin-Echo I
magingof Magnetically Inhomogeneuos Systems: Theor
y, Experiment, and Numerical Studies by Stables et
al., MRM(1998)に記載されている。これは、毛細血管
のような磁気的に不均等な組織の画像化のための非対称
スピンエコーシーケンスを開示している。例えば、非対
称スピンエコーシーケンスが毛細血管のサイズ等の磁気
的に不安定な部分のサイズに依存するサセプタビリティ
（磁化率）緩和コントラストを画像中に作ることを示す
理論とコンピュータシミュレーションを開示する。しか
しながら、この中の議論は、主に、ＡＳＥエコープラナ
ー型イメージングシーケンスを用いて血流に酸素を送り
込むレベルに依存する（Blood Oxygenated Level Depen
dent：ＢＯＬＤ）コントラストの影響に関し、撮影され
た処置具の表示と配置に関するＩＭＲＩ中に生じる問題
点に向けられたものではない。
のディフェーズの影響と、その磁気共鳴イメージング
（ＭＲ）への応用については、Asymmetric Spin-Echo I
magingof Magnetically Inhomogeneuos Systems: Theor
y, Experiment, and Numerical Studies by Stables et
al., MRM(1998)に記載されている。これは、毛細血管
のような磁気的に不均等な組織の画像化のための非対称
スピンエコーシーケンスを開示している。例えば、非対
称スピンエコーシーケンスが毛細血管のサイズ等の磁気
的に不安定な部分のサイズに依存するサセプタビリティ
（磁化率）緩和コントラストを画像中に作ることを示す
理論とコンピュータシミュレーションを開示する。しか
しながら、この中の議論は、主に、ＡＳＥエコープラナ
ー型イメージングシーケンスを用いて血流に酸素を送り
込むレベルに依存する（Blood Oxygenated Level Depen
dent：ＢＯＬＤ）コントラストの影響に関し、撮影され
た処置具の表示と配置に関するＩＭＲＩ中に生じる問題
点に向けられたものではない。
【００１９】例えば、ＭＲ透視（リアルタイムＭＲイメ
ージング）において針やカテーテルの配置は画像のリフ
レッシュ時間ｔと画像の信号差対雑音比（ＳＤ／Ｎ）と
のトレードオフをしばしば伴う。針、またはカテーテル
が体内に挿入される場合、オペレータは短いリフレッシ
ュ時間を望む。しかし、短いリフレッシュ時間は、例え
ば、平均化処理や位相エンコードステップの欠落により
Ｓ／Ｎ比を損なう。そのため、針、またはカテーテルに
より作られる中空空間を画像中で見にくくする。この場
合、Ｓ／Ｎ比だけが影響を受けるのではなく、針、また
はカテーテルがボクセルよりも小さい場合、位相エンコ
ード（ＰＥ）方向に沿った大きなボクセルによるパーシ
ャルボリューム平均化処理によりコントラストが減少す
る。
ージング）において針やカテーテルの配置は画像のリフ
レッシュ時間ｔと画像の信号差対雑音比（ＳＤ／Ｎ）と
のトレードオフをしばしば伴う。針、またはカテーテル
が体内に挿入される場合、オペレータは短いリフレッシ
ュ時間を望む。しかし、短いリフレッシュ時間は、例え
ば、平均化処理や位相エンコードステップの欠落により
Ｓ／Ｎ比を損なう。そのため、針、またはカテーテルに
より作られる中空空間を画像中で見にくくする。この場
合、Ｓ／Ｎ比だけが影響を受けるのではなく、針、また
はカテーテルがボクセルよりも小さい場合、位相エンコ
ード（ＰＥ）方向に沿った大きなボクセルによるパーシ
ャルボリューム平均化処理によりコントラストが減少す
る。
【００２０】エコー時間とエコーの持続時間が一定であ
る場合は、信号差対雑音比はコントラストＣとＳ／Ｎ比
の積である。固定の視野に対して位相エンコードステッ
プ数（Ｐ）を減少することにより速度を上げる場合は、
針、またはカテーテルの直径がボクセルサイズより小さ
い、すなわちＳ／Ｎが（ｎ／Ｐ）1/2に比例し、ＳＤ／
Ｎが（ｎ／Ｐ）1/2に比例するならば、コントラストＣ
は位相エンコードステップ数Ｐに比例する。したがっ
て、位相エンコードステップ数Ｐを減少することにより
高速スキャンを実施する場合は、針、またはカテーテル
は目立たない。反対に、針、またはカテーテルの直径が
ボクセルサイズより大きい場合、Ｐが変化し、ＳＤ／Ｎ
が（ｎ／Ｐ）1/2に比例しても、コントラストＣは変化
しない。この場合、位相エンコードステップ数Ｐを減ら
