JP2003180655A - Ｍｒ装置中の対象の位置を測定する方法、並びに、かかる方法を行うためのカテーテル及びｍｒ装置 - Google Patents
Ｍｒ装置中の対象の位置を測定する方法、並びに、かかる方法を行うためのカテーテル及びｍｒ装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 共鳴周波数以外の周波数で動作する必要がな
く、非線形共鳴回路による高調波の共鳴周波数の発生を
用いずに、ＭＲ装置中の対象中で簡単、高速、且つ正確
な位置測定を行うことを目的とする。 【解決手段】 磁気共鳴（ＭＲ）に基づいて動作する装
置の検査ゾーン中の体の中にある望ましくは医用器具で
あり特にカテーテルである対象の位置を測定する方法
は、対象上に配置された電磁共鳴回路と体の核磁化のた
めにＭＲ装置中で印加されるＲＦ磁場との間の相互作用
を評価する。この方法では、ＲＦ磁場の周波数に同調さ
れ異なる共鳴回路線質係数の２つの状態をとりうる磁気
共鳴回路が使用され、第１の段階では、共鳴回路が２つ
の状態のうちの一方であるときに第１のＲＦパルスによ
ってフリップ角を伴う核磁化が誘起され、第２の段階で
は、共鳴回路が２つの状態のうちの他方であるときに第
２のＲＦパルスによって核磁化がリフェーズされる。
く、非線形共鳴回路による高調波の共鳴周波数の発生を
用いずに、ＭＲ装置中の対象中で簡単、高速、且つ正確
な位置測定を行うことを目的とする。 【解決手段】 磁気共鳴（ＭＲ）に基づいて動作する装
置の検査ゾーン中の体の中にある望ましくは医用器具で
あり特にカテーテルである対象の位置を測定する方法
は、対象上に配置された電磁共鳴回路と体の核磁化のた
めにＭＲ装置中で印加されるＲＦ磁場との間の相互作用
を評価する。この方法では、ＲＦ磁場の周波数に同調さ
れ異なる共鳴回路線質係数の２つの状態をとりうる磁気
共鳴回路が使用され、第１の段階では、共鳴回路が２つ
の状態のうちの一方であるときに第１のＲＦパルスによ
ってフリップ角を伴う核磁化が誘起され、第２の段階で
は、共鳴回路が２つの状態のうちの他方であるときに第
２のＲＦパルスによって核磁化がリフェーズされる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴断層撮影
の分野に関連する。本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）に基づ
いて動作する装置の検査ゾーン中の体の中にある特にカ
テーテルといった物体の位置測定を行う方法、即ち、請
求項１の前段部に記載の方法に関連する。本発明はま
た、請求項８及び請求項１０の前段部に記載の方法を実
行するためのカテーテル及びＭＲ装置に関連する。
の分野に関連する。本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）に基づ
いて動作する装置の検査ゾーン中の体の中にある特にカ
テーテルといった物体の位置測定を行う方法、即ち、請
求項１の前段部に記載の方法に関連する。本発明はま
た、請求項８及び請求項１０の前段部に記載の方法を実
行するためのカテーテル及びＭＲ装置に関連する。
【０００２】
【従来の技術】上述の種類の方法及び装置は公知である
（例えば特許文献１参照）。２次元又は３次元画像を形
成するために磁場と核スピンの間の相互作用を用いる画
像形成磁気共鳴方法（磁気共鳴撮像又ＭＲＩ）は、今日
では広く用いられており、特に医用診断の分野では、軟
構造を撮像する場合に多くの点で他の撮像方法よりも優
れており、電離放射線を必要とせず、通常は侵襲的でな
いため、広く用いられている。
（例えば特許文献１参照）。２次元又は３次元画像を形
成するために磁場と核スピンの間の相互作用を用いる画
像形成磁気共鳴方法（磁気共鳴撮像又ＭＲＩ）は、今日
では広く用いられており、特に医用診断の分野では、軟
構造を撮像する場合に多くの点で他の撮像方法よりも優
れており、電離放射線を必要とせず、通常は侵襲的でな
いため、広く用いられている。
【０００３】ＭＲ方法によれば、検査されるべき体は強
い均一な磁場の中に配置され、この磁場の方向はまた測
定が基礎とする座標系の軸（通常はｚ軸）を決める。磁
場は、所定の周波数（ラーモア周波数）の交番する電磁
場を印加することによって励起（スピン共鳴）されうる
磁場の強さに依存して、個々の核スピンに対して異なる
エネルギーレベルを生じさせる。巨視的には、個々の核
スピンの分布は、磁場がｚ軸に対して垂直に延びている
ときに適当な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）を印加
することによって螺旋状の経路に沿って均衡状態から逸
脱されうる全体磁化を生じさせ、ｚ軸に対して歳差運動
を行う。歳差運動は、フリップ角と称される開口角を有
する円錐面を示す。フリップ角の大きさは、印加される
電磁パルスの強さ及び持続時間に依存する。いわゆる９
０°のパルスの場合、スピンはｚ軸から横平面（フリッ
プ角９０°）へ偏向される。
い均一な磁場の中に配置され、この磁場の方向はまた測
定が基礎とする座標系の軸（通常はｚ軸）を決める。磁
場は、所定の周波数（ラーモア周波数）の交番する電磁
場を印加することによって励起（スピン共鳴）されうる
磁場の強さに依存して、個々の核スピンに対して異なる
エネルギーレベルを生じさせる。巨視的には、個々の核
スピンの分布は、磁場がｚ軸に対して垂直に延びている
ときに適当な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）を印加
することによって螺旋状の経路に沿って均衡状態から逸
