JP2003517321A - 器具コントラストの調整を与える介在性器具の視角傾斜イメージングのための方法。 - Google Patents
器具コントラストの調整を与える介在性器具の視角傾斜イメージングのための方法。Info
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Abstract
(57)【要約】
ＭＲＩシステムによる患者、介在性器具（４８）のイメージングは、視角傾斜と磁化操作との組み合わせにより実現される。一実施形態では、体積要素（２３，２１）は離れて見える（２７）。間隙（２７）によって器具（４８）と患者とのコントラストが与えられる。この方法により器具（４８）のコントラストを大きくしたり小さくしたりすることが可能である。
Description
【０００１】
（関連出願情報）
この出願は１９９７年１０月７日に出願された同時係属中の米国特許出願第０
８／９４６，５４４号を優先権主張の基礎とするものである。
８／９４６，５４４号を優先権主張の基礎とするものである。
【０００２】
（発明の分野）
本発明は磁気共鳴イメージングに一般的に関する。より詳細には、本発明は、
介在性磁気共鳴イメージングにおいて患者の体内において使用される器具を像視
するための方法であって、器具のコントラストと組織のコントラストとの独立し
た調整を可能にする方法に関する。
介在性磁気共鳴イメージングにおいて患者の体内において使用される器具を像視
するための方法であって、器具のコントラストと組織のコントラストとの独立し
た調整を可能にする方法に関する。
【０００３】
（発明の背景）
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は患者の体内の臓器や物体の内部を像視する
ために一般的に使用されている。ＭＲＩは像視したい物体を高度に均一かつ強力
な（例 １．５テスラ）磁場中に置くことにより行われる。この磁気により原子
核（磁気モーメントを有する）は磁場に対して整列する。核（スピン）は磁場の
方向を中心として磁場に比例した速度で歳差運動を行う。１．５テスラの磁場中
に置かれた水素原子核（ＭＲＩにおいて診断化学種として一般的に使用されてい
る）では歳差運動の振動数は約６４ＭＨｚである。
ために一般的に使用されている。ＭＲＩは像視したい物体を高度に均一かつ強力
な（例 １．５テスラ）磁場中に置くことにより行われる。この磁気により原子
核（磁気モーメントを有する）は磁場に対して整列する。核（スピン）は磁場の
方向を中心として磁場に比例した速度で歳差運動を行う。１．５テスラの磁場中
に置かれた水素原子核（ＭＲＩにおいて診断化学種として一般的に使用されてい
る）では歳差運動の振動数は約６４ＭＨｚである。
【０００４】
イメージングを行う際には物体に対してＲＦ励起パルスと同時に磁場勾配が与
えられる。磁場勾配により異なる位置の原子核は異なる振動数にて歳差運動を行
う（歳差運動の振動数は磁場の強さに依存しているため）。ＲＦパルスは明確に
区別される振動数スペクトル及び偏光を有し、特定の歳差振動数を有する（すな
わち特定の位置にある）原子核のみを励起する。このプロセスは回転磁気モーメ
ント（対象とする空間内に局所化された）を生じるように工夫されている。この
回転磁気モーメントは近くのアンテナによって容易に検出可能な信号を発生する
。磁場勾配及びＲＦパルスを与えるプロセスの全体を一連の読み出し勾配エンコ
ーディングにより繰返し、画像に再構成することが可能なデータ群を集める。
えられる。磁場勾配により異なる位置の原子核は異なる振動数にて歳差運動を行
う（歳差運動の振動数は磁場の強さに依存しているため）。ＲＦパルスは明確に
区別される振動数スペクトル及び偏光を有し、特定の歳差振動数を有する（すな
わち特定の位置にある）原子核のみを励起する。このプロセスは回転磁気モーメ
ント（対象とする空間内に局所化された）を生じるように工夫されている。この
回転磁気モーメントは近くのアンテナによって容易に検出可能な信号を発生する
。磁場勾配及びＲＦパルスを与えるプロセスの全体を一連の読み出し勾配エンコ
ーディングにより繰返し、画像に再構成することが可能なデータ群を集める。
【０００５】
ＭＲＩは針などの介在性器具を患者の体内に案内するうえで有用である。ＭＲ
Ｉにより器具を正確に配置することが可能である。こうした介在性器具は、周囲
の人体組織の磁化率とは異なる磁化率をしばしば有する。この磁化率の差はほと
んどの場合非常に小さいものの（例 約１００ｐｐｍ）、高度に均一な磁場を必
要とするＭＲＩでは問題である。介在性器具により磁場の大きさが歪められる（
方向の変化はＭＲＩにおいては問題とならない）。したがってイメージングが行
われた際、得られた画像は介在性器具の近傍において歪んでいる。歪みのために
介在性器具を所望の位置に的確に配置することが困難となる。
Ｉにより器具を正確に配置することが可能である。こうした介在性器具は、周囲
の人体組織の磁化率とは異なる磁化率をしばしば有する。この磁化率の差はほと
んどの場合非常に小さいものの（例 約１００ｐｐｍ）、高度に均一な磁場を必
要とするＭＲＩでは問題である。介在性器具により磁場の大きさが歪められる（
方向の変化はＭＲＩにおいては問題とならない）。したがってイメージングが行
われた際、得られた画像は介在性器具の近傍において歪んでいる。歪みのために
介在性器具を所望の位置に的確に配置することが困難となる。
【０００６】
イメージングにおける介在性器具の問題に対する解決策の１つとして、介在性
器具を人体組織にほぼ一致した磁化率を有する材料（例 炭素繊維）にて形成す
るというものがある。このような磁化率を有する介在性器具は磁場を歪めること
はない。しかし、こうした材料によって形成される介在性器具は、通常、目的と
する機能（例 生検試料を得る）を果たすうえで従来の材料にて形成される器具
ほど性能は高くない。
器具を人体組織にほぼ一致した磁化率を有する材料（例 炭素繊維）にて形成す
るというものがある。このような磁化率を有する介在性器具は磁場を歪めること
はない。しかし、こうした材料によって形成される介在性器具は、通常、目的と
する機能（例 生検試料を得る）を果たすうえで従来の材料にて形成される器具
ほど性能は高くない。
【０００７】
介在性器具による歪みに対して提案されている別の解決策は、器具と患者の身
体との間で最良のコントラストを得るためにパルスシーケンスを変化させること
をその要旨としている。“Ｎｅｅｄｌｅ Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｉｎ Ｍ Ｒ−Ｇｕｉｄｅｄ Ｂｉｏｐｓｙ ａｎｄ Ａｓｐｉｒａｔｉｏｎ： Ｅｆｆｅ ｃｔｓ ｏｆ Ｆｉｅｌｄ Ｓｔｒｅｎｇｔｈ， Ｓｅｑｕｅｎｃｅ Ｄｅｓｉ ｇｎ， ａｎｄ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ ”（
Ｌｅｗｉｎ，Ｊ．ｅｔ ａｌ）（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｒ
ｏｅｎｔｇｅｎｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１６６，ｐｇｓ．１３３７−１３４５，１