してリフレッシュ時間を短くすると、針、またはカテー
テルが目立ってしまう。
る場合は、信号差対雑音比はコントラストＣとＳ／Ｎ比
の積である。固定の視野に対して位相エンコードステッ
プ数（Ｐ）を減少することにより速度を上げる場合は、
針、またはカテーテルの直径がボクセルサイズより小さ
い、すなわちＳ／Ｎが（ｎ／Ｐ）1/2に比例し、ＳＤ／
Ｎが（ｎ／Ｐ）1/2に比例するならば、コントラストＣ
は位相エンコードステップ数Ｐに比例する。したがっ
て、位相エンコードステップ数Ｐを減少することにより
高速スキャンを実施する場合は、針、またはカテーテル
は目立たない。反対に、針、またはカテーテルの直径が
ボクセルサイズより大きい場合、Ｐが変化し、ＳＤ／Ｎ
が（ｎ／Ｐ）1/2に比例しても、コントラストＣは変化
しない。この場合、位相エンコードステップ数Ｐを減ら
してリフレッシュ時間を短くすると、針、またはカテー
テルが目立ってしまう。
【００２１】
【発明が解決しようとする課題】このように従来のイン
ターベンショナルＭＲＩ処置においては、針やカテーテ
ル等の処置具は、画像中のコントラスト、Ｓ／Ｎ比が低
下したり、サイズが拡大することがある。
ターベンショナルＭＲＩ処置においては、針やカテーテ
ル等の処置具は、画像中のコントラスト、Ｓ／Ｎ比が低
下したり、サイズが拡大することがある。
【００２２】従って、本発明の目的は、非対称スピンエ
コーシーケンスを用いＲＦ励起パルスに関するエコー信
号の非対称性の程度を制御することにより、上述したデ
ィフェーズ現象をインターベンショナルＭＲＩ処置にお
ける利点とし、処置具の画像の視認性を改善すること
と、サイズの制御を可能とすることである。
コーシーケンスを用いＲＦ励起パルスに関するエコー信
号の非対称性の程度を制御することにより、上述したデ
ィフェーズ現象をインターベンショナルＭＲＩ処置にお
ける利点とし、処置具の画像の視認性を改善すること
と、サイズの制御を可能とすることである。
【００２３】
【課題を解決するための手段】インターベンショナルＭ
ＲＩ処置の際に組織内に挿入される常磁性体、反磁性
体、あるいは強磁性体の処置具の撮影（例えば、針、ま
たはカテーテルの位置の表示）に用いられるＩＭＲＩ方
法、及びＭＲＩスキャンシーケンスを提供する。基本的
に、本発明はそのような処置具の画像サイズを変化でき
る非対称スピンエコー（ＡＳＥ）イメージングシーケン
スを発生する方法を含む。さらに、インターベンショナ
ルＭＲＩ処置の際にＡＳＥシーケンスが実行される。本
発明によると、非対称性の程度は処置具の画像サイズを
決定する。例えば、非対称性の程度が大きいと、組織内
への挿入の初期時には針、またはカテーテルは大きく見
える。針、またはカテーテルが対象物の近くに位置しよ
り良い位置分解能が必要になると、非対称性の程度を小
さくすることによりサイズを小さくすることができる。
ＲＩ処置の際に組織内に挿入される常磁性体、反磁性
体、あるいは強磁性体の処置具の撮影（例えば、針、ま
たはカテーテルの位置の表示）に用いられるＩＭＲＩ方
法、及びＭＲＩスキャンシーケンスを提供する。基本的
に、本発明はそのような処置具の画像サイズを変化でき
る非対称スピンエコー（ＡＳＥ）イメージングシーケン
スを発生する方法を含む。さらに、インターベンショナ
ルＭＲＩ処置の際にＡＳＥシーケンスが実行される。本
発明によると、非対称性の程度は処置具の画像サイズを
決定する。例えば、非対称性の程度が大きいと、組織内
への挿入の初期時には針、またはカテーテルは大きく見
える。針、またはカテーテルが対象物の近くに位置しよ
り良い位置分解能が必要になると、非対称性の程度を小
さくすることによりサイズを小さくすることができる。
【００２４】第２の実施例によれば、ＡＳＥの非対称性
の程度は位相エンコード傾斜磁場の関数として変化され
る。シーケンスは磁場の局所的な傾斜には敏感に反応
し、静磁場不均一性により発生するような大きな変動に
対しては反応しないようになる。
の程度は位相エンコード傾斜磁場の関数として変化され
る。シーケンスは磁場の局所的な傾斜には敏感に反応
し、静磁場不均一性により発生するような大きな変動に
対しては反応しないようになる。
【００２５】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明によ
るＭＲＩ装置の実施形態を説明する。
るＭＲＩ装置の実施形態を説明する。
【００２６】周知のように、核は特定の周波数で特定の
位相で歳差運動する。核に異なる直交方向に沿って傾斜
磁場を印加することにより、歳差運動の周波数と位相は