脱されうる全体磁化を生じさせ、ｚ軸に対して歳差運動
を行う。歳差運動は、フリップ角と称される開口角を有
する円錐面を示す。フリップ角の大きさは、印加される
電磁パルスの強さ及び持続時間に依存する。いわゆる９
０°のパルスの場合、スピンはｚ軸から横平面（フリッ
プ角９０°）へ偏向される。
【０００４】ＲＦパルスの終了の後、磁化は緩和されて
元の平衡状態へ戻り、その状態において、第１の時定数
Ｔ1（スピン格子緩和時間）でｚ方向の磁化が生じ、第
２の時定数Ｔ2で（スピン−スピン緩和時間）でｚ方向
に垂直な方向の磁化が緩和する。磁化の変化は、磁化の
変化がｚ軸に垂直な方向で（横磁化、時定数Ｔ2）測定
されるよう従来通りの向きとされるコイルによって検出
される。横磁化の崩壊は、９０°パルスの印加の後、同
じ位相の順序付けられた状態から全ての位相角度が均一
に分布される平衡状態への（局部的な磁場の不均質性に
よって生ずる）核スピンの遷移が続く（ディフェー
ズ）。ディフェーズは、リフォーカスパルス（１８０
°）パルスによって補償されうる。これにより、検出コ
イル中にエコー信号（スピンエコー）が生ずる。
元の平衡状態へ戻り、その状態において、第１の時定数
Ｔ1（スピン格子緩和時間）でｚ方向の磁化が生じ、第
２の時定数Ｔ2で（スピン−スピン緩和時間）でｚ方向
に垂直な方向の磁化が緩和する。磁化の変化は、磁化の
変化がｚ軸に垂直な方向で（横磁化、時定数Ｔ2）測定
されるよう従来通りの向きとされるコイルによって検出
される。横磁化の崩壊は、９０°パルスの印加の後、同
じ位相の順序付けられた状態から全ての位相角度が均一
に分布される平衡状態への（局部的な磁場の不均質性に
よって生ずる）核スピンの遷移が続く（ディフェー
ズ）。ディフェーズは、リフォーカスパルス（１８０
°）パルスによって補償されうる。これにより、検出コ
イル中にエコー信号（スピンエコー）が生ずる。
【０００５】体の中の空間的な解像度を実現するため
に、３つの主軸に沿って延びる線形傾斜磁場が均一な磁
場に重畳され、スピン共鳴周波数の線形空間依存性を与
える。すると、検出コイルでピックアップされる信号
は、時間軸から周波数軸へのフーリエ変換の後に体の中
の異なる場所に関連付けられうる異なる周波数の成分を
含む。
に、３つの主軸に沿って延びる線形傾斜磁場が均一な磁
場に重畳され、スピン共鳴周波数の線形空間依存性を与
える。すると、検出コイルでピックアップされる信号
は、時間軸から周波数軸へのフーリエ変換の後に体の中
の異なる場所に関連付けられうる異なる周波数の成分を
含む。
【０００６】この種類の撮像ＭＲ方法は、また、特にカ
テーテルといった、体の中へ導入される医用器具の動き
の位置を測定するため又は追跡するために使用されう
る。
テーテルといった、体の中へ導入される医用器具の動き
の位置を測定するため又は追跡するために使用されう
る。
【０００７】従って、器具（カテーテル）の位置を測定
するために器具の先端にマイクロコイル及びキャパシタ
からなる閉共鳴回路を設けることが提案されている（特
許文献１参照）。共鳴回路は、ＭＲ方法中に生ずる周波
数に同調されているとき、ＲＦ信号を局部的に増加さ
せ、従ってその共鳴の性質により体の中のフリップ角を
増加させる。この局部的な増加は、器具の先端の位置を
測定するために使用されるよう、ＭＲ撮像中に検出され
うる。しかしながら、この方法では、器具の先端の位置
の測定が撮像処理の一部に含まれるため比較的動作が遅
いという問題がある。更に、共鳴回路によって増幅され
るＲＦ信号と体の残る部分で生ずるＲＦ信号の重畳は、
検出及び位置測定を妨げる。
するために器具の先端にマイクロコイル及びキャパシタ
からなる閉共鳴回路を設けることが提案されている（特
許文献１参照）。共鳴回路は、ＭＲ方法中に生ずる周波
数に同調されているとき、ＲＦ信号を局部的に増加さ
せ、従ってその共鳴の性質により体の中のフリップ角を
増加させる。この局部的な増加は、器具の先端の位置を
測定するために使用されるよう、ＭＲ撮像中に検出され
うる。しかしながら、この方法では、器具の先端の位置
の測定が撮像処理の一部に含まれるため比較的動作が遅
いという問題がある。更に、共鳴回路によって増幅され
るＲＦ信号と体の残る部分で生ずるＲＦ信号の重畳は、
検出及び位置測定を妨げる。
【０００８】位置測定のための他の方法は、マイクロコ
イルを有する非線形共鳴回路を使用するものである（例
えば、特許文献２参照）。核磁化の励起は、スピン共鳴
スペクトルの範囲と重なり合わない周波数スペクトルを
有するＲＦパルスによって行われ、従ってマイクロコイ
ルの近接磁場の外側では磁気共鳴は励起されない。しか
しながら、非線形共鳴回路は、その非線形性のため、Ｒ
ＦパルスからＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号は局部的
にスピン共鳴周波数と重なり合い、磁気共鳴の局部的な
励起を生じさせる。この局部的な核磁化は測定されえ、
決定された位置は検査されるべき体のＭＲ画像中で再生
されうる。
イルを有する非線形共鳴回路を使用するものである（例
えば、特許文献２参照）。核磁化の励起は、スピン共鳴
スペクトルの範囲と重なり合わない周波数スペクトルを
有するＲＦパルスによって行われ、従ってマイクロコイ
ルの近接磁場の外側では磁気共鳴は励起されない。しか
しながら、非線形共鳴回路は、その非線形性のため、Ｒ
ＦパルスからＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号は局部的
にスピン共鳴周波数と重なり合い、磁気共鳴の局部的な
励起を生じさせる。この局部的な核磁化は測定されえ、
決定された位置は検査されるべき体のＭＲ画像中で再生
