JP2002533137A - 円筒座標中にカテーテルアンテナを用いたｍｒｉ - Google Patents

円筒座標中にカテーテルアンテナを用いたｍｒｉ

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JP2002533137A
JP2002533137A JP2000522472A JP2000522472A JP2002533137A JP 2002533137 A JP2002533137 A JP 2002533137A JP 2000522472 A JP2000522472 A JP 2000522472A JP 2000522472 A JP2000522472 A JP 2000522472A JP 2002533137 A JP2002533137 A JP 2002533137A
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magnetic resonance
resonance imaging
antenna
catheter
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アタラー，アージン
オカリ，オガン
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Johns Hopkins University
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Abstract

(57)【要約】 円筒座標を用いたＭＲＩ方法であって、ＲＦパルス送信用アンテナとＲＦパルス送信用ボディーコイル(37)に連繋された細長いカテーテル(40)を用いる。周方向の位相エンコーディングは、カテーテルアンテナ(40)又はボディーコイル(37)の何れかからの初期ＲＦパルスを印加し、続いて、アンテナとボディーコイルとの間で交互に入れ替わる源(ソース)を用いて、一連の初期ＲＦパルスを印加することによって行なわれる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の分野】
本発明は、円筒座標、カテーテルアンテナ及び関連装置を用いて磁気共鳴分析
を行なう方法に関し、より具体的には、かかる磁気共鳴像の作成に関し、ＲＦパ
ルス源(source of RF pulses)として、カテーテルアンテナ及びボディーコイル
手段を交互に使用することにより、高解像度画像を容易に得られるようにするも
のである。
【０００２】
【従来技術の説明】
非侵入式及び非破壊式の検査法は、医学及び産業の両分野に適用され、その利
点は以前から知られている。医学的な利用に関しては、損傷可能性のあるＸ線放
射に患者を曝すことを少なくできる点で望ましいものであり、例えば、超音波像
や磁気共鳴像の作成のように、他の非侵入式イメージング法を用いて、物体の像
作成を行なうことは知られている。これについては、例えば、米国特許第4,766,
381号、第5,099,208号、第5,352,979号、第5,512,825号を参照することができる
。
【０００３】 一般的な意味において、磁気共鳴イメージング、すなわち磁気共鳴像の作成は
、主磁界中に配置された被検物の対象領域(region of interest)に、ラジオ周波
数(ＲＦ)のエネルギーをどっと供給して、水素核又はその他の核からの磁気放射
の応答性放出(responsive emission)を誘導することにより行われる。発せられ
た信号は、応答の強さ、及び応答性磁気共鳴信号を発する核の空間起点に関する
情報を提供できるように検出されることができる。一般的に、像の作成は、スラ
イス又は一平面、多重平面又は三次元体の中で実行され、応答して放出された磁
気放射に対応する情報がコンピュータに送られ、信号の強さに対応する数の形態
の情報が格納される。コンピュータはフーリエ変換により画素値を設定し、時間
の関数としての信号振幅が、周波数の関数としての信号振幅に変換される。信号
はコンピュータの中に格納され、増強されて、又は増強されることなく、例えば
ブラウン管の如き画像スクリーン表示装置へ送られ、ここで、コンピュータ出力
により作成された像は、強さの異なる白黒の対照をなす領域で表示されるか、色
合いと強さの異なるカラー表示される。
【０００４】 現在のシステムでは、超高解像度を得ることは難しい。従来の方法では、立ち
上がり時間が極めて短い高強度のグラディエント(gradient)を用いて、顕微鏡的
な又はほぼ顕微鏡的な解像度を達成することができる。しかしながら、これらグ
ラディエントは、非常に高価であり、神経刺激閾(nerve stimulation threshold
)によって、最大グラディエント強さは制限を受ける。
【０００５】
【発明の要旨】
本発明は、上述の要請を満足するものである。本発明では、高強度グラディエ
ントを用いることなく、高解像度を得ることができる。これは、独特の円筒型エ
ンコーディング方法及びそれに関連する装置の使用を通じて達成される。
【０００６】 本発明は、支持部材、カテーテルアンテナ及び、動作が関連付けられたボディ
ーコイルの使用を含んでいる。例えばアテローム斑(atherosclerotic plaques)
の検査において血管の像作成が用いられる実施例では、カテーテルアンテナとボ
ディーコイルは、カテーテルと関連付けられて作用する。
【０００７】 本発明の方法の一実施例では、直交座標系とは異なる円筒座標を用いて、磁気
共鳴の像作成を行なうことを含んでいる。主磁界は、被検物の対象領域にて、カ
テーテルアンテナと同一線上となるように印加される(imposed)。周方向(circum
ferential)の位相エンコーディング(phase encoding)は、カテーテルアンテナ又
はボディーコイル手段からの初期ＲＦパルスを対象領域に印加し(apply)、引き
続いて、ＲＦパルス源としてのカテーテルアンテナとボディーコイル手段との間
で交互に切り替わる一連の初期ＲＦパルス(initial series of RF pulses)を印
加することにより達成される。径方向(radical phase)の位相エンコーディング