核を空間的にエンコードするために使うことができる。
直交方法の１つの方向において、核のスライスが励起さ
れる。このスライス内では、スライス内の残りの２つの
方向からＭＲ信号が抽出される。選択された核の歳差運
動の周波数を用いて核は一方向に空間的にエンコードさ
れ、選択された核の歳差運動の位相を用いて核は他（第
２の）方向に空間的にエンコードされる。その結果のＭ
Ｒ信号の複素周波数と位相を解析することにより、選択
されたスライス内の核密度に関する情報が得られる。
位相で歳差運動する。核に異なる直交方向に沿って傾斜
磁場を印加することにより、歳差運動の周波数と位相は
核を空間的にエンコードするために使うことができる。
直交方法の１つの方向において、核のスライスが励起さ
れる。このスライス内では、スライス内の残りの２つの
方向からＭＲ信号が抽出される。選択された核の歳差運
動の周波数を用いて核は一方向に空間的にエンコードさ
れ、選択された核の歳差運動の位相を用いて核は他（第
２の）方向に空間的にエンコードされる。その結果のＭ
Ｒ信号の複素周波数と位相を解析することにより、選択
されたスライス内の核密度に関する情報が得られる。
【００２７】図１は本発明の第1実施形態のＭＲＩシス
テムを示す。本システムは患者撮影空間１１内でほぼ均
一な１次の偏向静磁場Ｂ０を発生する大型の静磁場磁石
１０を含む。撮影空間１１内に患者１３の所望の部分を
送入する寝台装置１２が設けられる。傾斜磁場は傾斜磁
場コイル１４により選択的に発生される。ＲＦコイル１
５は撮影空間内の患者の組織へ歳差運動パルスを送信す
る。患者組織から送信されたＭＲ信号を構成するＲＦ応
答はＲＦ検出器１６により受信される。
テムを示す。本システムは患者撮影空間１１内でほぼ均
一な１次の偏向静磁場Ｂ０を発生する大型の静磁場磁石
１０を含む。撮影空間１１内に患者１３の所望の部分を
送入する寝台装置１２が設けられる。傾斜磁場は傾斜磁
場コイル１４により選択的に発生される。ＲＦコイル１
５は撮影空間内の患者の組織へ歳差運動パルスを送信す
る。患者組織から送信されたＭＲ信号を構成するＲＦ応
答はＲＦ検出器１６により受信される。
【００２８】ＭＲＩデータを収集するために、ＭＲＩシ
ステムはプログラマブルコンピュータ／プロセッサ１９
の制御の下でＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１
７，１８を介して傾斜磁場とＲＦ歳差運動パルスを発生
する。さらに、プロセッサ１９は傾斜磁場アンプ２０と
ＲＦ信号源、増幅回路２１，２２を制御する。ＭＲ信号
（ＲＦ検出器）回路２２はシールドされたＭＲＩシステ
ムガントリ内に置かれたＭＲ信号ＲＦコイル１６と好適
に干渉する。受信したＭＲ応答はＡ／Ｄ変換器２３によ
りディジタル化され、プロセッサ１９に供給される。プ
ロセッサ１９は画像処理のためのアレイプロセッサと、
データ収集とＭＲ信号データの処理を制御するプログラ
ムが格納され、制御端末２４のＣＲＴで画像を表示させ
るためにプログラムが選択的に利用される所望のコンピ
ュータプログラム記録媒体（図示せず）とを有する。Ｍ
ＲＩシステムはイメージングシーケンスコントローラ１
７，１８を通してオペレータの制御を行使するためのキ
ーボードスイッチ等の入力部材を具備する制御端末２４
を有する。画像は直にフィルム上に記録してもよいし、
プリンタ２３により他の媒体上に記録してもよい。
ステムはプログラマブルコンピュータ／プロセッサ１９
の制御の下でＭＲＩパルスシーケンスコントローラ１
７，１８を介して傾斜磁場とＲＦ歳差運動パルスを発生
する。さらに、プロセッサ１９は傾斜磁場アンプ２０と
ＲＦ信号源、増幅回路２１，２２を制御する。ＭＲ信号
（ＲＦ検出器）回路２２はシールドされたＭＲＩシステ
ムガントリ内に置かれたＭＲ信号ＲＦコイル１６と好適
に干渉する。受信したＭＲ応答はＡ／Ｄ変換器２３によ
りディジタル化され、プロセッサ１９に供給される。プ
ロセッサ１９は画像処理のためのアレイプロセッサと、
データ収集とＭＲ信号データの処理を制御するプログラ
ムが格納され、制御端末２４のＣＲＴで画像を表示させ
るためにプログラムが選択的に利用される所望のコンピ
ュータプログラム記録媒体（図示せず）とを有する。Ｍ
ＲＩシステムはイメージングシーケンスコントローラ１
７，１８を通してオペレータの制御を行使するためのキ
ーボードスイッチ等の入力部材を具備する制御端末２４
を有する。画像は直にフィルム上に記録してもよいし、
プリンタ２３により他の媒体上に記録してもよい。
【００２９】システムコンピュータ／プロセッサ１９に