されうる。
【０００９】
【特許文献１】欧州特許第０９２８９７２号明細書
【特許文献２】ドイツ国特許第１９９５６５９５号明細
書
書
【発明が解決しようとする課題】上述の方法は、共鳴周
波数（ラーモア周波数）以外の周波数で動作する必要が
あること、また、非線形共鳴回路による高調波の形のラ
ーモア周波数の発生はあまり効果的ではなく、低い磁場
強度のみを生じさせることという欠点がある。
波数（ラーモア周波数）以外の周波数で動作する必要が
あること、また、非線形共鳴回路による高調波の形のラ
ーモア周波数の発生はあまり効果的ではなく、低い磁場
強度のみを生じさせることという欠点がある。
【００１０】従って、本発明は、検査されるべき身体の
中で簡単で、高速で、正確な位置測定を可能とする方
法、カテーテル、及びＭＲ装置を提供することを目的と
する。
中で簡単で、高速で、正確な位置測定を可能とする方
法、カテーテル、及びＭＲ装置を提供することを目的と
する。
【００１１】
【課題を解決するための手段】上記の目的は、ＲＦ磁場
の周波数に同調され異なる共鳴回路線質係数の２つの状
態をとりうる磁気共鳴回路が使用され、第１の段階で
は、共鳴回路が２つの状態のうちの一方であるときに第
１のＲＦパルスによってフリップ角を伴う核磁化が誘起
され、第２の段階では、共鳴回路が２つの状態のうちの
他方であるときに第２のＲＦパルスによって核磁化がリ
フェーズされること、共鳴回路中に追加的な切換素子が
設けられ、この切換素子は共鳴回路の共鳴回路線質係数
に影響を与えること、並びに、フリップ角を伴う核磁化
についての第１の振幅及び第１のパルス持続時間を有す
る第１のＲＦパルス、並びに、核磁化をリフェーズする
ための第２の振幅及び第２のパルス持続時間を有する第
２のＲＦパルスが時間的に連続して発生するようＲＦパ
ルスを制御する制御ユニットを含むことによって達成さ
れる。
の周波数に同調され異なる共鳴回路線質係数の２つの状
態をとりうる磁気共鳴回路が使用され、第１の段階で
は、共鳴回路が２つの状態のうちの一方であるときに第
１のＲＦパルスによってフリップ角を伴う核磁化が誘起
され、第２の段階では、共鳴回路が２つの状態のうちの
他方であるときに第２のＲＦパルスによって核磁化がリ
フェーズされること、共鳴回路中に追加的な切換素子が
設けられ、この切換素子は共鳴回路の共鳴回路線質係数
に影響を与えること、並びに、フリップ角を伴う核磁化
についての第１の振幅及び第１のパルス持続時間を有す
る第１のＲＦパルス、並びに、核磁化をリフェーズする
ための第２の振幅及び第２のパルス持続時間を有する第
２のＲＦパルスが時間的に連続して発生するようＲＦパ
ルスを制御する制御ユニットを含むことによって達成さ
れる。
【００１２】本発明の基本的な考えは、供給導線がなく
異なる共鳴線質係数を有しうる磁気共鳴回路によって位
置が測定されうるカテーテルを提供することである。核
磁化が第１のＲＦパルスによって励起され第２の続くＲ
Ｆパルスによって再びリフェーズされる（位相がそろえ
られる）と、共鳴回路は第１のＲＦパルスと第２のＲＦ
パルスについては異なる共鳴線質係数を有し、共鳴回路
に関連付けられるコイルの外側では正味の効果はない。
しかしながら、コイルの近接磁場中では、磁場の共鳴の
増大（ステップアップ）が異なることにより正味の磁化
が残り、この正味の磁化はＭＲ機器中で位置測定のため
に評価されうる。この種類の差動測定は、完全な画像の
形成を必要とせず、患者にとって安全で、容易に実行さ
れえ、追加的な機器を必要としない高速且つ正確なリア
ルタイムの位置測定を可能とする。更に、速さにより、
位置測定は高い度合いで動きの影響を受けることはな
い。
異なる共鳴線質係数を有しうる磁気共鳴回路によって位
置が測定されうるカテーテルを提供することである。核
磁化が第１のＲＦパルスによって励起され第２の続くＲ
Ｆパルスによって再びリフェーズされる（位相がそろえ
られる）と、共鳴回路は第１のＲＦパルスと第２のＲＦ
パルスについては異なる共鳴線質係数を有し、共鳴回路
に関連付けられるコイルの外側では正味の効果はない。
しかしながら、コイルの近接磁場中では、磁場の共鳴の
増大（ステップアップ）が異なることにより正味の磁化
が残り、この正味の磁化はＭＲ機器中で位置測定のため
に評価されうる。この種類の差動測定は、完全な画像の
形成を必要とせず、患者にとって安全で、容易に実行さ
れえ、追加的な機器を必要としない高速且つ正確なリア
ルタイムの位置測定を可能とする。更に、速さにより、
位置測定は高い度合いで動きの影響を受けることはな
い。
【００１３】本発明による方法の望ましい実施例によれ
ば、共鳴回路は２つの状態間で切り換えられえ、位置測
定を行っている間に２つの状態間で切り換えられる。こ
れにより、適切に評価されうるはっきりとした区別が可
能となる。
ば、共鳴回路は２つの状態間で切り換えられえ、位置測
定を行っている間に２つの状態間で切り換えられる。こ
れにより、適切に評価されうるはっきりとした区別が可
能となる。
【００１４】共鳴回路は望ましくはＲＦパルスによって
切り換えられ、特に、切換には、核磁化またはそのリフ
ェーズのために必要とされる２つのＲＦパルスのうちの
１つが用いられる。これにより、共鳴回路に影響を与え
るための更なる追加装置は必要とされないという利点が
ある。
切り換えられ、特に、切換には、核磁化またはそのリフ
ェーズのために必要とされる２つのＲＦパルスのうちの
１つが用いられる。これにより、共鳴回路に影響を与え
るための更なる追加装置は必要とされないという利点が
ある。
【００１５】本発明の方法の更なる望ましい実施例は、
核磁化及びそのリフェーズのために２つのＲＦパルスが