９９６）、及び、“Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ ＭＲ−Ｇｕｉｄｅｄ Ｂｒｅａｓ ｔ Ｌｅｓｉｏｎ Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ−Ａ Ｐｈａｎｔｏｍ Ｓｔｕｄ ｙ ”（Ｂ．Ｄａｎｉｅｌ）（Ｐｒｏｃ．， Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏ
ｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉ
ｃｉｎｅ， Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１９９６，ｐｇ．１７３３）を参照されたい。
これらの手法における問題点は、同じパルスシーケンスでは組織と組織とのコン
トラスト及び器具と組織とのコントラストのいずれも最適化されないことである
。
体との間で最良のコントラストを得るためにパルスシーケンスを変化させること
をその要旨としている。“Ｎｅｅｄｌｅ Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ｉｎ Ｍ Ｒ−Ｇｕｉｄｅｄ Ｂｉｏｐｓｙ ａｎｄ Ａｓｐｉｒａｔｉｏｎ： Ｅｆｆｅ ｃｔｓ ｏｆ Ｆｉｅｌｄ Ｓｔｒｅｎｇｔｈ， Ｓｅｑｕｅｎｃｅ Ｄｅｓｉ ｇｎ， ａｎｄ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ ”（
Ｌｅｗｉｎ，Ｊ．ｅｔ ａｌ）（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｒ
ｏｅｎｔｇｅｎｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１６６，ｐｇｓ．１３３７−１３４５，１
９９６）、及び、“Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ ＭＲ−Ｇｕｉｄｅｄ Ｂｒｅａｓ ｔ Ｌｅｓｉｏｎ Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ−Ａ Ｐｈａｎｔｏｍ Ｓｔｕｄ ｙ ”（Ｂ．Ｄａｎｉｅｌ）（Ｐｒｏｃ．， Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏ
ｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉ
ｃｉｎｅ， Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ，１９９６，ｐｇ．１７３３）を参照されたい。
これらの手法における問題点は、同じパルスシーケンスでは組織と組織とのコン
トラスト及び器具と組織とのコントラストのいずれも最適化されないことである
。
【０００８】
“Ｔｏｔａｌ ｉｎｈｏｍｅｇｅｎｅｉｔｙ ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｉｎｃ ｌｕｄｉｎｇ ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｈｉｆｔｓ ａｎｄ ｓｕｓｃｅｐｔｉｂ ｉｌｉｔｙ ｂｙ ｖｉｅｗ ａｎｇｌｅ ｔｉｌｔｉｎｇ
”（Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ
，Ｄ．Ｊ．Ｋｉｍ，ａｎｄ Ｙ．Ｋ．Ｋｉｍ）（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１５（１）
Ｊａｎ／Ｆｅｂ １９８８）には、磁化率の変化によってもたらされる歪みを取
り除くことに成功した手法について開示されている。この方法では、ＭＲデータ
読み出しの角度を変化させるために、ＭＲ信号の読み出しの際に更なる磁場勾配
を与える工程が含まれる。この角度の傾きにより磁場の強さの局所的な変化によ
る変位及び歪みが補正される。“Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍａｇｅ ｄｉ ｓｔｏｒｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｐｒｅｓｅｎｃｅ ｏｆ ｍｅｔａｌ ”（Ａ
．Ｊ．Ｍｃｇｏｗａｎ，Ａ．Ｌ．Ｍａｃｋｅｙ，Ｑ．Ｓ．Ｘｉａｎｇ，Ｄ．Ｇ．
Ｃｏｎｎｅｌｌ，Ｄ．Ｌ．Ｊａｎｚｅｎ，ａｎｄ Ｐ．Ｌ．Ｍｕｎｋ）（１９９
７ Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓ
ｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉ
ｃｉｎｅ ａｎｎｕａｌ ｍｅｅｉｎｇ，Ｖａｎｃｏｕｖｅｒ，Ｃａｎａｄａ，
Ａｂｓｔｒａｃｔ ＃１９７３）には、視角を傾斜させる方法を用いて人体内の
金属物体（例 人工股関節）によって生じる歪みを低減または防止することにつ
いて述べられている。
，Ｄ．Ｊ．Ｋｉｍ，ａｎｄ Ｙ．Ｋ．Ｋｉｍ）（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１５（１）
Ｊａｎ／Ｆｅｂ １９８８）には、磁化率の変化によってもたらされる歪みを取
り除くことに成功した手法について開示されている。この方法では、ＭＲデータ
読み出しの角度を変化させるために、ＭＲ信号の読み出しの際に更なる磁場勾配
を与える工程が含まれる。この角度の傾きにより磁場の強さの局所的な変化によ
る変位及び歪みが補正される。“Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｉｍａｇｅ ｄｉ ｓｔｏｒｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｐｒｅｓｅｎｃｅ ｏｆ ｍｅｔａｌ ”（Ａ
．Ｊ．Ｍｃｇｏｗａｎ，Ａ．Ｌ．Ｍａｃｋｅｙ，Ｑ．Ｓ．Ｘｉａｎｇ，Ｄ．Ｇ．
Ｃｏｎｎｅｌｌ，Ｄ．Ｌ．Ｊａｎｚｅｎ，ａｎｄ Ｐ．Ｌ．Ｍｕｎｋ）（１９９
７ Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓ
ｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉ
ｃｉｎｅ ａｎｎｕａｌ ｍｅｅｉｎｇ，Ｖａｎｃｏｕｖｅｒ，Ｃａｎａｄａ，
Ａｂｓｔｒａｃｔ ＃１９７３）には、視角を傾斜させる方法を用いて人体内の
金属物体（例 人工股関節）によって生じる歪みを低減または防止することにつ
いて述べられている。
【０００９】
視角傾斜による磁化率歪みの除去における問題点として、しばしば歪みが完全
に取り除かれてしまい、器具がほとんど見えなくなってしまう点がある。器具が
見えることは、器具を適当な位置に案内する（例 生検試料を採取する際）うえ
でしばしば有用であるため、このことは望ましくない。勾配エコーイメージング
やスピンエコーイメージングなどのイメージングパラメータを調整して器具が見
えるように器具と組織とのコントラストを大きくすることが可能であるが、これ
により組織と組織とのコントラストに対して最適化されたパラメータを使用する
ことができなくなることがある。
に取り除かれてしまい、器具がほとんど見えなくなってしまう点がある。器具が