関連して、オペレータにはＭＲＩシーケンス／データ処
理法の選択メニューが提示される。実施形態では、オペ
レータが選択可能な選択肢は、可変のΔＴＥを有し、イ
ンターベンショナル処置の際に処置具のＭＲ透視（リア
ルタイム）表示が可能なＡＳＥシーケンスを発生するプ
ログラムである。
関連して、オペレータにはＭＲＩシーケンス／データ処
理法の選択メニューが提示される。実施形態では、オペ
レータが選択可能な選択肢は、可変のΔＴＥを有し、イ
ンターベンショナル処置の際に処置具のＭＲ透視（リア
ルタイム）表示が可能なＡＳＥシーケンスを発生するプ
ログラムである。
【００３０】可変ＡＳＥイメージングシーケンス 図３に示すように、本発明のイメージングシーケンス
は、主に、適切にタイミング制御されたＲＦパルス３
０，３１、それに続くスライス選択傾斜磁場パルスＧ
slice、位相エンコード傾斜磁場パルスＧpe、さらにリ
ードアウト傾斜磁場パルス３２（Ｇread）からなる非対
称（ＡＳＥ）ＲＦパルスシーケンスである。このパルス
シーケンスはスピンエコー３３を収集する。核ディフェ
ーズパルスを位相エンコードパルスに直交する方向に印
加してもよい。本発明の各スキャンシーケンスＴＲは、
基本的には、スピンエコーを発生するためのＲＦスライ
ス選択９０°核歳差（励起）パルス３０と１８０°リフ
ォーカスパルス３１とからなる。画像データを発生する
ために、一連のスキャンシーケンスを異なる位相エンコ
ード傾斜磁場に対して行う。従来のスピンエコーシーケ
ンスでは、励起パルス３０の中心とスピンエコー３３の
最大振幅値との間のエコー時間ＴＥはＲＦリフォーカス
パルス３１に関して対称である。本発明では、エコー時
間ＴＥはリフォーカスパルス３１のタイミング、及び／
またはリードアウト傾斜磁場パルス３２のタイミングを
調整することにより所定量ΔＴＥだけ可変である。した
がって、エコー時間ＴＥはＲＦリフォーカスパルス３１
に関して所定量ΔＴＥだけ非対称となる。この非対称性
の程度は処置具の画像の明瞭性、コントラスト、サイズ
を変えるために、インターベンショナルＭＲＩ処置の際
に発生する各画像毎に可変することができる。
は、主に、適切にタイミング制御されたＲＦパルス３
０，３１、それに続くスライス選択傾斜磁場パルスＧ
slice、位相エンコード傾斜磁場パルスＧpe、さらにリ
ードアウト傾斜磁場パルス３２（Ｇread）からなる非対
称（ＡＳＥ）ＲＦパルスシーケンスである。このパルス
シーケンスはスピンエコー３３を収集する。核ディフェ
ーズパルスを位相エンコードパルスに直交する方向に印
加してもよい。本発明の各スキャンシーケンスＴＲは、
基本的には、スピンエコーを発生するためのＲＦスライ
ス選択９０°核歳差（励起）パルス３０と１８０°リフ
ォーカスパルス３１とからなる。画像データを発生する
ために、一連のスキャンシーケンスを異なる位相エンコ
ード傾斜磁場に対して行う。従来のスピンエコーシーケ
ンスでは、励起パルス３０の中心とスピンエコー３３の
最大振幅値との間のエコー時間ＴＥはＲＦリフォーカス
パルス３１に関して対称である。本発明では、エコー時
間ＴＥはリフォーカスパルス３１のタイミング、及び／
またはリードアウト傾斜磁場パルス３２のタイミングを
調整することにより所定量ΔＴＥだけ可変である。した
がって、エコー時間ＴＥはＲＦリフォーカスパルス３１
に関して所定量ΔＴＥだけ非対称となる。この非対称性
の程度は処置具の画像の明瞭性、コントラスト、サイズ
を変えるために、インターベンショナルＭＲＩ処置の際
に発生する各画像毎に可変することができる。
【００３１】他の実施形態では、非対称性の程度は各位
相エンコード傾斜磁場毎にΔＴＥが異なるように位相エ
ンコードステップＧpeの関数として変化する。この結
果、イメージングシーケンスは磁場の局所的な傾斜には
敏感に反応し、静磁場不均一性により発生するような大
きな変動に対しては反応しないようになる。
相エンコード傾斜磁場毎にΔＴＥが異なるように位相エ
ンコードステップＧpeの関数として変化する。この結
果、イメージングシーケンスは磁場の局所的な傾斜には
敏感に反応し、静磁場不均一性により発生するような大
きな変動に対しては反応しないようになる。
【００３２】データ、画像収集ステップ 図４を参照して本発明により画像のサイズを可変するた
めに非対称性が可変な非対称スピンエコーシーケンスを
用いてインターベンショナル処置の際に組織内に挿入さ
れた常磁性体、反磁性体、強磁性体の処置具を撮影する
基本的なステップを説明する。本発明の全ステップは従