用いられ、これらのＲＦパルスのうちの１つは低いパワ
ー及び長いパルス持続時間を有し、他のＲＦパルスは高
いパワー及び短いパルス持続時間を有し、高いパワー及
び短いパルス持続時間を有するＲＦパルスは共鳴回路を
切り換えるために使用されることを特徴とする。
核磁化及びそのリフェーズのために２つのＲＦパルスが
用いられ、これらのＲＦパルスのうちの１つは低いパワ
ー及び長いパルス持続時間を有し、他のＲＦパルスは高
いパワー及び短いパルス持続時間を有し、高いパワー及
び短いパルス持続時間を有するＲＦパルスは共鳴回路を
切り換えるために使用されることを特徴とする。
【００１６】本発明の非常に簡単な実施は、共鳴回路に
含まれる非線形要素が切り換えのために使用されるとき
に得られる。
含まれる非線形要素が切り換えのために使用されるとき
に得られる。
【００１７】しかしながら、共鳴回路に光学的に制御可
能な要素を設け、共鳴回路を光信号によって切り換える
ことも可能である。
能な要素を設け、共鳴回路を光信号によって切り換える
ことも可能である。
【００１８】本発明によるカテーテルの望ましい実施例
では、切換素子はダイオードによって形成され、即ちキ
ャパシタに並列に接続される単純なダイオード、又はキ
ャパシタンスに直列に接続される容量性ダイオード、又
はフォトダイオードであり、フォトダイオードの場合
は、フォトダイオード及び更なるキャパシタンスの直列
接続がキャパシタンスに並列に接続される。
では、切換素子はダイオードによって形成され、即ちキ
ャパシタに並列に接続される単純なダイオード、又はキ
ャパシタンスに直列に接続される容量性ダイオード、又
はフォトダイオードであり、フォトダイオードの場合
は、フォトダイオード及び更なるキャパシタンスの直列
接続がキャパシタンスに並列に接続される。
【００１９】更なる実施例は従属項に記載されている。
【００２０】
【発明の実施の形態】本発明の実施例について、以下、
添付の図面を参照して詳述する。図１及び図２は、本発
明による方法を実施するのに適したＭＲ装置を示す図で
ある。図１に示すＭＲ画像を形成する装置（磁気共鳴検
査装置とも称される）は、４つの主コイル１からなり、
十分の数テスラから数テスラのオーダの磁束密度を有す
るｚ方向の均一な安定した磁場（主磁場）を発生（磁気
誘導）する系を含む。主コイル１はｚ軸と同心であるよ
う配置され、球面２上に配置されうる。例えばテーブル
面４上に置かれる患者１０といった検査されるべき対象
は、これらのコイルの中に配置される。
添付の図面を参照して詳述する。図１及び図２は、本発
明による方法を実施するのに適したＭＲ装置を示す図で
ある。図１に示すＭＲ画像を形成する装置（磁気共鳴検
査装置とも称される）は、４つの主コイル１からなり、
十分の数テスラから数テスラのオーダの磁束密度を有す
るｚ方向の均一な安定した磁場（主磁場）を発生（磁気
誘導）する系を含む。主コイル１はｚ軸と同心であるよ
う配置され、球面２上に配置されうる。例えばテーブル
面４上に置かれる患者１０といった検査されるべき対象
は、これらのコイルの中に配置される。
【００２１】ｚ軸方向に延びこの方向に線形に変化する
第１の傾斜磁場を発生するために、球面２又は円筒状の
面の上に４つの第１のコイル３が配置される。更に、や
はりｚ軸方向に延びるが垂直方向（ｘ方向）に線形に変
化する第２の傾斜磁場を発生する４つの第２のコイル７
が設けられる。最後に、４つの第３のコイル５（そのう
ちの２つのみを図示する）を用いて、ｚ軸方向に延び図
１の図の平面に対して垂直な（ｙ方向）平面上で線形に
変化する第３の傾斜磁場が発生される。
第１の傾斜磁場を発生するために、球面２又は円筒状の
面の上に４つの第１のコイル３が配置される。更に、や
はりｚ軸方向に延びるが垂直方向（ｘ方向）に線形に変
化する第２の傾斜磁場を発生する４つの第２のコイル７
が設けられる。最後に、４つの第３のコイル５（そのう
ちの２つのみを図示する）を用いて、ｚ軸方向に延び図
１の図の平面に対して垂直な（ｙ方向）平面上で線形に
変化する第３の傾斜磁場が発生される。
【００２２】医用器具６０（例えばカテーテル）は、検
査されるべき患者の部分へ導入され、この器具の先端に
は共鳴回路６が設けられる。この体の部分は、ＲＦ送信
コイル１１によって囲まれ、ＲＦ送信コイル１１にはＲ
Ｆパルスが印加され、スピン共鳴を励起するＲＦ磁場が
この部分を横切る。励起に続く緩和は、磁化の変化を生
じさせ、これはＲＦ受信コイル１２中に対応する電圧を
生じさせる（図２参照）。この電圧は、ＭＲ撮像のため
に評価され、傾斜磁場は励起された状態の位置測定を可
能とする。
査されるべき患者の部分へ導入され、この器具の先端に
は共鳴回路６が設けられる。この体の部分は、ＲＦ送信
コイル１１によって囲まれ、ＲＦ送信コイル１１にはＲ
Ｆパルスが印加され、スピン共鳴を励起するＲＦ磁場が
この部分を横切る。励起に続く緩和は、磁化の変化を生
じさせ、これはＲＦ受信コイル１２中に対応する電圧を
生じさせる（図２参照）。この電圧は、ＭＲ撮像のため
に評価され、傾斜磁場は励起された状態の位置測定を可
能とする。
【００２３】上述した装置の動作に本質的に重要な構成
要素は、図２に示され、傾斜磁場波形発生器２０を制御
する制御ユニット１７を含む。この発生器の出力には、
第１の傾斜磁場増幅器２１、第２の傾斜磁場増幅器２
２、第３の傾斜磁場増幅器２３が夫々接続される。これ
らの増幅器は、第１のコイル３、第２のコイル５、第３
のコイル７についての夫々の電流を夫々発生する。これ
らの増幅器の利得計数は、導線３９を介して制御ユニッ
ト１７によって互いに独立に調整されえ、それによりコ
イル３、５、７はｘ、ｙ、及びｚ方向に傾斜磁場を発生