見えることは、器具を適当な位置に案内する（例 生検試料を採取する際）うえ
でしばしば有用であるため、このことは望ましくない。勾配エコーイメージング
やスピンエコーイメージングなどのイメージングパラメータを調整して器具が見
えるように器具と組織とのコントラストを大きくすることが可能であるが、これ
により組織と組織とのコントラストに対して最適化されたパラメータを使用する
ことができなくなることがある。
【００１０】
したがって、器具と組織とのコントラスト、及び、組織と組織とのコントラス
トを独立して制御することを可能にする視角傾斜を用いた方法が提供されたなら
ば、磁気共鳴イメージングの技術領域における進歩といえよう。
トを独立して制御することを可能にする視角傾斜を用いた方法が提供されたなら
ば、磁気共鳴イメージングの技術領域における進歩といえよう。
【００１１】
（発明の目的及び利点）
したがって本発明の主たる目的は、介在性器具の磁気共鳴イメージングのため
の方法であって、１）組織コントラストの調整とは独立して器具と組織とのコン
トラストを調整することを可能とする方法を提供することにある。
の方法であって、１）組織コントラストの調整とは独立して器具と組織とのコン
トラストを調整することを可能とする方法を提供することにある。
【００１２】
（発明の概要）
この目的及び利点は、局所的な磁化率変化（例 介在性器具）を有する物体（
例 患者）を像視するために視角傾斜磁気共鳴イメージングを用いた、本発明の
６つの実施形態によって達成される。本発明の第１の実施形態では、スライスを
選択するために励起ＲＦパルスと第１の磁場勾配を物体に与える方法が提供され
る。次に、スライスに再焦点合わせを行うために再焦点合わせＲＦパルスと第２
の磁場勾配が物体に与えられる。第１の磁場勾配と第２の磁場勾配とは異なる振
幅を有する。更に、励起パルスと再焦点合わせパルスとは異なる帯域幅を有し、
励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側の領域にお
いて重なる。最後に傾斜読み出し磁場勾配が物体に与えられる。励起プロファイ
ルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側において重なり、磁化率変
化領域内では部分的に重なるのみであるか、もしくは重ならない。好ましくは、
励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側の領域にお
いて同じ厚さ及び位置を有する（互いに完全に重なり合う）。勾配振幅の差によ
って磁化率コントラストが決定される。
例 患者）を像視するために視角傾斜磁気共鳴イメージングを用いた、本発明の
６つの実施形態によって達成される。本発明の第１の実施形態では、スライスを
選択するために励起ＲＦパルスと第１の磁場勾配を物体に与える方法が提供され
る。次に、スライスに再焦点合わせを行うために再焦点合わせＲＦパルスと第２
の磁場勾配が物体に与えられる。第１の磁場勾配と第２の磁場勾配とは異なる振
幅を有する。更に、励起パルスと再焦点合わせパルスとは異なる帯域幅を有し、
励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側の領域にお
いて重なる。最後に傾斜読み出し磁場勾配が物体に与えられる。励起プロファイ
ルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側において重なり、磁化率変
化領域内では部分的に重なるのみであるか、もしくは重ならない。好ましくは、
励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側の領域にお
いて同じ厚さ及び位置を有する（互いに完全に重なり合う）。勾配振幅の差によ
って磁化率コントラストが決定される。
【００１３】
本発明の第２の実施形態では、物体に励起パルスと第１の磁場勾配が与えられ
ることによりスライスが選択される。次に再焦点合わせパルスと第２の磁場勾配
が物体に与えられ、これによりスライスに再焦点合わせが行われる。最後に傾斜
磁場勾配が物体に与えられる。第２の磁場勾配は第１の磁場勾配と逆の方向を有
する。励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側にお
いて重なり、磁化率変化の近傍の領域においては部分的に重なるのみであるか、
もしくは重ならない。第１の勾配と第２の勾配とは同じもしくは異なる振幅を有
する。好ましくは、励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変
化の外側の領域において同じ厚さ及び位置を有する（互いに完全に重なり合う）
。勾配振幅の差によって磁化率コントラストが決定される。
ることによりスライスが選択される。次に再焦点合わせパルスと第２の磁場勾配
が物体に与えられ、これによりスライスに再焦点合わせが行われる。最後に傾斜
磁場勾配が物体に与えられる。第２の磁場勾配は第１の磁場勾配と逆の方向を有
する。励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変化の外側にお
いて重なり、磁化率変化の近傍の領域においては部分的に重なるのみであるか、
もしくは重ならない。第１の勾配と第２の勾配とは同じもしくは異なる振幅を有
する。好ましくは、励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは磁化率変
化の外側の領域において同じ厚さ及び位置を有する（互いに完全に重なり合う）
。勾配振幅の差によって磁化率コントラストが決定される。
【００１４】
本発明の第３の実施形態では、ＲＦパルスと磁場勾配が物体に与えられ、対象
とする局在化した体積要素からスピンエコーが生じる。このスピンエコーＭＲ信
号はスピンエコー時間からずれた検出時間において検出される。これにより磁化
率変化の領域内における核スピンがデフェーズし、この領域からのＭＲ信号が損
失する。ズレの量によって磁化率コントラストが決定される。
とする局在化した体積要素からスピンエコーが生じる。このスピンエコーＭＲ信
号はスピンエコー時間からずれた検出時間において検出される。これにより磁化
率変化の領域内における核スピンがデフェーズし、この領域からのＭＲ信号が損
失する。ズレの量によって磁化率コントラストが決定される。
【００１５】
本発明の第４の実施形態では、視角傾斜を用いた方法が用いられ、磁化率変化
によって生じる画像の歪みが不完全に低減されるように読み出し勾配の傾斜角度
が選択される。傾斜角度によって磁化率コントラストが決定される。
によって生じる画像の歪みが不完全に低減されるように読み出し勾配の傾斜角度
が選択される。傾斜角度によって磁化率コントラストが決定される。
【００１６】
本発明の第５の実施形態では、１個の励起パルスが第１の磁場勾配と同時に与
えられる。好ましくは励起パルスは非線形位相プロファイルを有する。最も好ま
しくは励起パルスは２次位相プロファイルを有する。励起パルスの非線形成分の
振幅によって磁化率コントラストが決定される。
えられる。好ましくは励起パルスは非線形位相プロファイルを有する。最も好ま
しくは励起パルスは２次位相プロファイルを有する。励起パルスの非線形成分の
振幅によって磁化率コントラストが決定される。