来のプログラミング技術によりＭＲＩシステムに関連す
るコンピュータ、あるいはプロセッサ上に実現される。
めに非対称性が可変な非対称スピンエコーシーケンスを
用いてインターベンショナル処置の際に組織内に挿入さ
れた常磁性体、反磁性体、強磁性体の処置具を撮影する
基本的なステップを説明する。本発明の全ステップは従
来のプログラミング技術によりＭＲＩシステムに関連す
るコンピュータ、あるいはプロセッサ上に実現される。
【００３３】ステップ４１で、操作技師の経験に基づい
て非対称性の程度を示すパラメータであるΔＴＥの初期
値が選択される。この初期値は所定の非対称性を有する
ＡＳＥシーケンスを提供するためにＭＲＩシステムオペ
レータにより従来手段によりプログラムされたＭＲＩシ
ーケンスコントローラに入力される。ステップ４２で、
インターベンショナル処置の際に非対称性パラメータの
初期値を有するＡＳＥスキャンシーケンスがＭＲＩ装置
により実行される。ＭＲＩ装置は単一スキャン、リアル
タイム透視のいずれのモードでも動作可能である。ステ
ップ４３に示すように、ＭＲエコー信号の収集中、ある
いは収集後、ｋ空間データは画像領域データに変換さ
れ、画像が表示される。この画像を見て、オペレータは
処置具の画像サイズを増加するか、あるいは減少するた
めに、パラメータΔＴＥの初期値を増加、あるいは減少
するかを決定する。ステップ４４に示すように、非対称
性パラメータはシステムプログラムによった所定量だ
け、あるいはシステムオペレータにより入力された選択
量だけ自動的に増加、または減少する。ステップ４５
で、新画像を発生するために、この更新されたパラメー
タΔＴＥを用いてＡＳＥイメージングシーケンスが実行
される。この処理がインターベンショナル処置中、必要
なだけ、あるいは所望するだけ繰り返される。
て非対称性の程度を示すパラメータであるΔＴＥの初期
値が選択される。この初期値は所定の非対称性を有する
ＡＳＥシーケンスを提供するためにＭＲＩシステムオペ
レータにより従来手段によりプログラムされたＭＲＩシ
ーケンスコントローラに入力される。ステップ４２で、
インターベンショナル処置の際に非対称性パラメータの
初期値を有するＡＳＥスキャンシーケンスがＭＲＩ装置
により実行される。ＭＲＩ装置は単一スキャン、リアル
タイム透視のいずれのモードでも動作可能である。ステ
ップ４３に示すように、ＭＲエコー信号の収集中、ある
いは収集後、ｋ空間データは画像領域データに変換さ
れ、画像が表示される。この画像を見て、オペレータは
処置具の画像サイズを増加するか、あるいは減少するた
めに、パラメータΔＴＥの初期値を増加、あるいは減少
するかを決定する。ステップ４４に示すように、非対称
性パラメータはシステムプログラムによった所定量だ
け、あるいはシステムオペレータにより入力された選択
量だけ自動的に増加、または減少する。ステップ４５
で、新画像を発生するために、この更新されたパラメー
タΔＴＥを用いてＡＳＥイメージングシーケンスが実行
される。この処理がインターベンショナル処置中、必要
なだけ、あるいは所望するだけ繰り返される。
【００３４】画像例 本発明の撮影法の対象物の例を作るために、直径２ｍｍ
の１４ゲージの針がゼラチン状の溶液に浸され、冷却に
より固定される。本発明に基づき０．３５テスラで動作
するＭＲＩシステムにより撮影された中間調画像のディ
スプレイの表示例を図５の（ａ）〜（ｄ）に示す。画像
は、エコー時間ＴＥが１５ｍｓで可変ΔＴＥが約０〜５
ｍｓの上述したＡＳＥシーケンスを用いて収集されたデ
ータから生成された。この例では、ＲＦ励起パルスとリ
フォーカスパルスの各々は１５００Ｈｚの帯域を有し、
画像はＴＲ＝５００ｍｓ、スライス厚＝５ｍｍ、視野
（ＦＯＶ）＝２０ｃｍ、画素マトリクスサイズ＝２５６
×２５６で２回の信号の平均により収集された。
の１４ゲージの針がゼラチン状の溶液に浸され、冷却に
より固定される。本発明に基づき０．３５テスラで動作
するＭＲＩシステムにより撮影された中間調画像のディ
スプレイの表示例を図５の（ａ）〜（ｄ）に示す。画像
は、エコー時間ＴＥが１５ｍｓで可変ΔＴＥが約０〜５
ｍｓの上述したＡＳＥシーケンスを用いて収集されたデ
ータから生成された。この例では、ＲＦ励起パルスとリ
フォーカスパルスの各々は１５００Ｈｚの帯域を有し、
画像はＴＲ＝５００ｍｓ、スライス厚＝５ｍｍ、視野
（ＦＯＶ）＝２０ｃｍ、画素マトリクスサイズ＝２５６
×２５６で２回の信号の平均により収集された。
【００３５】針画像のサイズは４枚の画像の各々のΔＴ
Ｅを０ｍｓ〜４ｍｓまで１ｍｓ毎に変えることにより