し、検査されているゾーン中の対応する３つの空間方向
にスライス選択が行われうる。
要素は、図２に示され、傾斜磁場波形発生器２０を制御
する制御ユニット１７を含む。この発生器の出力には、
第１の傾斜磁場増幅器２１、第２の傾斜磁場増幅器２
２、第３の傾斜磁場増幅器２３が夫々接続される。これ
らの増幅器は、第１のコイル３、第２のコイル５、第３
のコイル７についての夫々の電流を夫々発生する。これ
らの増幅器の利得計数は、導線３９を介して制御ユニッ
ト１７によって互いに独立に調整されえ、それによりコ
イル３、５、７はｘ、ｙ、及びｚ方向に傾斜磁場を発生
し、検査されているゾーン中の対応する３つの空間方向
にスライス選択が行われうる。
【００２４】更に、制御ユニット１７は、傾斜磁場に依
存するラーモア周波数に対してＲＦパルスの周波数を調
整するため、及び、ＭＲ撮像のために異なる長さのＲＦ
パルスを発生するために、ＲＦ発生器１８を制御する。
ＲＦパルスは、その利得が制御ユニット１７によって制
御される増幅器に印加され、続いてＲＦ送信コイル１１
に到達する。
存するラーモア周波数に対してＲＦパルスの周波数を調
整するため、及び、ＭＲ撮像のために異なる長さのＲＦ
パルスを発生するために、ＲＦ発生器１８を制御する。
ＲＦパルスは、その利得が制御ユニット１７によって制
御される増幅器に印加され、続いてＲＦ送信コイル１１
に到達する。
【００２５】励起された磁化の状態の緩和によってＲＦ
受信コイル１２中に生ずるＭＲ信号は、発振器１３０か
らの（安定した磁場の局部的な強度によって決定される
ラーモアまたはＭＲ周波数で）２つの互いに９０°ずれ
た搬送波発振を混合することによって直交復調器１３に
おいて復調され、それにより複素信号の実成分及び虚成
分と考えられうる２つの信号を生成する。これらの信号
は、アナログ・ディジタル変換器１４に印加される。最
後に、画像処理ユニット１６はモニタ１５上での表示の
ためにＭＲ画像を既に知られた方法で再構成する。
受信コイル１２中に生ずるＭＲ信号は、発振器１３０か
らの（安定した磁場の局部的な強度によって決定される
ラーモアまたはＭＲ周波数で）２つの互いに９０°ずれ
た搬送波発振を混合することによって直交復調器１３に
おいて復調され、それにより複素信号の実成分及び虚成
分と考えられうる２つの信号を生成する。これらの信号
は、アナログ・ディジタル変換器１４に印加される。最
後に、画像処理ユニット１６はモニタ１５上での表示の
ためにＭＲ画像を既に知られた方法で再構成する。
【００２６】図１の環境への電気導線を必要としない共
鳴回路６は、種々の形状を有しうる。図３は、カテーテ
ル６０（破線で示す）の先端に設けられる共鳴回路３０
の回路図を示す。カテーテル６０は、図１に示すＭＲ装
置の検査ゾーン中に置かれる検査されるべき人物（患
者）１０の体の中に導入される。共鳴回路３０は、望ま
しくはマイクロコイルであるインダクタンス３１と、そ
れに対して並列に接続されるキャパシタンス３２とを含
む。インダクタンス３１とキャパシタンス３２は、ＭＲ
装置によって励起される体の物質のラーモア周波数に本
質的に同調される並列共鳴回路を形成する。ダイオード
３３の形の非線形要素はキャパシタンス３２に対して並
列に接続される。
鳴回路６は、種々の形状を有しうる。図３は、カテーテ
ル６０（破線で示す）の先端に設けられる共鳴回路３０
の回路図を示す。カテーテル６０は、図１に示すＭＲ装
置の検査ゾーン中に置かれる検査されるべき人物（患
者）１０の体の中に導入される。共鳴回路３０は、望ま
しくはマイクロコイルであるインダクタンス３１と、そ
れに対して並列に接続されるキャパシタンス３２とを含
む。インダクタンス３１とキャパシタンス３２は、ＭＲ
装置によって励起される体の物質のラーモア周波数に本
質的に同調される並列共鳴回路を形成する。ダイオード
３３の形の非線形要素はキャパシタンス３２に対して並
列に接続される。
【００２７】共鳴回路３０は、核磁化の励起のためにＭ
Ｒ装置によって送信されるＲＦパルスを受ける。パルス
のＲＦパワーが低いとき、ダイオード３３にかかる電圧
は小さい。その場合、ダイオード３３は、その閾値電圧
を超えていないため、導通状態ではない。すると、共鳴
回路３０の共鳴線質係数は比較的高く、マイクロコイル
３１の領域での局部ＲＦ磁場は係数Ｇ1＞＞１で乗算さ
れる。ＲＦパワーがかなり増加されると、ダイオード３
３は導通状態となり、関連づけられるバイパス機能によ
り共鳴線質係数を減少させる。即ち局部ＲＦ磁場はその
ような高い度合いへ増加されず、乗算の係数は値Ｇ2＜
Ｇ1をとる。
Ｒ装置によって送信されるＲＦパルスを受ける。パルス
のＲＦパワーが低いとき、ダイオード３３にかかる電圧
は小さい。その場合、ダイオード３３は、その閾値電圧
を超えていないため、導通状態ではない。すると、共鳴
回路３０の共鳴線質係数は比較的高く、マイクロコイル
３１の領域での局部ＲＦ磁場は係数Ｇ1＞＞１で乗算さ
れる。ＲＦパワーがかなり増加されると、ダイオード３
３は導通状態となり、関連づけられるバイパス機能によ
り共鳴線質係数を減少させる。即ち局部ＲＦ磁場はその
ような高い度合いへ増加されず、乗算の係数は値Ｇ2＜
Ｇ1をとる。
【００２８】共鳴回路３０のこの挙動は、差動方法を実
現するために使用されうる。共鳴回路３０の挙動は、図
４中、時間（ｔ）に対する局部ＲＦ磁場（ＲＦ）の変化
に基づいて示される。第１の段階において、カテーテル
６０の領域において磁化をリフェーズするために比較的
低いＲＦパワーを有する長いＲＦパルスが使用される
と、カテーテル６０の先端、即ち、マイクロコイル３１
の領域におけるフリップ角は、共鳴の増大によってかな
り増加される（係数Ｇ1；図４中の曲線ａ；曲線ｅにお