【００１７】
本発明の第６の実施形態では、ＲＦ１／２パルスが第１の磁場勾配と同時に与
えられる。次に第１の磁場勾配及びＲＦ１／２パルスを瞬時にオフし、このＲＦ
１／２パルス及び磁場勾配のオフの後に所定の時間間隔（エコー時間）をおいて
信号を検出する。時間間隔の長さによって磁化率コントラストが決定される。
えられる。次に第１の磁場勾配及びＲＦ１／２パルスを瞬時にオフし、このＲＦ
１／２パルス及び磁場勾配のオフの後に所定の時間間隔（エコー時間）をおいて
信号を検出する。時間間隔の長さによって磁化率コントラストが決定される。
【００１８】
（発明の詳細な説明）
本発明の実施形態の全てにおいて、局所的な磁化率の変化によって生じる歪み
を低減もしくは防止するために視野角傾斜を用いる。視角傾斜に関する更なる情
報については、“Ｔｏｔａｌ Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｉ ｏｎ Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｈｉｆｔｓ ａｎｄ Ｓｕｓ ｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ ｂｙ Ｖｉｅｗ Ａｎｇｌｅ Ｔｉｌｔｉｎｇ ”（Ｚ
．Ｈ．Ｃｈｏ，Ｄ．Ｊ．Ｋｉｍ，ａｎｄ Ｙ．Ｋ．Ｋｉｍ）（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ
．１５（１） Ｊａｎ／Ｆｅｂ １９８８）を参照されたい。
を低減もしくは防止するために視野角傾斜を用いる。視角傾斜に関する更なる情
報については、“Ｔｏｔａｌ Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｃｏｒｒｅｃｔｉ ｏｎ Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｈｉｆｔｓ ａｎｄ Ｓｕｓ ｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ ｂｙ Ｖｉｅｗ Ａｎｇｌｅ Ｔｉｌｔｉｎｇ ”（Ｚ
．Ｈ．Ｃｈｏ，Ｄ．Ｊ．Ｋｉｍ，ａｎｄ Ｙ．Ｋ．Ｋｉｍ）（Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ
．１５（１） Ｊａｎ／Ｆｅｂ １９８８）を参照されたい。
【００１９】
図１は、視角傾斜を用いた高速取得及び緩和促進（ＲＡＲＥ）パルスシーケン
スを示したものである。 図２Ａ及び図２Ｂは、直径及び材料の異なる３本の針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃ
のイメージングに視野角傾斜を用いた結果を示したものである。例として用いた
３本の針は、左から右に向かって、４８Ａ−１８ゲージ、インコネル（６５％Ｎ
ｉ、２２％Ｃｒ、９％Ｍｏ、及び他の微量元素）材料製のマナンメディカルプロ
ダクツ（Ｍａｎａｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ）社より販売されるカ
ッティングエッジを有さない針シャフト、４８Ｂ−１４ゲージ、ダウム（Ｄａｕ
ｍ Ｇｍｂｈ）社より販売される表面処理を施したチタン製生検用針、４８Ｃ−
２２ゲージ、インコネル材料製のマナンメディカルプロダクツ社より販売される
テクニカット吸引針である。３本の針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃはいずれも合金に
て形成されるため局所的に磁場を歪める。図２Ａは視角傾斜なしで像視した３本
の針４８を示したものであるのに対し、図２Ｂは視野角傾斜を行って像視した３
本の針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃを示したものである。図２Ａでは、針４８Ａ，４
８Ｂ，４８Ｃによって発生する局所磁場による大きなアーティファクトが見られ
る。アーティファクトにより、針の実際の径及び位置を決定することは非常に困
難である。図２Ｂでは、視角傾斜を用いたことによりアーティファクトは低減し
ている。非共鳴スピンに基づく信号損失は周辺領域においてではなく、針４８Ａ
，４８Ｂ，４８Ｃの実際の位置においてのみ生じる。アーティファクトの低減に
より、患者の組織に対して針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの位置を正確に決定するこ
とが可能である。
スを示したものである。 図２Ａ及び図２Ｂは、直径及び材料の異なる３本の針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃ
のイメージングに視野角傾斜を用いた結果を示したものである。例として用いた
３本の針は、左から右に向かって、４８Ａ−１８ゲージ、インコネル（６５％Ｎ
ｉ、２２％Ｃｒ、９％Ｍｏ、及び他の微量元素）材料製のマナンメディカルプロ
ダクツ（Ｍａｎａｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｒｏｄｕｃｔｓ）社より販売されるカ
ッティングエッジを有さない針シャフト、４８Ｂ−１４ゲージ、ダウム（Ｄａｕ
ｍ Ｇｍｂｈ）社より販売される表面処理を施したチタン製生検用針、４８Ｃ−
２２ゲージ、インコネル材料製のマナンメディカルプロダクツ社より販売される
テクニカット吸引針である。３本の針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃはいずれも合金に
て形成されるため局所的に磁場を歪める。図２Ａは視角傾斜なしで像視した３本
の針４８を示したものであるのに対し、図２Ｂは視野角傾斜を行って像視した３
本の針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃを示したものである。図２Ａでは、針４８Ａ，４
８Ｂ，４８Ｃによって発生する局所磁場による大きなアーティファクトが見られ
る。アーティファクトにより、針の実際の径及び位置を決定することは非常に困
難である。図２Ｂでは、視角傾斜を用いたことによりアーティファクトは低減し
ている。非共鳴スピンに基づく信号損失は周辺領域においてではなく、針４８Ａ
，４８Ｂ，４８Ｃの実際の位置においてのみ生じる。アーティファクトの低減に
より、患者の組織に対して針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの位置を正確に決定するこ
とが可能である。
【００２０】
視角傾斜は、介在性の器具（針４８など）による歪みを除去するうえで非常に
有用な技術であるが、これにより器具の視認性は低下する。介在性器具の種類、
患者の体内における器具の向き、及び使用されるイメージングシーケンスに応じ
て、器具によって生じるアーティファクトが薄くなりすぎて器具が見えなくなる
場合がある。
有用な技術であるが、これにより器具の視認性は低下する。介在性器具の種類、
患者の体内における器具の向き、及び使用されるイメージングシーケンスに応じ
て、器具によって生じるアーティファクトが薄くなりすぎて器具が見えなくなる
場合がある。
【００２１】
本発明は器具と患者との間のコントラストを調整するための幾つかの方法を提