は、カテーテルアンテナからの最初のＲＦパルスを印加することによって達成さ
れる。軸方向(longitudinal)のグラディエント磁気パルスは、対象領域に印加さ
れ、磁気共鳴信号を空間的にコード化する。一実施例として、円筒座標の像は、
周方向の位相エンコーディングステップと、軸方向の周波数エンコーディングス
テップとから得られた情報を組み合わせることによって得られる。他の実施例と
して、径方向の位相エンコーディングステップから得られた情報は、周方向及び
軸方向のステップから得られた情報と結合される。本発明の一実施例として、周
方向の位相エンコーディングは、カテーテルアンテナ又はボディーコイル手段の
どちらかにより印加された初期９０度パルスと、カテーテルアンテナ又はボディ
ーコイル手段から生じたもので、交互に切り替わる一連のＲＦパルスを利用する
ことによって達成される。
【０００８】 径方向の位相エンコーディングは、振幅変調(amplitude modulation)法によっ
て達成される。ハードパルスである初期ＲＦパルスが供給される。当該分野の専
門家にはよく知られているとおり、「ハードパルス(hard pulse)」とは、非断熱
性(non-adiabatic)であり、スライス／周波数の選択ができないＲＦパルスであ
る。これらパルスの持続時間は、一般に、１msecよりも短い。
【０００９】 他の実施例として、９０度ＲＦパルスは、初期ハードパルスの直後に、振幅変
調を位相変調に変化させるために用いられる。
【００１０】 ＲＦパルス源、カテーテルアンテナ又はボディーコイル手段、本発明方法の周
方向位相エンコーディング部分又は径方向位相エンコーディング部分における使
用の如何により、パルスは、断熱性又は非断熱性となる。
【００１１】 装置は、支持部材と、互いに関連付けされて作動するカテーテルアンテナ及び
ボディーコイル手段とを有することができる。対象領域に主磁界を発生させる磁
界発生装置が設けられる。周方向の位相エンコーディング手段は、カテーテルア
ンテナとボディーコイル手段からのＲＦパルスを対象領域へ交互に印加するため
に設けられる。径方向の位相エンコーディング手段は、カテーテルアンテナから
の最初の径方向ＲＦパルスを対象領域へ印加するために設けられる。コンピュー
タ手段は、周方向の位相エンコーディング、径方向の位相エンコーディング、軸
方向周波数のエンコーディングから得られたデータを受信し、これらから円筒状
画像データを作成するために設けられる。コンピュータ手段はまた、カテーテル
アンテナ又はボディーコイル手段からのＲＦパルスを開始する(initiate)ために
コントロール手段へ信号を送り、また、グラディエント波形を作り出すためにコ
ントロール手段へ信号を送る。
【００１２】 ここで用いられた磁気共鳴分析(magnetic resonance analysis)とは、化学シ
フトスペクトルを作り出すことによる画像作成と分光の両方を包含している。
【００１３】 本発明の目的は、円筒座標を用いて磁気共鳴分析を行なう方法及び装置を提供
することである。
【００１４】 本発明の更なる目的は、カテーテルアンテナを用いて、高強度グラディエント
を使用することなく、容易に高解像度画像を得る方法及び装置を提供することで
ある。
【００１５】 さらに、本発明は、従来の磁気共鳴画像作成装置を利用することのできる方法
及び装置を提供することを目的とする。
【００１６】 本発明の更なる目的は、カテーテルと組み合わせて用いられ、例えば血管のよ
うに、患者の体内の画像の作成又は化学シフトスペクトルの作成を容易に行なう
ことのできるシステムであって、アテローム斑の検査目的に用いることのできる
システムを提供することである。
【００１７】 さらに、本発明の目的は、迅速(rapid)、かつ高信頼性を以て機能を果たすの
に適したシステムを提供することである。
【００１８】 本発明の更なる目的は、空間的に変化するボクセルサイズが情報をもたらすシ
ステムを提供することである。
【００１９】 本発明の更なる目的は、円筒座標系中で二次元又は三次元の磁気共鳴画像を作
成するのに利用できる方法及び装置を提供することである。
【００２０】 本発明のこれら目的及びその他の目的は、添付の図面を参照した本発明の以下
の説明から十分に理解されるであろう。
【００２１】
【望ましい実施例の説明】
この明細書で用いられる「患者(patient)」という語は、人間を含む動物を意
味する。 この明細書で用いられる「被検物(specimen)」とは、画像作成のために主磁界
に配置されるすべての物体を意味するものとし、該物体は、患者、生物学的な組
織サンプル、動物から除去された供試被検物に限定されるものではない。その他
に、磁気共鳴によって画像を作成することのできる無生物、すなわち水分又は感
受性核(sensitive nuclei)の源を含有する無生物を挙げることができる。 この明細書中で用いられる「ボディーコイル(body coils)」とは、対象領域の
周りに均一性の高いＲＦ磁界を発生させることのできる全てのアンテナを意味す
る。 この明細書中で用いられる「カテーテルアンテナ(catheter antenna)」とは、
位相プロファイルが周方向に変化する位相プロファイルを有するＲＦ磁界を発生
させることのできる全てのアンテナを意味する。望ましくは、このアンテナは、
軸方向及び半径方向に沿って均一な位相(uniform phase)を有している。
【００２２】 図１は、磁気共鳴分析の全体概念を示す説明図である。ＲＦ源(2)は、パルス
化されたラジオ周波数(ＲＦ)エネルギーを被検物へ加えるものであり、被検物は
患者(4)であって、図示の形態では、磁界発生器(6)によって作られた主磁界中に
置かれている。被検物は、通常、主磁界と同一線上にあり、ＲＦパルスは、該主
磁界と直交する方向に発せられる。斜め像(oblique imaging)を用いる場合、磁
界の空間グラディエントを表わすＲＦベクトルの衝突角度は、円筒座標から角度
がズレている。この配置により、対象領域、つまり画像作成されるべき範囲又は
容積の内部で核の励起が起こり、磁気エネルギーの応答性放出がもたらされ、受
信機(8)によってピックアップされる。
【００２３】 受信機(8)は、磁気エネルギーの応答性放出の結果として内部に誘導された電