２．３ｍｍから９．４ｍｍまで変化する。図５の（ａ）
はΔＴＥ＝０ｍｓのＡＳＥ画像を、（ｂ）はΔＴＥ＝１
ｍｓのＡＳＥ画像を、（ｃ）はΔＴＥ＝２ｍｓのＡＳＥ
画像を、（ｄ）はΔＴＥ＝３ｍｓのＡＳＥ画像を示す。
Ｅを０ｍｓ〜４ｍｓまで１ｍｓ毎に変えることにより
２．３ｍｍから９．４ｍｍまで変化する。図５の（ａ）
はΔＴＥ＝０ｍｓのＡＳＥ画像を、（ｂ）はΔＴＥ＝１
ｍｓのＡＳＥ画像を、（ｃ）はΔＴＥ＝２ｍｓのＡＳＥ
画像を、（ｄ）はΔＴＥ＝３ｍｓのＡＳＥ画像を示す。
【００３６】本発明を現在最も実用的で、しかも好まし
い実施形態について説明したが、本発明は上述した実施
形態に限定されず、本発明の趣旨を変更しない範囲で種
々変形して実施可能である。
い実施形態について説明したが、本発明は上述した実施
形態に限定されず、本発明の趣旨を変更しない範囲で種
々変形して実施可能である。
【００３７】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、イ
ンターベンショナルＭＲＩ処置の際に組織内に挿入され
る処置具の撮影において、非対称性が可変の非対称スピ
ンエコーイメージングシーケンスを実行し、非対称性の
程度を変えることにより、処置具の画像サイズを変化す
ることができる。
ンターベンショナルＭＲＩ処置の際に組織内に挿入され
る処置具の撮影において、非対称性が可変の非対称スピ
ンエコーイメージングシーケンスを実行し、非対称性の
程度を変えることにより、処置具の画像サイズを変化す
ることができる。
【図１】本発明によるＭＲＩシステムの構成を示すブロ
ック図。
ック図。
【図２】スピンエコーＭＲ信号を発生するためのＭＲＩ
パルスシーケンスの例を示すＲＦパルスと傾斜磁場パル
ス波形のタイミング図。
パルスシーケンスの例を示すＲＦパルスと傾斜磁場パル
ス波形のタイミング図。
【図３】本発明による可変ΔＴＥの非対称スピンエコー
イメージングシーケンスを示すＲＦパルスと傾斜磁場パ
ルス波形のタイミング図。
イメージングシーケンスを示すＲＦパルスと傾斜磁場パ
ルス波形のタイミング図。
【図４】本発明により図１に示したＭＲＩシステムによ
り実行される非対称スピンエコーイメージングシーケン
スのためのデータ処理ステップを示すフロー図。
り実行される非対称スピンエコーイメージングシーケン
スのためのデータ処理ステップを示すフロー図。
【図５】ゼラチン溶液に浸された針の本発明による非対
称スピンエコーＭＲＩ画像（中間調画像）のディスプレ
イ表示例を示す写真。
称スピンエコーＭＲＩ画像（中間調画像）のディスプレ
イ表示例を示す写真。
１０…静磁場磁石 １４…傾斜磁場コイル １５，１６…ＲＦコイル １７…傾斜磁場パルスシーケンスコントローラ １８…ＲＦパルスシーケンスコントローラ １９…コンピュータ ２０…傾斜磁場アンプ ２１…ＲＦアンプ ２２…ＲＦアンプ／検出器 ２３…フィルム ２４…制御端末
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウェイノ・ツァン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94404、フォスター・シティ、ピンタ・レ ーン 746 (72)発明者 レオン・コーフマン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94118、サンフランシスコ、フォース・ア ベニュー 161 (72)発明者 ヘクター・アブラム 追って補充
Claims (10)
- 【請求項１】 インターベンショナル処置の際にＭＲＩ
により撮影される処置具のサイズを可変する方法におい
て、 インターベンショナル処置の際にＭＲＩ装置により非対
称性の程度を示すパラメータΔＴＥの初期値について非
対称スピンエコーシーケンスを実行するステップと、 前記非対称スピンエコーシーケンスにより得られたＭＲ
Ｉエコー信号からなるｋ空間データを収集するステップ
と、 前記ｋ空間データを所定のフーリエ変換処理により画像
領域のデータへ変換し、該画像領域のデータを用いて画
像を表示するステップと、 前記パラメータΔＴＥの初期値を所定量増減することに
より前記パラメータΔＴＥを更新するステップと、 前記更新したΔＴＥを用いて非対称スピンエコーシーケ
ンスを実行し、インターベンショナル処置の際に使われ
る処置具の画像サイズを変化するステップと、 を具備することを特徴とする方法。 - 【請求項２】 前記処置具の画像サイズを変えるために
ＭＲＩ装置のリアルタイムモードにおいて非対称性の程