いてダイオードによるクリッピングは開始しない）。続
いて（図４の境界線ｄからのように）、磁化をリフェー
ズするために１８０°ずれた位相と比較的高いＲＦパワ
ーを有する第２の短いＲＦパルス（図４中、曲線ｂ）が
印加されると、マイクロコイル３１の外側の領域中の励
起された磁化はＲＦパルスの時間積分が同じであればゼ
ロとなる。しかしながら、マイクロコイル３１の直ぐ近
傍では、ダイオード３３のクリッピング挙動により共鳴
の増大の効果が小さいため（係数Ｇ2；ダイオードによ
って決められるＲＦ磁場は図４中の曲線ｃに沿って延び
る）磁化はゼロに等しくない。
現するために使用されうる。共鳴回路３０の挙動は、図
４中、時間（ｔ）に対する局部ＲＦ磁場（ＲＦ）の変化
に基づいて示される。第１の段階において、カテーテル
６０の領域において磁化をリフェーズするために比較的
低いＲＦパワーを有する長いＲＦパルスが使用される
と、カテーテル６０の先端、即ち、マイクロコイル３１
の領域におけるフリップ角は、共鳴の増大によってかな
り増加される（係数Ｇ1；図４中の曲線ａ；曲線ｅにお
いてダイオードによるクリッピングは開始しない）。続
いて（図４の境界線ｄからのように）、磁化をリフェー
ズするために１８０°ずれた位相と比較的高いＲＦパワ
ーを有する第２の短いＲＦパルス（図４中、曲線ｂ）が
印加されると、マイクロコイル３１の外側の領域中の励
起された磁化はＲＦパルスの時間積分が同じであればゼ
ロとなる。しかしながら、マイクロコイル３１の直ぐ近
傍では、ダイオード３３のクリッピング挙動により共鳴
の増大の効果が小さいため（係数Ｇ2；ダイオードによ
って決められるＲＦ磁場は図４中の曲線ｃに沿って延び
る）磁化はゼロに等しくない。
【００２９】カテーテル６０の先端は、投影中で単一の
ピークとして現れる。この文脈では、投影は、ＲＦパル
スが（検査ゾーン中の）体積を励起することを意味する
と理解されるべきである。エコー（スピンエコー）が生
ずる瞬間、傾斜磁場は投影方向に印加される。得られた
信号のフーリエ変換は投影を生じさせ、即ち、投影方向
に対して垂直なスライスの積分から生ずる信号強度分布
は空間座標に沿ってプロットされる。カテーテル６０に
よって生ずる顕著なピークがこのような投影中で検出さ
れうるとき、１次元方向におけるその位置はこの測定に
よって見つけられる。カテーテル６０の空間中の位置
は、３つの直交する空間方向上で全部で３つの測定を行
うことによって決定される。投影によるこの位置測定は
非常に高速である。しかしながら、カテーテル６０の位
置測定が完全な画像の捕捉によって行われる場合は、
（完全な画像を形成するには）これらの段階が２５６以
上必要となり、それでもカテーテルが実際に検出される
かは確かではない。
ピークとして現れる。この文脈では、投影は、ＲＦパル
スが（検査ゾーン中の）体積を励起することを意味する
と理解されるべきである。エコー（スピンエコー）が生
ずる瞬間、傾斜磁場は投影方向に印加される。得られた
信号のフーリエ変換は投影を生じさせ、即ち、投影方向
に対して垂直なスライスの積分から生ずる信号強度分布
は空間座標に沿ってプロットされる。カテーテル６０に
よって生ずる顕著なピークがこのような投影中で検出さ
れうるとき、１次元方向におけるその位置はこの測定に
よって見つけられる。カテーテル６０の空間中の位置
は、３つの直交する空間方向上で全部で３つの測定を行
うことによって決定される。投影によるこの位置測定は
非常に高速である。しかしながら、カテーテル６０の位
置測定が完全な画像の捕捉によって行われる場合は、
（完全な画像を形成するには）これらの段階が２５６以
上必要となり、それでもカテーテルが実際に検出される
かは確かではない。
【００３０】位置測定の間、傾斜磁場の印加によって検
査ゾーンの所与のスライスを選択することが可能であ
り、それにより多数のマークされた器具が存在する場合
に夫々の共鳴回路（マーカ）と共に個々の器具を区別す
ることが可能である。しかしながら、磁化をリフェーズ
するために第２のパルスが印加される前に、既に知られ
ている方法でリフォーカスパルスによってスピンのリフ
ォーカスが行われねばならない。
査ゾーンの所与のスライスを選択することが可能であ
り、それにより多数のマークされた器具が存在する場合
に夫々の共鳴回路（マーカ）と共に個々の器具を区別す
ることが可能である。しかしながら、磁化をリフェーズ
するために第２のパルスが印加される前に、既に知られ
ている方法でリフォーカスパルスによってスピンのリフ
ォーカスが行われねばならない。
【００３１】検査ゾーンの特定の体積が選択されない場
合、測定シーケンスは以下の段階を含む：パワー１を有
するＲＦパルスを印加する；カテーテルから遠い磁化を
リフェーズするパワー２を有するＲＦパルスを印加す
る；スピンエコーの場合に適切であればリフォーカスパ
ルスを印加する；投影方向の傾斜磁場を印加する；デー
タ捕捉を開始する。
合、測定シーケンスは以下の段階を含む：パワー１を有
するＲＦパルスを印加する；カテーテルから遠い磁化を
リフェーズするパワー２を有するＲＦパルスを印加す
る；スピンエコーの場合に適切であればリフォーカスパ
ルスを印加する；投影方向の傾斜磁場を印加する；デー
タ捕捉を開始する。
【００３２】しかしながら、検査ゾーンの所与の体積が
選択されると、以下の測定シーケンスが得られる：（経
過によってリフォーカスありで、または、リフォーカス
なしで）パワー１を有するＲＦパルスを有する傾斜磁場
位置測定シーケンスを印加する；カテーテルから遠い磁
化をリフェーズするパワー２を有するＲＦパルスを印加
し；同じ体積を選択する傾斜磁場シーケンスが印加され
る；スピンエコーの場合に適切であればリフォーカスパ