圧を有するカテーテルアンテナであってよい。受信機(8)から出される信号は、
アナログ−デジタル(Ａ／Ｄ)変換器(10)を通過し、コンピュータ(12)に入力され
る。コンピュータ(12)では、信号がフーリエ変換されて、振幅対時間のプロット
を、振幅対周波数にプロットすることにより、周波数分布のマップに変換する。
フーリエ変換を行なうことにより、特定の画素の強度値と位置が設定される。こ
れら値は、格納され、増進される(enhanced)か或いは処理されることにより、例
えばブラウン管(16)のような適当なスクリーンの上に表示されることができる。
【００２４】 図２に示す被検物(30)は、人間であり、頭部(31)、胴体(32)、腕(33)(34)及び
脚(35)(36)を有する。被検物(30)は、マグネット(38)によって発生した主磁界内
で、ボディーコイル(37)の近傍に配置される。マグネット(38)は、磁気共鳴イメ
ージング用スキャナへ用いられるのに適したものであればどんなマグネットであ
ってもよく、例えば、永久磁石、超伝導体又は抵抗磁石などを例示できる。カテ
ーテルアンテナ(40)は、ループレスカテーテルアンテナを用いることができ、該
アンテナは、大腿部の動脈を通って通常の方法で患者(30)の中に誘導され、対象
領域(41)の近くにあるアンテナを用いて胴体(32)の中に誘導される。ループレス
アンテナについては、米国特許出願第08/638,934号に開示されており、この文献
の引用をもって本件への記載加入とする。カテーテル(40)は、磁気共鳴スキャナ
(44)と関連付けされて作動する。望ましい実施例では、カテーテルアンテナは、
主磁界Ｂｏと同一線上にある。これが望ましいとされるのは、例えば、ループレ
スアンテナが用いられる場合、アンテナの周方向位相プロファイルはその配向に
依存するからである。本発明はまた、傾斜した向きに対しても作用し、位相の配
向依存性が最小のアンテナを用いるエンコーディング方法を用いることができる
。
【００２５】 図３を参照して、円筒座標について考える。ボディーコイル(60)は、カテーテ
ル(62)の縦軸であるｚ軸を取り囲むように配備されている。ｒは半径の延長線(6
4)、θはｘ軸からの角度、ｚ軸は紙面から出ていく方向とする。対象領域(65)も
また示されている。
【００２６】 図４(ａ)に示すように、カテーテル本体(80)は、一般的に、中央に導電部(82)
を有しており、該導電部が、カテーテル本体(80)から突出したカテーテルアンテ
ナとなっている。チューニング／マッチング及びデカップリング回路(84)は、同
軸ケーブル(84)の内部に配備され、コネクタ(88)は、制御及び処理手段(図示せ
ず)にカテーテルを接続するのに用いられる。
【００２７】 図４(ｂ)に示すように、患者の血管(90)には、管路(91)内を血液(図示せず)が
流れており、血管の内面(93)の部分には斑(92)がある。カテーテル(94)は、図示
の形態では、同軸ケーブルであり、方向Ｂｏの前方に向けて突出するアンテナ部
(95)を有している。カテーテルアンテナ(94)の一部を破断して示すように、導電
コア(95)は、コア(95)を包囲する環状の電気絶縁部(96)と外部導電層(97)を有し
ている。コア(95)の突出部(98)は、アンテナ(94)の最も感度の高い部分であり、
対象領域、ここでは斑(92)に、ぴったりと近づけて配置される。斑(92)は、ここ
に記載されている方法で画像作成できる。読出し(readout)は、カテーテルアン
テナ(95)の縦軸に沿って行なわれる。所望により、カテーテル(94)又はその突出
アンテナ部(98)又はその両方は、システムの機能を阻害しない樹脂性プラスチッ
ク材料又はその他の材料の薄層によって被覆され、保護される。
【００２８】 図５に示すように、ループレスアンテナ(100)は、ボディーＲＦコイル(102)に
近接し、且つマグネット(104)に近接し、ｚ軸方向に突出するワイヤを有してい
る。マグネット(104)は、望ましくは主磁界を発生させるが、必ずしもｚ方向で
なくてもよい。カテーテルアンテナは、この図では、ｚ軸としている。ＲＦアン
プ(108)は、送信スイッチ(110)とボディーＲＦコイル(102)と送信／受信スイッ
チ(112)の間に介在している。コンピュータ(120)に応答する送信スイッチ(110)
は、カテーテルの動作モードを設定する。送信スイッチ(110)の部分を制御する
コンピュータ(120)によって、ＲＦパルスが、ボディーＲＦコイル(102)又はカテ
ーテルアンテナ(100)のどちらによって開示されるかを決定する。送信スイッチ(
110)は、リード(106)によってボディーＲＦコイル(102)に接続されており、リー
ド(107)によって送受信スイッチ(112)に接続されている。ＲＦパルスの発生源の
如何に拘わらず、カテーテルアンテナ(100)は、被検物の対象領域からコード化
された磁気共鳴信号を提供する。送受信スイッチの出力は、プリアンプ(116)を
通って受信機(118)に送られ、得られたデータを含む信号は、リード(122)を通っ
てコンピュータ(120)に送られた応答性の関連信号に変換される。次のサイクル
の動作は、リード(121)を通ってＲＦアンプ(108)に信号を発するコンピュータ(1
20)によって制御され、リード(123)を通って送信スイッチに応答信号を順に発す
る。グラディエントアンプ(124)は、コンピュータ(120)と協働して、グラディエ
ントコイル(126)に駆動電流を供給する。グラディエントコイル(126)は、ｚ軸に
沿って軸方向グラディエント磁気パルスを、対象領域に供給し、磁気共鳴信号を
空間的にコード化する。これが、軸方向周波数エンコーディングステップである
。
【００２９】 本発明の工程について、図６を参照して説明すると、被検物は、マグネット(1
40)によって作り出された磁界の中に配置される。カテーテルは、所望の位置ま
で、対象となる血管(142)の中に挿入され、円筒型エンコーディングパルスシー
ケンス(144)が適用される。得られたデータ(146)は、コンピュータ(120)によっ
て獲得される。獲得されたデータ(146)は、円筒座標系の中で画像を作成するた
めに、逆ＦＦＴを用いてコンピュータで処理される。逆ＦＦＴは、一次元、二次
元、三次元又は四次元などの所望の形態を採ることができる。画像は、表示する