供することによりこの問題を解決するものである。これらの方法により、医療従
事者は必要に応じて器具４８のアーティファクトを増大させたり減少させたりす
ることが可能である。患者のネット磁化を行い、１つのスライスを選択するため
の第１のスライス選択磁場勾配の存在下で高周波（ＲＦ）励起パルスを与える第
１の工程は全ての方法に共通である。
供することによりこの問題を解決するものである。これらの方法により、医療従
事者は必要に応じて器具４８のアーティファクトを増大させたり減少させたりす
ることが可能である。患者のネット磁化を行い、１つのスライスを選択するため
の第１のスライス選択磁場勾配の存在下で高周波（ＲＦ）励起パルスを与える第
１の工程は全ての方法に共通である。
【００２２】
図３は方法Ａを示したものであり、スライス２６が示されている。再焦点合わ
せＲＦパルスが第２の磁場勾配の存在下で患者及び器具４８に与えられ、スライ
ス２６に再び焦点が合わせられる。第２の磁場勾配は第１の磁場勾配とは異なる
振幅を有する。これにより器具４８のコントラストを調整することが可能である
。再焦点合わせＲＦパルスは共鳴状態にある同じスライスを選択することが可能
な長さを有するため、器具４８の近傍（領域２４内）の非共鳴スピンは再焦点合
わせされず、したがって画像に現れない。
せＲＦパルスが第２の磁場勾配の存在下で患者及び器具４８に与えられ、スライ
ス２６に再び焦点が合わせられる。第２の磁場勾配は第１の磁場勾配とは異なる
振幅を有する。これにより器具４８のコントラストを調整することが可能である
。再焦点合わせＲＦパルスは共鳴状態にある同じスライスを選択することが可能
な長さを有するため、器具４８の近傍（領域２４内）の非共鳴スピンは再焦点合
わせされず、したがって画像に現れない。
【００２３】
図４Ａは、従来の９０°ＲＦパルスにより得られた針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃ
の像を示したものである。図４Ｂは、９０°ＲＦパルスの長さを大きくするか、
または帯域幅を小さくすることによって得られる針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの像
を示したものであり、器具のコントラストがより大きくなっている。
の像を示したものである。図４Ｂは、９０°ＲＦパルスの長さを大きくするか、
または帯域幅を小さくすることによって得られる針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの像
を示したものであり、器具のコントラストがより大きくなっている。
【００２４】
方法Ｂでは、第１の磁場勾配と逆の方向を有する第２の磁場勾配の存在下で患
者４６及び器具４８に再焦点合わせＲＦパルスを与える。この方法では再焦点合
わせされる器具４８近傍の非共鳴スピンの数はより少ない。再焦点合わせされる
スピンは歪められない。第２の磁場勾配が逆向きであることにより、非共鳴状態
のスピンは共鳴状態のスピンとは逆の方向に空間的にシフトするため、両方のＲ
Ｆパルスによって作用が及ぼされる器具近傍のスピンの量は減少する。第２のス
ライス選択勾配の振幅の逆転に基づく、針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃのよりコント
ラストの大きな像が図５Ｂに示されている。従来の９０°再焦点合わせＲＦパル
スにより得られた針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの像を示した図５Ａと比較した場合
、方法Ｂによって器具４８のコントラストがより大きくなっていることは明らか
である。この方法は更に図５Ｄにおいて、図５Ｃに示される視角傾斜を用いた従
来のイメージングと比較して示されている。図５Ｃ及び５Ｄは動物モデルにおい
て針４８Ｄのアーティファクトを示したものである。図５Ｃでは視角傾斜を用い
ていないためにアーティファクトは非常に大きく、針４８Ｄの実際の位置は分か
りにくくなっている。図５Ｄは視角傾斜を用いて撮像したものである。しかし、
この画像では針４８Ｄのアーティファクトが望ましい程度には見えやすくないた
めに最適とはいえない。
者４６及び器具４８に再焦点合わせＲＦパルスを与える。この方法では再焦点合
わせされる器具４８近傍の非共鳴スピンの数はより少ない。再焦点合わせされる
スピンは歪められない。第２の磁場勾配が逆向きであることにより、非共鳴状態
のスピンは共鳴状態のスピンとは逆の方向に空間的にシフトするため、両方のＲ
Ｆパルスによって作用が及ぼされる器具近傍のスピンの量は減少する。第２のス
ライス選択勾配の振幅の逆転に基づく、針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃのよりコント
ラストの大きな像が図５Ｂに示されている。従来の９０°再焦点合わせＲＦパル
スにより得られた針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの像を示した図５Ａと比較した場合
、方法Ｂによって器具４８のコントラストがより大きくなっていることは明らか
である。この方法は更に図５Ｄにおいて、図５Ｃに示される視角傾斜を用いた従
来のイメージングと比較して示されている。図５Ｃ及び５Ｄは動物モデルにおい
て針４８Ｄのアーティファクトを示したものである。図５Ｃでは視角傾斜を用い
ていないためにアーティファクトは非常に大きく、針４８Ｄの実際の位置は分か
りにくくなっている。図５Ｄは視角傾斜を用いて撮像したものである。しかし、
この画像では針４８Ｄのアーティファクトが望ましい程度には見えやすくないた
めに最適とはいえない。
【００２５】
方法Ｃにおいては、再焦点合わせパルスを与えてスピンエコー信号を生じさせ
る。図６に示されるように検出時間はスピンエコー時間に一致していない。スピ
ンエコー信号が検出される検出時間４５は、スピンエコー時間と較べてズレ４６
だけずれている。このズレ４６により、器具４８の近傍のスピンの位相が打ち消
される。この位相の打ち消しはズレ４６を変化させることにより調整することが
可能である。針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの周囲の局所磁場の変化が大きいことに
より、小さなズレであっても器具のコントラストは大きくなる。図７Ａ〜６Ｄは
それぞれ、０μｓ、５００μｓ、１０００μｓ、及び１５００μｓのズレにて撮
像した針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの像を示したものである。器具のコントラスト
の大きさはズレの大きさに比例している点に注目されたい。この方法を図７Ｆに
動物モデルにおいて再び示した。器具のコントラスト４８Ｄは、視角傾斜のみを
用いた図７Ｅに示されるコントラストよりも大きい。
る。図６に示されるように検出時間はスピンエコー時間に一致していない。スピ
ンエコー信号が検出される検出時間４５は、スピンエコー時間と較べてズレ４６
だけずれている。このズレ４６により、器具４８の近傍のスピンの位相が打ち消
される。この位相の打ち消しはズレ４６を変化させることにより調整することが
可能である。針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの周囲の局所磁場の変化が大きいことに