度を示すパラメータが可変の非対称スピンエコーシーケ
ンスが用いられることを特徴とする請求項１に記載の方
法。 - 【請求項３】 前記処置具は常磁性体、反磁性体、強磁
性体のいずれかからなることを特徴とする請求項１に記
載の方法。 - 【請求項４】 前記パラメータΔＴＥは位相エンコード
傾斜磁場の関数として変化する所定量だけ更新されるこ
とを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 前記更新されたパラメータΔＴＥは前記
処置具の画像のコントラスト特性を変えることを特徴と
する請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 ＭＲＩ装置の一部分を構成する多数の磁
場発生コイルと検出コイルとにより実現され、非対称ス
ピンエコーＭＲＩシーケンスを発生するための伝播信号
シーケンスであり、処置具の画像サイズを制御するため
に非対称性が可変である伝播信号シーケンスにおいて、 撮影領域選択用の傾斜磁場パルスと、 位相エンコード用の傾斜磁場パルスと、 リードアウト用の傾斜磁場パルスと、 ＲＦ励起パルスと少なくとも１つのＲＦリフォーカスパ
ルスとを有する非対称ＲＦ歳差運動パルスシーケンスと
を具備し、該非対称ＲＦ歳差運動パルスシーケンスは前
記ＲＦ励起パルスの発生タイミングと前記ＲＦリフォー
カスパルスの発生タイミングの間の時間と、前記ＲＦリ
フォーカスパルスと検出されたＮＭＲスピンエコー信号
との間の時間が異なるように前記ＲＦ励起パルス、リフ
ォーカシングパルス、リードアウト傾斜磁場パルスの間
の時間的な非対称性の程度が可変であり、該非対称性の
程度が処置具のサイズに影響することを特徴とする伝播
信号シーケンス。 - 【請求項７】 前記処置具は常磁性体、反磁性体、強磁
性体のいずれかからなることを特徴とする請求項６に記
載の伝播信号シーケンス。 - 【請求項８】 前記非対称性の程度は前記位相エンコー
ド用の傾斜磁場パルスにより発生される位相エンコード
用の傾斜磁場の関数として変化することを特徴とする請
求項６に記載の伝播信号シーケンス。 - 【請求項９】 前記非対称性の程度は前記処置具の画像
のコントラスト特性を変えることを特徴とする請求項６
に記載の伝播信号シーケンス。 - 【請求項１０】 前記非対称性の程度はインターベンシ
ョナルＭＲＩ透視処置において組織内に挿入された処置
具の画像サイズを決定することを特徴とする請求項６に
記載の伝播信号シーケンス。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US190599 | 1998-11-12 | ||
| US09/190,599 US6332088B1 (en) | 1998-11-12 | 1998-11-12 | Method and apparatus for imaging instruments during interventional MRI using asymmetric spin echo sequences |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000139876A true JP2000139876A (ja) | 2000-05-23 |
| JP2000139876A5 JP2000139876A5 (ja) | 2006-11-16 |
| JP4493763B2 JP4493763B2 (ja) | 2010-06-30 |
Family
ID=22702006
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32268699A Expired - Fee Related JP4493763B2 (ja) | 1998-11-12 | 1999-11-12 | 磁気共鳴イメージング装置及び画像サイズ可変装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6332088B1 (ja) |
| JP (1) | JP4493763B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002069800A1 (fr) * | 2001-03-01 | 2002-09-12 | Hitachi Medical Corporation | Appareil d'imagerie par resonance magnetique |