(152)こともできる。
【００３０】 コンピュータ内で作り出された画像情報は、例えば、ＣＲＴのような適当な手
段(130)に表示したり、格納したり、又は、所望によりハードコピーすることが
できる。
【００３１】 本発明は、現時点の理解に拘束されるものではなく、当該分野の専門家に対し
て追加の情報をもたらす手段としても提供されるものである。
【００３２】 周方向のフーリエエンコーディングを行なうには、周方向に沿って制御された
位相が必要である。本発明では、これを、カテーテルアンテナとボディーコイル
から９０と１８０ＲＦパルスを交互に印加することによって達成する。この方法
の背景にある方法を説明するために、ＲＦパルスを、異なるボディーコイルから
位相へ印加したときの効果を示すことが望ましい。
【００３３】 カテーテルアンテナは、主磁界と同一直線上にあるとき、位相の感度は、周方
向に変動する。カテーテルアンテナで受信された信号は、次式で表わされる。
【００３４】
【数１】
【００３５】 ここで、Ｍは、読出し時間における横方向磁化を表している。θ、ｒ及びｚは
、円筒座標を示す。ｊは、複素数のルートマイナス１である。exp(-jθ)は、位
相の周方向の変化を表している。
【００３６】 完全に９０度のパルスが、ボディーコイルを用いてφの位相に印加された場合
、横方向磁化は、次の通りとなる。
【００３７】
【数２】
【００３８】 ここで、Ｍzは、ＲＦパルスを印加する前の軸方向磁化である。同様に、９０
ＲＦパルスが、カテーテルアンテナを用いて印加された場合には、磁化は、次の
通りとなる。
【００３９】
【数３】
【００４０】 この式において、ボディーコイルと比較される余分なθは、カテーテルアンテ
ナによって作り出された磁界が周方向に変化するという事実により生ずる。φの
位相の１８０ＲＦパルスは、ボディーコイルを用いて印加された場合、ＲＦパル
ス印加前の横方向磁化は、位相の共役(conjugate)となり、次のように表わされ
る。
【００４１】
【数４】
【００４２】 ここで、Ｍ-は、ＲＦパルス印加直前の横方向磁化である。＊は、複素共役演
算を表している。ＲＦパルスが、カテーテルアンテナを用いて印加された場合、
磁化は、次のとおりとなる。
【００４３】
【数５】
【００４４】 上記の情報を用い、位相エラーとＴ２減衰が全くないと仮定すると、パルスシ
ーケンスに対する各エコーにおける横方向磁化は、次のように計算される。
【００４５】
【数６】
【数７】
【数８】
【数９】
【数１０】
【数１１】
【００４６】 図７乃至図１４について、数字の後の添え字ｂは、特定のＲＦパルスが、ボデ
ィーコイル手段を用いて印加されたことを意味しており、数字の後の添え字ｃは
、ＲＦパルスがカテーテルアンテナによって印加されたことを意味している。文
字ＲＦ近傍の水平線は、右方向に向けて時間が増加する時間線である。エコーは
、受信されたときに、時間線上に示している。ＲＦパルスの下側は、Ｇzであり
、該Ｇzは、ｚ軸に沿って磁界グラディエントの生成に用いられるグラディエン
ト波形である。この磁界グラディエントは、エコーの形成と周波数を制御し、ｚ
軸に沿ってエンコードする。
【００４７】 「断熱性(adiabatic)」のＲＦパルスは、特別な種類のＲＦパルスであり、印
加されたパワーレベルに変化があったときに、均一な偶数フリップ角を作り出す
。これは、表面ボディーコイルからＲＦ伝送するのに特に有用である。これにつ
いては、M.Farwood, K.Ugurbil, A.R.Rath, M.R.Bendall, S.L.Mitchell and H.
Merkle "Magnetic Resonance Imaging With Adiabatic Pulses Using a Single
Surface Coil for RF Transmission and Signal Detection," Mgnetic Resonanc
e In Medicine, 9(1):25-34, 1989を参照することができる。カテーテルアンテ
ナを用いて印加された９０度と１８０度ＲＦパルスは全て、断熱性パルスである
。
【００４８】 図７において、初期ＲＦパルス(160)は、カテーテルアンテナによって印加さ
れた９０度ＲＦパルスである。パルス(160)の次に、ボディーコイル手段からの
１８０度ＲＦパルス(162)が印加される。次のＲＦパルス(164)は、カテーテルア
ンテナによって印加された１８０度パルスである。パルスは、この要領で、発生
源に関して交互に入れ替わる。１サイクルは、例えば、約１〜５２パルスとし、
約５msecから１sec続くようにすることができる。サイクルは、データを獲得し
ている間、１０msec〜１０sec毎に繰り返すようにすることができる。図７は、
周方向エンコーディングの偶数ｋθエコーを示している。
【００４９】 図８は、周方向エンコーディング方法の奇数ｋθエコーを示している以外は、
図７と同様である。最初のＲＦパルスは、ボディーコイル９０度ＲＦパルスであ
り、最初の１８０度パルスは、カテーテルアンテナパルスである。図８に示され
るパルスシーケンスの場合、各エコーにおける磁化は、次のように計算すること
ができる。
【００５０】
【数１２】
【数１３】
【数１４】
【数１５】
【数１６】
【００５１】 上記データを適当に並べ替えると、次の式を得ることができる。
【００５２】
【数１７】
【００５３】
【数１８】
【００５４】 図７は、式(18)中、偶数値Ｋθに対応する偶数Ｋ−空間線を得るためのパルス
シーケンスである。上記式を式１に代入すると、次の関係が得られる。
【００５５】
【数１９】
【００５６】 θとｚ方向に得られたデータの逆二次元高速フーリエ変換(inverse two dimen
sional Fast Fourier Transformation)により、円筒座標系の画像は、径方向に
突出する。
【００５７】 径方向のフーリエエンコーディングは、回転フレームズーグマトグラフィと同
じような手法で行なうことができる。これについては、D.I. Hoult,"Rotating F
rame Zeugmatography," Phllos Trans R.Soc. Land B.Biol. Sci., VOl.289,pp.