より、小さなズレであっても器具のコントラストは大きくなる。図７Ａ〜６Ｄは
それぞれ、０μｓ、５００μｓ、１０００μｓ、及び１５００μｓのズレにて撮
像した針４８Ａ，４８Ｂ，４８Ｃの像を示したものである。器具のコントラスト
の大きさはズレの大きさに比例している点に注目されたい。この方法を図７Ｆに
動物モデルにおいて再び示した。器具のコントラスト４８Ｄは、視角傾斜のみを
用いた図７Ｅに示されるコントラストよりも大きい。
【００２６】
図８Ａは従来技術に基づくイメージングを模式的に示したものである。体積要
素２０，２１が、乱された磁場領域（例 磁化率変化に近い領域）内に置かれて
いる。体積要素２０，２１は物理的空間において互いに機械的に連結されている
が、ＭＲＩ画像２４においては磁場の乱れにより分離しているように見える。Ｍ
ＲＩ画像は読み出し磁場勾配によって決定される読み出し方向２２にライン毎に
生成される。図８Ｂは従来技術に基づく視角傾斜の方法を示したものである。読
み出し勾配は角度θ（２３）だけ傾斜しており、したがって読み出し方向２２も
傾斜している。読み出し方向の傾斜２３により体積要素は（実際つながっている
とおりに）つながって見え、これにより要素２０，２１が離れて見える原因であ
った歪みが取り除かれる。
素２０，２１が、乱された磁場領域（例 磁化率変化に近い領域）内に置かれて
いる。体積要素２０，２１は物理的空間において互いに機械的に連結されている
が、ＭＲＩ画像２４においては磁場の乱れにより分離しているように見える。Ｍ
ＲＩ画像は読み出し磁場勾配によって決定される読み出し方向２２にライン毎に
生成される。図８Ｂは従来技術に基づく視角傾斜の方法を示したものである。読
み出し勾配は角度θ（２３）だけ傾斜しており、したがって読み出し方向２２も
傾斜している。読み出し方向の傾斜２３により体積要素は（実際つながっている
とおりに）つながって見え、これにより要素２０，２１が離れて見える原因であ
った歪みが取り除かれる。
【００２７】
図８Ｃには本発明の方法Ｄが示されている。図８Ｃの方法においては、読み出
し勾配は、器具４８による歪みを完全には補正しない量だけ傾斜させられている
。この結果、画像において器具の歪みがある程度見られる。傾斜角度２５は、歪
みを完全に補正する角度２３とは異なっている。体積要素２０，２１はＭＲＩ画
像２４では離れて見える（２７）。間隙２７により器具４８と患者との間のコン
トラストが与えられる。この方法により器具４８のコントラストを大きくしたり
小さくしたりすることが可能である。
し勾配は、器具４８による歪みを完全には補正しない量だけ傾斜させられている
。この結果、画像において器具の歪みがある程度見られる。傾斜角度２５は、歪
みを完全に補正する角度２３とは異なっている。体積要素２０，２１はＭＲＩ画
像２４では離れて見える（２７）。間隙２７により器具４８と患者との間のコン
トラストが与えられる。この方法により器具４８のコントラストを大きくしたり
小さくしたりすることが可能である。
【００２８】
方法ＥではＲＦ励起パルスが非線形位相を有することにより、第１のスライス
は非線形位相プロファイルを有する。１個のＲＦパルスのみが用いられ、この励
起パルスの後に逆転した勾配が与えられて勾配エコーを生じる。図９Ａ及び９Ｂ
には線形ＲＦｓｉｎｃパルスの振幅及び位相が示されている。図９Ｃ及び９Ｄに
は本発明の方法Ｅに基づく非線形位相ＲＦパルスの振幅及び位相が示されている
。図１０Ａ（従来技術）は線形磁場勾配の存在下で用いられる従来の線形位相Ｒ
Ｆパルスを示したものであり、これにより線形位相プロファイルを有するスライ
スが得られる。線形位相プロファイルを有するスライスにより、器具４８の近傍
にゼロ和信号が生じる。図１０Ｂは均一な磁場中で用いられる２次ＲＦパルスの
２次位相プロファイルを示したものである。２次位相はスライスにわたって位相
を打ち消し、信号の５０％にまで足し合わされて５０％の信号損失を生じる。し
かし、器具４８の周囲の線形磁場のような非均一磁場中において２次位相ＲＦパ
ルスが用いられる場合には、スピンは線形位相と２次位相との和を有し、図１０
Ｃに示されるように信号の５０％にまで足し合わされる。この５０％の信号が器
具４８の領域周辺にあるために器具のコントラストは保たれ、ＲＦ励起パルスの
２次成分の大きさを変化させることによりコントラストを操作することが可能で
ある。
は非線形位相プロファイルを有する。１個のＲＦパルスのみが用いられ、この励
起パルスの後に逆転した勾配が与えられて勾配エコーを生じる。図９Ａ及び９Ｂ
には線形ＲＦｓｉｎｃパルスの振幅及び位相が示されている。図９Ｃ及び９Ｄに
は本発明の方法Ｅに基づく非線形位相ＲＦパルスの振幅及び位相が示されている
。図１０Ａ（従来技術）は線形磁場勾配の存在下で用いられる従来の線形位相Ｒ
Ｆパルスを示したものであり、これにより線形位相プロファイルを有するスライ
スが得られる。線形位相プロファイルを有するスライスにより、器具４８の近傍
にゼロ和信号が生じる。図１０Ｂは均一な磁場中で用いられる２次ＲＦパルスの
２次位相プロファイルを示したものである。２次位相はスライスにわたって位相
を打ち消し、信号の５０％にまで足し合わされて５０％の信号損失を生じる。し
かし、器具４８の周囲の線形磁場のような非均一磁場中において２次位相ＲＦパ
ルスが用いられる場合には、スピンは線形位相と２次位相との和を有し、図１０
Ｃに示されるように信号の５０％にまで足し合わされる。この５０％の信号が器
具４８の領域周辺にあるために器具のコントラストは保たれ、ＲＦ励起パルスの
２次成分の大きさを変化させることによりコントラストを操作することが可能で
ある。
【００２９】
図１１に示される方法Ｆでは、ＲＦ１／２パルス６０を用いて、器具４８の局
所磁場による非共鳴シフトに対する感度を増大させる。共鳴状態にある（ＲＦパ
ルスに共鳴している）スピンを測定するうえでのこうした１／２パルスの使用は
ポーリー（Ｐａｕｌｙ）に付与された米国特許第５，１５０，０５３号に開示さ
れている。時刻６４においてＲＦパルス６０と勾配６２を瞬時にオフすることに
より、スライス内の共鳴スピンから信号を検出することが可能である。ＲＦ発振
器をオフし、受信器をオンするために時間間隔６６（通常２００マイクロ秒より
短い）が必要とされる。典型的な用途では、多数のＲＦパルスを連続的に用いる
ことが可能である。各１／２パルスは同じＲＦ波形を有するが、パルス１つおき
に勾配の波形は逆転（６８）する。１／２パルスの使用によってエコー時間が短
くなることにより、ボクセル間のスピンのデフェーズは低減し、したがって器具
４８の周囲の信号損失が低減する。信号損失の減少によって、単に時間間隔６６
を大きくしたり小さくしたりすることで器具のコントラストを調整することが可
能である。
所磁場による非共鳴シフトに対する感度を増大させる。共鳴状態にある（ＲＦパ
ルスに共鳴している）スピンを測定するうえでのこうした１／２パルスの使用は
ポーリー（Ｐａｕｌｙ）に付与された米国特許第５，１５０，０５３号に開示さ
れている。時刻６４においてＲＦパルス６０と勾配６２を瞬時にオフすることに
より、スライス内の共鳴スピンから信号を検出することが可能である。ＲＦ発振
器をオフし、受信器をオンするために時間間隔６６（通常２００マイクロ秒より