ルスを印加する；投影方向の傾斜磁場を印加する；デー
タ捕捉を開始する。
選択されると、以下の測定シーケンスが得られる：（経
過によってリフォーカスありで、または、リフォーカス
なしで）パワー１を有するＲＦパルスを有する傾斜磁場
位置測定シーケンスを印加する；カテーテルから遠い磁
化をリフェーズするパワー２を有するＲＦパルスを印加
し；同じ体積を選択する傾斜磁場シーケンスが印加され
る；スピンエコーの場合に適切であればリフォーカスパ
ルスを印加する；投影方向の傾斜磁場を印加する；デー
タ捕捉を開始する。
【００３３】また、ダイオード３３の代わりに、共鳴回
路３０中で他の非線形構成要素を使用することが可能で
ある。これについて可能な構成要素は、例えば、トラン
ジスタ、電界効果構成要素（ソースとゲートが相互接続
されたＦＥＴ）、またはいわゆるウォラストン（Wollas
ton）ワイヤ、即ち、電流を受けたときは非常に高速に
加熱され、それにより抵抗を増加させるプラチナ等の非
常に細いワイヤである。また、十分に小さく構成されて
いれば種々の熱抵抗器（ＰＴＣ，ＮＴＣ）、及び、飽和
可能な誘電体（強誘電体）を有するキャパシタが可能で
ある。しかしながら、ダイオードが断然に最も適してい
る。
路３０中で他の非線形構成要素を使用することが可能で
ある。これについて可能な構成要素は、例えば、トラン
ジスタ、電界効果構成要素（ソースとゲートが相互接続
されたＦＥＴ）、またはいわゆるウォラストン（Wollas
ton）ワイヤ、即ち、電流を受けたときは非常に高速に
加熱され、それにより抵抗を増加させるプラチナ等の非
常に細いワイヤである。また、十分に小さく構成されて
いれば種々の熱抵抗器（ＰＴＣ，ＮＴＣ）、及び、飽和
可能な誘電体（強誘電体）を有するキャパシタが可能で
ある。しかしながら、ダイオードが断然に最も適してい
る。
【００３４】ＭＲ装置によって形成される画像がマーカ
によって乱されないべきである場合、高い電力の短いＲ
Ｆパルスによって共鳴の増大（step-up）が大きい状態
へ切り換えられる他の共鳴回路が使用されうる。図５
は、かかる共鳴回路の実施例を示す図である。図５に示
される共鳴回路３４は、やはりマイクロコイル３５と並
列接続されたキャパシタンス３６とを含む。並列接続に
は、キャパシタンスと直列に接続されるキャパシタンス
ダイオード（バリキャップ（varicap）ダイオード）３
７が設けられ、更なるダイオード３８はこのキャパシタ
ンスダイオードに並列に接続される。ダイオード３８
は、出来る限り小さい順方向電圧を有するべきである。
休止状態では、キャパシタンスダイオード３７は高いキ
ャパシタンスを有し、共鳴回路３４の共鳴周波数は低
い。キャパシタンスダイオード３７は、強いＲＦパルス
（この場合は低い周波数を有するパルスも）によって充
電され、そのキャパシタンスが低下される。そして共鳴
回路３４の共鳴周波数が増加する。この状態は、短い時
間に亘って得られる。
によって乱されないべきである場合、高い電力の短いＲ
Ｆパルスによって共鳴の増大（step-up）が大きい状態
へ切り換えられる他の共鳴回路が使用されうる。図５
は、かかる共鳴回路の実施例を示す図である。図５に示
される共鳴回路３４は、やはりマイクロコイル３５と並
列接続されたキャパシタンス３６とを含む。並列接続に
は、キャパシタンスと直列に接続されるキャパシタンス
ダイオード（バリキャップ（varicap）ダイオード）３
７が設けられ、更なるダイオード３８はこのキャパシタ
ンスダイオードに並列に接続される。ダイオード３８
は、出来る限り小さい順方向電圧を有するべきである。
休止状態では、キャパシタンスダイオード３７は高いキ
ャパシタンスを有し、共鳴回路３４の共鳴周波数は低
い。キャパシタンスダイオード３７は、強いＲＦパルス
（この場合は低い周波数を有するパルスも）によって充
電され、そのキャパシタンスが低下される。そして共鳴
回路３４の共鳴周波数が増加する。この状態は、短い時
間に亘って得られる。
【００３５】まず第１のＲＦパルスによって磁化を回転
させ、この磁化を第２のＲＦパルスによってリフェーズ
する上述の差動方法は、磁化に影響を与えるためにパル
ス間で切り換えられうる全てのマーカに対して適用可能
である。更なる切り換え可能なマーカの例としては、光
学的に切り換え可能な共鳴回路がある。この種類の共鳴
回路は図３に示すものに非常に似た構成を有し、ダイオ
ード３３はフォトダイオードによって置換される。光導
体を介して、ＲＦパルス間にカテーテル６０に対して光
パルスが印加され、この光パルスはフォトダイオードを
導通状態とし、従って共鳴回路の線質係数を低下させ
る。
させ、この磁化を第２のＲＦパルスによってリフェーズ
する上述の差動方法は、磁化に影響を与えるためにパル
ス間で切り換えられうる全てのマーカに対して適用可能
である。更なる切り換え可能なマーカの例としては、光
学的に切り換え可能な共鳴回路がある。この種類の共鳴
回路は図３に示すものに非常に似た構成を有し、ダイオ
ード３３はフォトダイオードによって置換される。光導
体を介して、ＲＦパルス間にカテーテル６０に対して光
パルスが印加され、この光パルスはフォトダイオードを
導通状態とし、従って共鳴回路の線質係数を低下させ
る。
【００３６】
【発明の効果】概して、差動方法の利点は、差動が１ミ
リ秒以内に行われるため、ＭＲ画像の動きによる効果が
高い度合いで除去されることである。
リ秒以内に行われるため、ＭＲ画像の動きによる効果が
高い度合いで除去されることである。
【００３７】全体として、本発明は以下の利点を有す
る：位置測定が正確である；位置測定がリアルタイムで
実行される；患者にとってＲＦに対して安全な方法であ