543-7(1980)を参照することができる。ハードパルスは、持続時間の短いパルス
であり、例えば、グラディエントのない状態から、約１０μsecから１msecのオ
ーダとすることができる。径方向の振幅変調の場合、ＲＦパルスの振幅は、各位
相のエンコーディングステップで増大する。振幅増加量は、所望の視野に依存す
る。用いられるサイクル数は、所望の解像度に依存する。ＲＦパルスは、非断熱
性であり、カテーテルアンテナによって印加され、９０度の位相を有している。
径方向のＲＦパルスの例を、図９及び図１０に示している。或いはまた、９０度
ＲＦパルスは、振幅変調を位相変調に変えるための初期ハードパルスの直後に印
加される(図１０参照)。第２のパルスシーケンスが分析される。前者のシーケン
スの分析は、フーリエ変換が、サイン変換に置き換えられた以外は、ほぼ同様で
ある。径方向の位相変換では、第１のＲＦパルスの振幅は、各位相のエンコーデ
ィングステップにて増加する。第２のＲＦパルスは、断熱パルスである。第１の
ＲＦパルス(170)の位相はゼロであり、第２のパルス(172)の位相は、９０度であ
る。両パルスは、カテーテルアンテナによって印加される。
【００５８】 この方法は、ＲＦパルスがカテーテルアンテナを用いて印加されるとき、フリ
ップ角が、１／ｒの関数で半径方向に変化するという事実に基づいている。図１
０に示されるパルスシーケンスの場合、各ＲＦパルスの後の横方向磁化は、次の
ように表わされる。
【００５９】
【数２０】
【００６０】 ここで、βは、ＲＦパルスの振幅増加分を表している。上記式に読出しグラデ
ィエントの結果を加えると、次の結果を得ることができる。
【００６１】
【数２１】
【００６２】 上記式を式１に代入すると、次の関係を得ることができる。
【００６３】
【数２２】
【００６４】 変数ｋrとｋzについて得られたデータの逆二次元ＦＦＴは、周方向の投影によ
り、1/r-z座標系中に画像が得られる。
【００６５】
【数２３】
【００６６】 1/r3補正と(β/r)のｒ変換を行なった後、r-z画像が得られる。この方法では
、ボクセルサイズは、r3で増加し、カテーテルアンテナの感度は、1/rだけ減少
する。総体的に、画像の信号対ノイズ比はｒ2だけ増加する。信号対ノイズ比が
一様な画像は、振幅に反比例するフリップ角を生成するＲＦパルスを用いること
によって得ることができる。
【００６７】 径方向と周方向のエンコーディング方法を組み合わせることによって、三次元
円筒型のエンコーディングパルスシーケンスは、図１１及び図１２に示すように
得ることができる。図１１に示される第１のパルス(176)は、三次元円筒型のエ
ンコーディングである偶数ｋθエコーを示すものであるが、これは、短いハード
パルスである。図１２に示す第１のパルス(178)は、三次元円筒型のエンコーデ
ィングである偶数ｋθエコーを示すものであるが、これも、短いハードパルスで
ある。径方向のエンコーディングは、スピン形成シーケンス(spin preparation
sequence)によって達成される。カテーテルアンテナからの励磁の後のクラッシ
ャー(crusher)は、磁化の横方向成分を損なう。軸方向磁化は、径方向に振幅が
変調されたものとなる。周方向エンコーディングは、このスピン形成期間の後に
印加される。パルスシーケンスの分析は、ここで述べた前述の方法とほぼ同様で
あり、前述の記載から当該分野の専門家には明らかであろう。
【００６８】 三次元円筒型のエンコーディングの他の手法を、図１３及び図１４に示してお
り、これらの図は、夫々、三次元円筒型のエンコーディングの偶数ｋθと奇数ｋ
θエコーを示しており、位相のエンコーディングは、径方向と周方向の両方向で
達成される。このシーケンスでは、周方向と径方向のエンコーディングは、位相
変調を用いて行われる。偶数エコーは、単に、図１３の断熱性９０度ＲＦパルス
をハードパルスに置き換えることだけで得られ、その振幅は、各々の径方向エン
コーディングステップ(図１３参照)で増大する。しかしながら、奇数エコーを得
るには、幾つかのＲＦパルスが、適当なエンコーディングを達成するために用い
られる。最初の４つのＲＦパルスの分析結果では、奇数ｋθ線に、径方向エンコ
ーディングが追加されている。
【００６９】 本発明は、円筒座標系において、二次元又は三次元の磁気共鳴画像を作成する
ための独特の位相エンコーディング方法を提供する。この方法は、読出し方向又
は軸方向にのみグラディエント磁気パルスを用いる。径方向及び周方向のエンコ
ーディングは、ＲＦボディーコイルを使用し、これらのエンコーディングステッ
プで得られた情報と軸方向の位相エンコーディングによって得られた情報を用い
て行なわれる。一実施例において、位相エンコーディングステップから得られた
情報は、軸方向の周波数エンコーディングステップから得られた情報とのみ結合
される。
【００７０】 例えば、内部血管の像作成に使用する場合等には、可撓性を有するカテーテル
アンテナが望まれるが、全ての使用にそのような可撓性が必要とされる訳ではな
いということは理解されるべきである。
【００７１】 本発明は静止した物体又は移動する物体の像を作成するのに用いることができ
ることは理解されるべきである。
【００７２】 ここでは、本発明の望ましい使用例として、カテーテルに関して説明している
が、本発明はこれに限定されるものではない。カテーテル以外であっても、非均
一性の位相プロファイルを有する他のＲＦ源と組み合わせて１つのアンテナをも
たらす適当な支持部材についても、パルスシーケンスと共に用いることができる
。図１５に一例を示している。
【００７３】 図１５は、本発明を生検ニードル(220)と共に用いた実施例を示す説明図であ
る。この生検ニードル(220)は、例えば、鋼材料とは異なるセラミック材料など
のように、磁気共鳴に適合した材料から構成される。この実施例中、被検物(224
)は、病巣(lesion)(226)を含んでおり、病巣(226)から、生検ニードル(220)によ
ってサンプル(228)が得られる。この実施例中、ニードルコイル(232)は、前述の
実施例のアンテナの役割を果たす。ニードルコイル(232)は、ニードル鞘(240)の
外部に固定して取り付けられており、該コイルは、２又は４の導電コイルの中に
配置された２又は４の導電ニードルコイルであってよい。チューニング／マッチ
ング回路(244)は、ニードルコイル(232)とプリアンプ(246)の両方に電気的に接
続されている。なお、このプリアンプは、更なる処理を行なうためのコンピュー
タ(この図では示されていない)に入力される前の信号を増幅するものである。こ
の実施例中、ニードルコイル(232)は、可撓性を必要とはせず、装置は、患者の
体内通路(natural passageway)に挿入する必要がない。ニードルコイルは、適当