短い）が必要とされる。典型的な用途では、多数のＲＦパルスを連続的に用いる
ことが可能である。各１／２パルスは同じＲＦ波形を有するが、パルス１つおき
に勾配の波形は逆転（６８）する。１／２パルスの使用によってエコー時間が短
くなることにより、ボクセル間のスピンのデフェーズは低減し、したがって器具
４８の周囲の信号損失が低減する。信号損失の減少によって、単に時間間隔６６
を大きくしたり小さくしたりすることで器具のコントラストを調整することが可
能である。
【００３０】
最後の方法は、ＮＭＲ検出の間に更なるＲＦ再焦点合わせパルスが与えられる
点を除けば方法Ａ〜Ｄと同様である。 本発明は、視角傾斜と、方法Ａ〜Ｄのいずれか１つとの組み合わせを有してな
るものである。すなわち、本発明により器具のコントラストを調整しつつ器具の
歪みを取り除く多くの方法が提供され、これらの方法のいずれも組織のイメージ
ングに大きな影響を与えるものではない。結果として、患者の体内の介在性器具
の正確な位置を示すＭＲＩ画像を得ることが可能である。当業者にとって、発明
の範囲から逸脱することなく上記の実施形態に様々な変更を加えることが可能で
あることは明らかであろう。例として、広範な材料にて形成された介在性器具の
全ての種類のものをここに述べられた方法を用いて像視することが可能である。
したがって発明の範囲は特許請求の範囲及びその法的な均等物によって定められ
るべきものである。
点を除けば方法Ａ〜Ｄと同様である。 本発明は、視角傾斜と、方法Ａ〜Ｄのいずれか１つとの組み合わせを有してな
るものである。すなわち、本発明により器具のコントラストを調整しつつ器具の
歪みを取り除く多くの方法が提供され、これらの方法のいずれも組織のイメージ
ングに大きな影響を与えるものではない。結果として、患者の体内の介在性器具
の正確な位置を示すＭＲＩ画像を得ることが可能である。当業者にとって、発明
の範囲から逸脱することなく上記の実施形態に様々な変更を加えることが可能で
あることは明らかであろう。例として、広範な材料にて形成された介在性器具の
全ての種類のものをここに述べられた方法を用いて像視することが可能である。
したがって発明の範囲は特許請求の範囲及びその法的な均等物によって定められ
るべきものである。
【００３１】
【図１】 従来技術に基づく傾斜した視角を用いたパルスシーケンスを示す
図。
図。
【図２Ａ】３本の針による歪みに対する、従来技術に基づく視角傾斜の効果
を示す図。
を示す図。
【図２Ｂ】３本の針による歪みに対する、従来技術に基づく視角傾斜の効果
を示す図。
を示す図。
【図３】 本発明の方法Ａを示す図。
【図４Ａ】方法Ａを示す図であって、従来の９０°ＲＦパルスを用いた、３
本の針を示すＭＲＩ画像。
本の針を示すＭＲＩ画像。
【図４Ｂ】方法Ａを示す図であって、帯域幅が小さくさせられた９０°ＲＦ
パルスを用いた、３本の針を示すＭＲＩ画像。
パルスを用いた、３本の針を示すＭＲＩ画像。
【図５Ａ】方法Ｂを示す図であって、従来の９０°ＲＦパルスを用いた、３
本の針を示すＭＲＩ画像。
本の針を示すＭＲＩ画像。
【図５Ｂ】方法Ｂを示す図であって、逆向きのスライス選択勾配を用いた、
針のＭＲＩ画像。
針のＭＲＩ画像。
【図５Ｃ】方法Ｂを示す図であって、従来の９０°ＲＦパルスを用いた、動
物モデルの体内の針のＭＲＩ画像。
物モデルの体内の針のＭＲＩ画像。
【図５Ｄ】方法Ｂを示す図であって、逆向きのスライス選択勾配を用いた、
動物モデルの体内の針のＭＲＩ画像。
動物モデルの体内の針のＭＲＩ画像。
【図６】本発明の方法Ｃを示す図。
【図７Ａ】方法Ｃを示す図であって、９０°ＲＦパルスに向かって０μｓだ
けずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画像。
けずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画像。
【図７Ｂ】方法Ｃを示す図であって、９０°ＲＦパルスに向かって５００μ
ｓだけずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画像
。
ｓだけずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画像
。
【図７Ｃ】方法Ｃを示す図であって、９０°ＲＦパルスに向かって１０００
μｓだけずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画
像。
μｓだけずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画
像。
【図７Ｄ】方法Ｃを示す図であって、９０°ＲＦパルスに向かって１５００
μｓだけずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画
像。
μｓだけずれた１８０°再焦点合わせＲＦパルスを用いた、３本の針のＭＲＩ画
像。
【図７Ｅ】視角傾斜のみを用いた動物モデルのＭＲＩ画像。
【図７Ｆ】視角傾斜と、１８０°再焦点合わせＲＦパルスが９０°ＲＦパル
スに向かって１０００ｍｓだけずれている方法Ｃとを用いたＭＲＩ画像。
スに向かって１０００ｍｓだけずれている方法Ｃとを用いたＭＲＩ画像。
【図８Ａ】従来技術に基づいた視角傾斜の方法を示す図。
【図８Ｂ】従来技術に基づいた視角傾斜の方法を示す図。
【図９Ａ】方法Ｅを示す図であって、線形位相ｓｉｎｃＲＦパルスの伝送大
きさを示すチャート。
きさを示すチャート。
【図９Ｂ】方法Ｅを示す図であって、線形位相ｓｉｎｃＲＦパルスの伝送位
相を示すチャート。
相を示すチャート。
【図９Ｃ】方法Ｅを示す図であって、２次位相ＲＦパルスの伝送大きさを示
すチャート。
すチャート。
【図９Ｄ】方法Ｅを示す図であって、２次位相ＲＦパルスの伝送位相を示す
チャート。
チャート。
【図１０Ａ】方法Ｅを示す図であって、線形位相を示すチャート。
【図１０Ｂ】方法Ｅを示す図であって、２次位相を示すチャート。
【図１０Ｃ】方法Ｅを示す図であって、線形位相と２次位相を加えたものを
示すチャート。
示すチャート。
【図１１】方法Ｆを示す図であって、間欠的１／２パルスを示すチャート。
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書
【提出日】平成１１年５月７日（１９９９．５．７）
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図５Ａ】
【図５Ｂ】
【図５Ｃ】
【図５Ｄ】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【図７Ｄ】
【図７Ｅ】
【図７Ｆ】
【図８Ａ】
【図８Ｂ】
【図８Ｃ】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図９Ｄ】
【図１０Ａ】
【図１０Ｂ】
【図１０Ｃ】
【図１１】
【手続補正書】
【提出日】平成１３年３月２３日（２００１．３．２３）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００１２】
（発明の概要）
この目的及び利点は、局所的な磁化率変化（例 介在性器具）を有する物体（
例 患者）を像視するために視角傾斜磁気共鳴イメージングを用いた、本発明の