る；マーカは容易に構成されえ、ＭＲ装置中に他の追加
的な装置を必要としない；差分画像中に動きによる乱れ
が生じない。
る：位置測定が正確である；位置測定がリアルタイムで
実行される；患者にとってＲＦに対して安全な方法であ
る；マーカは容易に構成されえ、ＭＲ装置中に他の追加
的な装置を必要としない；差分画像中に動きによる乱れ
が生じない。
【図１】本発明による方法を実施するのに適したＭＲ装
置を簡単に示す図である。
置を簡単に示す図である。
【図２】図１の装置の回路図である。
【図３】本発明の第１の実施例による共鳴回路のカテー
テル中の回路図及び配置を示す図である。
テル中の回路図及び配置を示す図である。
【図４】本発明による方法に従った位置測定のためのＲ
Ｆパルスの典型的なシーケンスを示す図である。
Ｆパルスの典型的なシーケンスを示す図である。
【図５】本発明による共鳴回路の第２の実施例の回路図
である。
である。
１ 主コイル
２ 球面
３ コイル
４ テーブル面
５ コイル
６ 共鳴回路
７ コイル
１０ 患者
１１ ＲＦ送信コイル
１２ ＲＦ受信コイル
１３ 直交復調器
１４ アナログ・ディジタル変換回路
１５ モニタ
１６ 画像処理ユニット
１７ 制御ユニット
１８ ＲＦ発生器
１９ 増幅器
２０ 傾斜磁場波形発生器
２１ 傾斜磁場増幅器
２２ 傾斜磁場増幅器
２３ 傾斜磁場増幅器
３０ 共鳴回路
３１ インダクタンス
３２ キャパシタンス
３３ ダイオード
３４ 共鳴回路
３５ インダクタンス
３６ キャパシタンス
３７ キャパシタンスダイオード
３８ ダイオード
３９ 導線
６０ カテーテル（医用機器）
１３０ 発振器
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 ベルンハルト グライヒ
ドイツ連邦共和国，22335 ハンブルク,
リューベンホフシュトラーセ 41
Ｆターム(参考） 4C096 AA12 AA20 AB41 AB46 AD19
AD23 EA04 FC20
4C167 AA01 BB02 BB16 BB44 HH08
Claims (10)
- 【請求項１】 磁気共鳴（ＭＲ）に基づいて動作する装
置の検査ゾーン中の体の中にある望ましくは医用器具で
あり特にカテーテルである対象の位置を測定するため、
対象の上に配置され供給導線を含まない電磁共鳴回路と
ＭＲ装置中の体の中の核磁化のために印加されるＲＦ磁
場との間の相互作用を評価する、位置測定のための方法
であって、 ＲＦ磁場の周波数に同調され異なる共鳴回路線質係数の
２つの状態をとりうる磁気共鳴回路が使用され、第１の
段階では、共鳴回路が２つの状態のうちの一方であると
きに第１のＲＦパルスによってフリップ角を伴う核磁化
が誘起され、第２の段階では、共鳴回路が２つの状態の
うちの他方であるときに第２のＲＦパルスによって核磁
化がリフェーズされることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 共鳴回路は２つの状態間で切り換えられ
ることができ、共鳴回路は位置測定を行っている間に２
つの状態間で切り換えられることを特徴とする、請求項
１記載の方法。 - 【請求項３】 共鳴回路はＲＦパルスによって切り換え
られ、切換のために、核磁化またはそのリフェーズのた
めに必要とされる２つのＲＦパルスのうちの１つが用い
られることを特徴とする、請求項２記載の方法。 - 【請求項４】 核磁化及びそのリフェーズのために２つ
のＲＦパルスが用いられ、上記ＲＦパルスのうちの１つ
は低いパワー及び長いパルス持続時間を有し、他のＲＦ
パルスは高いパワー及び短いパルス持続時間を有し、上
記高いパワー及び短いパルス持続時間を有するＲＦパル
スは共鳴回路を切り換えるために使用されることを特徴
とする、請求項３記載の方法。 - 【請求項５】 共鳴回路に含まれる非線形要素は切り換
えのために使用されることを特徴とする、請求項４記載
の方法。 - 【請求項６】 印加される第１のＲＦパルスは上記低い
パワー及び長いパルス持続時間を有するＲＦパルスであ
り、印加される第２のＲＦパルスは上記高いパワー及び
短いパルス持続時間を有するＲＦパルスであり、第２の
ＲＦパルスは共鳴回路を高い共鳴回路線質係数の状態か
ら低い共鳴回路線質係数の状態へ切り換えることを特徴
とする、請求項４記載の方法。 - 【請求項７】 共鳴回路は光学的に制御可能な要素を含
み、光信号によって切り換えられることを特徴とする、
請求項２記載の方法。 - 【請求項８】 特にマイクロコイルの形のインダクタン
ス及びインダクタンスに並列に接続されるキャパシタン
スを具備した供給導線のない共鳴回路を含む請求項１に
記載の方法を行うカテーテルであって、 共鳴回路中に追加的な切換素子が設けられ、この切換素
子は共鳴回路の共鳴回路線質係数に影響を与えることを
特徴とするカテーテル。 - 【請求項９】 追加的な切換要素はダイオードであるこ
とを特徴とする、請求項８記載のカテーテル。 - 【請求項１０】 ラーモア周波数を決める強さを有する
均一の安定した磁場を発生する第１の手段と、ＲＦパル
スを発生する第２の手段と、検査されるべき対象中で発
生したＭＲ信号を受信する第３の手段とを含む請求項１
記載の方法を行うＭＲ装置であって、 フリップ角を伴う核磁化のための第１の振幅及び第１の
パルス持続時間を有する第１のＲＦパルス、並びに、核
磁化をリフェーズするための第２の振幅及び第２のパル
ス持続時間を有する第２のＲＦパルスが時間的に連続し
て発生するようＲＦパルスを制御する制御ユニットを含
むことを特徴とするＭＲ装置。
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