な接着剤や樹脂又は、セラミック材料の場合には、電気集積回路の組立分野の当
該分野の専門家によく知られた方法でセラミック上に導電体を配置することによ
って、ニードルに固定することができる。導電体は、絶縁材料で覆われる。図７
乃至図１４のパルスシーケンスにおいて、生検ニードルは、カテーテルアンテナ
に取って代えることができ、ニードルの周りに円筒型にコード化された画像を作
成することができる。その種の生検ニードルは、米国特許出願第08/457,833号、
1995年6月1日出願に示されており、本発明と関連しており、この出願は、引用を
もって記載加入とする。
【００７４】 図１６を参照して、本発明を内視鏡に用いた実施例について考察する。内視鏡
(264)が、患者(260)の口(268)を通って食道(270)の中に挿入される。アンテナ(2
72)は、高感度端部(274)を有する同軸ケーブルから作られており、図示のとおり
、ｚ軸に沿って突出している。対象領域即ち画像の作成容積(280)は、ｒとθ座
標として示される。アンテナ(272)は、支持表面として供される内視鏡(264)によ
って食道に送られる。図７乃至図１４のパルスシーケンスについて、内視鏡は、
カテーテルアンテナに取って代えることができ、内視鏡の周りにて円筒型にコー
ド化された画像を作成することができる。
【００７５】 環状表面ボディーコイルは、カテーテルアンテナを用いていない本発明の他の
実施例に使用され、その位相感度を示す位相マップを図１７に示している。コイ
ルの半径は、１ユニットであり、等高線の間隔は１０度である。ｘ軸とｙ軸は、
コイルに関して空間的な座標を表している。図１７において、１ユニット表面コ
イルは、ｙ軸であるコイルの軸を起点に配置されている。
【００７６】 環状表面ボディーコイルが用いられる場合、データの二次元フーリエ変換によ
り、図１７の等高線で示されるボクセルのスペクトルが得られる。
【００７７】 周方向エンコーディングを行なう方法は、カテーテルアンテナを用いた円筒型
エンコーディングについて述べた方法と同じであってよく、カテーテルアンテナ
に代えて表面コイルを有するカテーテルアンテナが用いられる。図１８に示すよ
うに、患者(300)は、ボディーコイル(304)と軸線が共通している。環状表面コイ
ル(308)の軸線Ａは、ボディーコイルと同軸ではなく、直交していることが望ま
しいが、他の角度配置とすることもできる。高速回転エコーのようなパルスシー
ケンスは、図７乃至図１４のパルスシーケンスに示すように、表面ボディーコイ
ルからボディーコイルへと送信機の源(ソース)を代えることによって印加される
。この実施例にではカテーテルアンテナにより、他の実施例ではボディーコイル
により印加されるＲＦパルスは、表面コイルによって印加される。図５を参照す
ると、表面コイル(308)は、スキャナの送信／受信スイッチ(312)に電気的に接続
され、ボディーコイル(304)は、スイッチ(110)に電気的に接続される。
【００７８】 本発明は分光分野に用いることもできるのであって、当該分野の専門家によく
知られた方法で、ＲＦパルス中で小さく変動させることにより、化学シフトスペ
クトルを決定し、表示することができる。
【００７９】 当業者であれば、例えば、読み出しグラディエント波形を、磁気共鳴分光画像
作成技術に移動させることにより、図７乃至図１４に示す結果を変換することも
できるであろう。当該分野の専門家であれば、例えば、クラッシャーグラディエ
ントやノーグラディエントのような他のグラディエントを用いて、分光画像作成
を達成できるであろう。この方法で、高強度グラディエント波形を用いることな
く、被検物の高解像度分光画像を得ることができる。
【００８０】 本発明は、円筒座標を用いた磁気共鳴画像作成の効果的な方法及び装置を提供
するものであることは理解されるべきである。本発明は、他の実施例と同様に、
カテーテルアンテナを用いた画像作成に適用することが有利である。２つのＲＦ
パルス発生源を交互に用いることができる。
【００８１】 本発明の具体的実施例を例示し説明したが、当該分野の専門家であれば、添付
の請求の範囲に記載された発明から逸脱することなく、その詳細について種々の
変形をなすことができることは理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 磁気共鳴イメージングシステムの概要を説明する図である。
【図２】 本発明のボディーコイル及びマグネットと関連するカテーテル及びループレス
カテーテルアンテナの概要を説明する図である。
【図３】 本発明の円筒座標の概要を示す説明図である。
【図４】 (ａ)は、本発明のカテーテルの一部の概要を示す説明図であり、(ｂ)は、カテ
ーテルアンテナの配された患者の血管の一部を示す部分断面図である。
【図５】 本発明の装置の実施例を示すブロック図である。
【図６】 本発明の方法の実施例を示すフロー図である。
【図７】 本発明の周方向エンコーディングパルスとそれに関連するグラディエントにつ
いて偶数のときの実施例におけるパルスを表す図である。
【図８】 本発明の周方向エンコーディングパルスとそれに関連するグラディエントにつ
いて奇数のときの実施例におけるパルスを表す図である。
【図９】 径方向の振幅変調パルス及びエコーと、それに関連するグラディエントを示す
図である。
【図１０】 径方向の位相変調パルスと、続いて生ずるパルスであって、パルス、エコー及
び関連するグラディエントを示す図である。
【図１１】 三次元の円筒型エンコーディングについて、パルス、偶数エコー及びグラディ
エントを示す図である。
【図１２】 図１１と同様の図であって、奇数エコーを示している。
【図１３】 周方向及び径方向の両方の位相エンコーディングで達成された三次元円筒型の
偶数エンコーディングについて、パルス、エコー及び関連するグラディエントを
示す図である。
【図１４】 図１３と同様の図であって、奇数エコーを示している。
【図１５】 本発明の生検ニードルの実施例を示す断面図である。
【図１６】 本発明を利用した内視鏡の概要を説明する図である。
【図１７】 本発明で利用される環状表面コイルの位相感度を示す位相マップを示す図であ
る。
【図１８】 表面コイルを用いた本発明の装置の中に患者の体の一部を配置した状態を示す
概要説明図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ， ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，Ｌ Ｕ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ， ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，Ｕ Ｇ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 オカリ，オガン アメリカ合衆国 95054 カリフォルニア， サンタクララ，ミル クリーク レーン 592，＃208 Ｆターム(参考） 4C096 AA06 AA18 AB02 AD06 AD10 BA10 BA50 CC08 CC10 CC12