| CN105814449A (zh) * | 2013-12-12 | 2016-07-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有水/脂肪分离的零回波时间mr成像 |
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| AU2002235546A1 (en) * | 2000-08-22 | 2002-03-04 | Randell L. Mills | 4 dimensional magnetic resonance imaging |
| US8214015B2 (en) * | 2001-02-06 | 2012-07-03 | Medtronic Vascular, Inc. | In vivo localization and tracking of tissue penetrating catheters using magnetic resonance imaging |
| US6809517B2 (en) * | 2001-12-10 | 2004-10-26 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Magnetic resonance imaging of prostate brachytherapy seeds |
| GB0209892D0 (en) * | 2002-04-30 | 2002-06-05 | Oxford Instr Superconductivity | Imaging assembly |
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| US8064982B2 (en) * | 2006-11-21 | 2011-11-22 | Battelle Memorial Institute | Methods for magnetic resonance analysis using magic angle technique |
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| WO2012142715A1 (en) * | 2011-04-22 | 2012-10-26 | Sunnybrook Health Sciences Centre | Nmr signals spatial encoding using magnetic susceptibility markers |
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| US4837513A (en) | 1988-04-14 | 1989-06-06 | The Regents Of The University Of California | MRI using asymmetric RF nutation pulses and asymmetric synthesis of complex conjugated SE data to reduce TE and T2 decay NMR spin echo responses |
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1998
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-
1999
- 1999-11-12 JP JP32268699A patent/JP4493763B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| CN105814449A (zh) * | 2013-12-12 | 2016-07-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有水/脂肪分离的零回波时间mr成像 |
| CN105814449B (zh) * | 2013-12-12 | 2019-04-30 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有水/脂肪分离的零回波时间mr成像 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6332088B1 (en) | 2001-12-18 |
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