Claims (52)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 円筒座標を用いて被検物の磁気共鳴分析を行なう方法であっ
    て、 ＲＦパルス送信用カテーテルアンテナと、該アンテナに関連付けられて作動す
    るＲＦパルス送信用ボディーコイル手段を有する支持部材を配備し、 主磁界を、被検物の分析対象領域に印加し、 前記対象領域に、カテーテルアンテナ又はボディコイル手段から初期ＲＦパル
    スを印加し、次に、パルス源としてのカテーテルアンテナとボディーコイル手段
    の間で切り替わる一連の初期ＲＦパルスを印加することにより、周方向の位相エ
    ンコーディングを行ない、 受信手段を用いて、ＲＦ信号に応答性を有する被検物から受信された磁気エネ
    ルギーを受信し、前記応答性磁気共鳴信号を処理手段に発信し、 周方向の位相エンコーディングステップで得られた情報と、軸方向のグラディ
    エントエンコーディングステップで得られた情報を組み合わせることにより、処
    理手段中にて、対象領域の円筒状画像又は化学シフトスペクトルを作成するよう
    にしてなる方法。
  2. 【請求項２】 前記方法を磁気共鳴像の作成に用いることにより、軸方向グ
    ラディエントの磁気パルスを対象領域に印加し、磁気共鳴信号を空間的にエンコ
    ードすることを含んでいる請求項１の磁気共鳴イメージング方法。
  3. 【請求項３】 対象領域に対して、アンテナからの最初の径方向ＲＦパルス
    を適用することにより、径方向の位相エンコーディングを行ない、径方向位相エ
    ンコーディングステップで得られた情報と、周方向位相エンコーディングステッ
    プ及び軸方向周波数エンコーディングステップで得られた情報を、処理手段の中
    で組み合わせることを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージング方法。
  4. 【請求項４】 細長いカテーテルを支持部材として用いることを含んでいる
    請求項２の磁気共鳴イメージング方法。
  5. 【請求項５】 初期ＲＦパルスとして９０度パルスを使用し、その後に印加
    されるパルス列として１８０度パルスを用いることを含んでいる請求項２の磁気
    共鳴イメージング方法。
  6. 【請求項６】 初期パルスとしてカテーテルアンテナからのＲＦパルスを用
    いることを含んでいる請求項４の磁気共鳴イメージング方法。
  7. 【請求項７】 初期パルスとしてボディーコイル手段からのＲＦパルスを用
    いることを含んでいる請求項４の磁気共鳴イメージング方法。
  8. 【請求項８】 最初の径方向ＲＦパルスの後、カテーテルアンテナ又はボデ
    ィーコイル手段のどちらかによる第２のＲＦパルスを印加することを含んでいる
    請求項３の磁気共鳴イメージング方法。
  9. 【請求項９】 細長いカテーテルを患者の体内に配置した状態で、前記方法
    を用いることを含んでいる請求項４の磁気共鳴イメージング方法。
  10. 【請求項１０】 細長いカテーテルが患者の血管に配置されたときに前記方
    法を用いることを含んでいる請求項４の磁気共鳴イメージング方法。
  11. 【請求項１１】 アテローム斑に関する情報を収集するのに前記方法を用い
    ることを含んでいる請求項１０の磁気共鳴イメージング方法。
  12. 【請求項１２】 カテーテルアンテナによる一連の初期ＲＦパルスのうち９
    ０度パルスと１８０度パルスを、断熱性パルスとして印加することを含んでいる
    請求項２の磁気共鳴イメージング方法。
  13. 【請求項１３】 一連の初期ＲＦパルスとして、１８０度パルスの１〜５１
    ２ＲＦパルスを印加することを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージング方法
    。
  14. 【請求項１４】 一連の初期ＲＦパルスの後、ＲＦパルスと、一連の初期Ｒ
    Ｆパルスの印加を繰り返すことを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージング方
    法。
  15. 【請求項１５】 周方向の位相エンコーディングステップにて、θ及びｚ方
    向で獲得されたデータの逆二次元ＦＦＴを用いることにより、円筒座標系中に径
    方向に突出する像を作成することを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージング
    方法。
  16. 【請求項１６】 周方向の位相エンコーディングステップにて、θ、ｒ及び
    ｚ方向で獲得されたデータの逆三次元ＦＦＴを用いることにより、円筒座標系中
    に径方向に突出する像を作成することを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージ
    ング方法。
  17. 【請求項１７】 径方向の位相エンコーディングにおいて、最初の径方向Ｒ
    Ｆパルスを非断熱性パルスとして印加することを含んでいる請求項３の磁気共鳴
    イメージング方法。
  18. 【請求項１８】 最初のＲＦパルスを９０度の位相で印加することを含んで
    いる請求項３の磁気共鳴イメージング方法。
  19. 【請求項１９】 連続する位相エンコーディングステップで最初のＲＦパル
    スの振幅を増加させることにより、径方向における磁化の振幅を最初の径方向Ｒ
    Ｆパルスによって変調することを含んでいる請求項３の磁気共鳴イメージング方
    法。
  20. 【請求項２０】 径方向の位相エンコーディングを行なう間、最初の径方向
    ＲＦパルスの後、カテーテルアンテナにより、第２の径方向ＲＦパルスを印加し
    て、振幅変調を位相変調に変換し、第２の径方向ＲＦパルスとして９０度ＲＦパ
    ルスを用いることを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージング方法。
  21. 【請求項２１】 断熱性パルスを第２の径方向ＲＦパルスとして用いること
    を含んでいる請求項２０の方法。
  22. 【請求項２２】 周方向の位相エンコーディングと径方向の位相エンコーデ
    ィングの両方のステップに位相エンコーディングを用いることを含んでいる請求
    項２の磁気共鳴イメージング方法。
  23. 【請求項２３】 円筒座標の縦軸に沿って、軸方向周波数エンコーディング
    ステップの読出しを行なうことを含んでいる請求項４の磁気共鳴イメージング方
    法。
  24. 【請求項２４】 カテーテルアンテナ手段により第２の径方向ＲＦパルスを
    印加することを含んでいる請求項２０の磁気共鳴イメージング方法。
  25. 【請求項２５】 カテーテルアンテナとして、ループレスカテーテルアンテ
    ナ手段を用いることを含んでいる請求項２の磁気共鳴イメージング方法。
  26. 【請求項２６】 支持部材は生検ニードルである請求項２の磁気共鳴イメー
    ジング方法。
  27. 【請求項２７】 ｚ方向にのみグラディエントを用いることを含んでいる請
    求項２の磁気共鳴イメージング方法。
  28. 【請求項２８】 支持部材として内視鏡を用いることを含んでいる請求項１
    の磁気共鳴イメージング方法。
  29. 【請求項２９】 前記方法を用いて化学シフトスペクトルを作り出し、前記
    方法における読出しグラディエント以外のグラディエントを用いることを含んで
    いる請求項２８の磁気共鳴イメージング方法。
  30. 【請求項３０】 ＲＦパルス送信用アンテナとして環状表面コイルを用いる
    ことを含んでいる請求項１の磁気共鳴イメージング方法。
  31. 【請求項３１】 軸線がコイル手段の軸線と同軸上にない環状表面コイルを
    位置決めすることを含んでいる請求項３０の磁気共鳴イメージング方法。
  32. 【請求項３２】 被検物の磁気共鳴分析を円筒座標を用いて行なう装置であ
    って、 支持部材と、 支持部材と関連付けされて作動するカテーテルアンテナと、 支持部材と関連付けされて作動するボディーコイル手段と、 被検物の分析対象領域に主磁界を発生させるための磁界発生手段と、 対象領域に対し、カテーテルアンテナとボディーコイル手段からＲＦパルスを
    交互に印加するための周方向の位相エンコーディング手段と、 周方向の位相エンコーディングと軸方向の周波数エンコーディングで獲得され
    たデータを受け取り、該データより円筒座標又は化学シフトスペクトルを作るた
    めのコンピュータ手段と、 ＲＦ信号に応答性を有する被検物から磁気エネルギーを受信し、コンピュータ
    手段に対して応答性信号を発する受信機手段と、 カテーテルアンテナ又はボディーコイル手段からＲＦパルスを開始するための
    手段であって、コンピュータ手段に応答性のコントロール手段と、を具えている
    装置。
  33. 【請求項３３】 装置は画像を作成する装置であって、対象領域中に軸方向
    のグラディエントを設けるために、グラディエント生成手段を具えている請求項
    ３２の磁気共鳴イメージング装置。
  34. 【請求項３４】 アンテナから最初の径方向ＲＦパルス手段を印加するため
    の径方向位相エンコーディング手段を具え、コンピュータ手段は、径方向位相エ
    ンコーディングステップからのデータと、周方向位相エンコーディング及び軸方
    向周波数エンコーディングからのデータを組み合わせるための手段を有している
    請求項３３の磁気共鳴イメージング装置。
  35. 【請求項３５】 支持部材は細長いカテーテルである請求項３３の磁気共鳴
    イメージング装置。
  36. 【請求項３６】 コンピュータ手段からの円筒座標画像データを受信し、こ
    れを同時に表示する表示手段を具えている請求項３３の磁気共鳴イメージング装
    置。
  37. 【請求項３７】 コントロール手段は、ボディーコイル手段からのＲＦパル
    スと、カテーテルアンテナ手段からのパルスを交互に供給する手段を有している
    請求項３３の磁気共鳴イメージング装置。
  38. 【請求項３８】 周方向の位相エンコーディング手段は、カテーテルアンテ
    ナ又はボディーコイル手段からの初期ＲＦパルスを印加し、次に、パルス源とし
    てのカテーテルアンテナ及びボディーコイル手段との間で切り替わる一連の初期
    ＲＦパルスを印加するための手段を有している請求項３３の磁気共鳴イメージン
    グ装置。
  39. 【請求項３９】 径方向の位相エンコーディング手段は、カテーテルアンテ
    ナから最初の径方向ＲＦパルスを印加する手段を有している請求項３４の磁気共
    鳴イメージング装置。
  40. 【請求項４０】 コンピュータ手段は、θ及びｚ方向における獲得データに
    逆二次元ＦＦＴを適用して円筒座標の画像データを作り出す手段を有している請
    求項３８の磁気共鳴イメージング装置。
  41. 【請求項４１】 コンピュータ手段は、θ、ｒ及びｚ方向における獲得デー
    タに逆三次元ＦＦＴを適用して円筒座標の画像データを作り出す手段を有してい
    る請求項３８の磁気共鳴イメージング装置。
  42. 【請求項４２】 支持部材は生検ニードルである請求項３２の磁気共鳴イメ
    ージング装置。
  43. 【請求項４３】 カテーテルアンテナはループレスカテーテルアンテナであ
    る請求項３３の磁気共鳴イメージング装置。
  44. 【請求項４４】 周方向の位相エンコーディング手段は、カテーテルアンテ
    ナＲＦパルスを断熱性パルスとして印加する手段を含んでいる請求項３３の磁気
    共鳴イメージング装置。
  45. 【請求項４５】 支持部材は患者の体内へ挿入可能な構造である請求項３２
    の磁気共鳴イメージング装置。
  46. 【請求項４６】 支持部材は内視鏡である請求項３２の磁気共鳴イメージン
    グ装置。
  47. 【請求項４７】 支持部材は、患者の血管に挿入可能に構成されたカテーテ
    ルである請求項３２の磁気共鳴イメージング装置。
  48. 【請求項４８】 支持部材は内視鏡である請求項３２の磁気共鳴イメージン
    グ装置。
  49. 【請求項４９】 アンテナは環状表面コイルである請求項３２の磁気共鳴イ
    メージング装置。
  50. 【請求項５０】 アンテナはボディーコイル手段からの非均一位相プロファ
    イルを有している請求項３２の磁気共鳴イメージング装置。
  51. 【請求項５１】 グラディエント生成手段は、軸方向のグラディエント以外
    のグラディエントを生成する手段を有している請求項３２の磁気共鳴イメージン
    グ装置。
  52. 【請求項５２】 グラディエントはクラッシャーグラディエントである請求
    項５１の磁気共鳴イメージング装置。
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