６つの実施形態によって達成される。 ＭＲＩシステムによる患者及び介在性器具のイメージングは、視角傾斜と磁化 操作との組合わせを用いることにより実現することが可能である。視角傾斜によ り、器具の局所的磁場による画像の歪みの相当量が取り除かれる。磁化の操作に より、組織コントラストの調整とは独立して器具コントラストを調整することが 可能である。磁化操作の例としては、第１のスライス選択勾配とは異なる、すな わち負の振幅を有する第２のスライス選択勾配の存在下で第２のＲＦパルスを与 えることと、スピンエコーの時間に一致しないＮＭＲ検出時間を用いることと、 非線形位相を有するＲＦパルススライスプロファイルを用いることと、それぞれ が従来のＲＦパルスの一部をなす２以上のＲＦパルスからの信号を組み合わせる ことによりスライス選択を行うこととを含む。これらの２つの技術を組み合わせ ることにより、位置的に正確な患者及び介在性器具の画像が与えられる。 本発明の第１の実施形態では、スライスを選択するために励起ＲＦパルスと第
１の磁場勾配を物体に与える方法が提供される。次に、スライスに再焦点合わせ
を行うために再焦点合わせＲＦパルスと第２の磁場勾配が物体に与えられる。第
１の磁場勾配と第２の磁場勾配とは異なる振幅を有する。更に、励起パルスと再
焦点合わせパルスとは異なる帯域幅を有し、励起プロファイルと再焦点合わせプ
ロファイルとは磁化率変化の外側の領域において重なる。最後に傾斜読み出し磁
場勾配が物体に与えられる。励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは
磁化率変化の外側において重なり、磁化率変化領域内では部分的に重なるのみで
あるか、もしくは重ならない。好ましくは、励起プロファイルと再焦点合わせプ
ロファイルとは磁化率変化の外側の領域において同じ厚さ及び位置を有する（互
いに完全に重なり合う）。勾配振幅の差によって磁化率コントラストが決定され
る。
例 患者）を像視するために視角傾斜磁気共鳴イメージングを用いた、本発明の
６つの実施形態によって達成される。 ＭＲＩシステムによる患者及び介在性器具のイメージングは、視角傾斜と磁化 操作との組合わせを用いることにより実現することが可能である。視角傾斜によ り、器具の局所的磁場による画像の歪みの相当量が取り除かれる。磁化の操作に より、組織コントラストの調整とは独立して器具コントラストを調整することが 可能である。磁化操作の例としては、第１のスライス選択勾配とは異なる、すな わち負の振幅を有する第２のスライス選択勾配の存在下で第２のＲＦパルスを与 えることと、スピンエコーの時間に一致しないＮＭＲ検出時間を用いることと、 非線形位相を有するＲＦパルススライスプロファイルを用いることと、それぞれ が従来のＲＦパルスの一部をなす２以上のＲＦパルスからの信号を組み合わせる ことによりスライス選択を行うこととを含む。これらの２つの技術を組み合わせ ることにより、位置的に正確な患者及び介在性器具の画像が与えられる。 本発明の第１の実施形態では、スライスを選択するために励起ＲＦパルスと第
１の磁場勾配を物体に与える方法が提供される。次に、スライスに再焦点合わせ
を行うために再焦点合わせＲＦパルスと第２の磁場勾配が物体に与えられる。第
１の磁場勾配と第２の磁場勾配とは異なる振幅を有する。更に、励起パルスと再
焦点合わせパルスとは異なる帯域幅を有し、励起プロファイルと再焦点合わせプ
ロファイルとは磁化率変化の外側の領域において重なる。最後に傾斜読み出し磁
場勾配が物体に与えられる。励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは
磁化率変化の外側において重なり、磁化率変化領域内では部分的に重なるのみで
あるか、もしくは重ならない。好ましくは、励起プロファイルと再焦点合わせプ
ロファイルとは磁化率変化の外側の領域において同じ厚さ及び位置を有する（互
いに完全に重なり合う）。勾配振幅の差によって磁化率コントラストが決定され
る。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 ポーリー、ジョン エム．
アメリカ合衆国 94116 カリフォルニア
州 サンフランシスコ トゥウェンティー
セカンド アベニュー 1942
Ｆターム(参考） 4C096 AB04 AB05 AD06 AD09 AD10
BA04 CC24 DA06 DC04
Claims (19)
- 【請求項１】 局所的な磁化率変化を有する物体の視角傾斜磁気共鳴イメー
ジングのための方法であって、 ａ）前記物体に、励起ＲＦパルスと第１の磁場勾配とを同時に与えることによ
り１つのスライスを選択して励起プロファイルを決定する工程と、 ｂ）前記物体に、再焦点合わせＲＦパルスと、第２の磁場勾配とを同時に与え
ることにより前記スライスに再焦点合わせを行って再焦点合わせプロファイルを
決定する工程であって、該第２の磁場勾配は前記第１の磁場勾配とは異なる振幅
を有し、前記再焦点合わせＲＦパルスは前記励起ＲＦパルスとは異なる帯域幅を
有し、これにより励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは前記磁化率
変化の外側の領域においてほぼ重なる工程と、 ｃ）前記物体に傾斜した読み出し磁場勾配を与える工程とを含むことにより、
前記励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは前記磁化率変化領域にお
いて部分的に重ならないことにより、磁化率変化領域において磁化率コントラス
トを与える方法。 - 【請求項２】 前記励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは同じ
厚さと磁化率変化の外側の位置とを有する請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 更なる再焦点合わせＲＦパルス、第２の磁場勾配、及び傾斜
読み出し勾配が与えられることにより、高速取得及び緩和促進シーケンスを与え
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記第１の磁場勾配と第２の磁場勾配との間の振幅差を変化
させて所望量の磁化率コントラストを得る工程を更に含む請求項１に記載の方法
。 - 【請求項５】 局所的な磁化率変化を有する物体の視角傾斜磁気共鳴イメー
ジングのための方法であって、 ａ）前記物体に、励起ＲＦパルスと第１の磁場勾配とを同時に与えることによ
り１つのスライスを選択して励起プロファイルを決定する工程と、 ｂ）前記物体に、再焦点合わせＲＦパルスと第２の磁場勾配とを同時に与える
ことにより前記スライスに再焦点合わせを行って再焦点合わせプロファイルを決
定する工程であって、該第２の磁場勾配は前記第１の磁場勾配とは逆向きであり
、励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとが前記磁化率変化の外側の領
域においてほぼ重なるように再焦点合わせプロファイルが選択されるとともに第
２の磁場勾配の大きさが選択される工程と、 ｃ）前記物体に傾斜した読み出し磁場勾配を与える工程とを含むことにより、
前記励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは前記磁化率変化領域にお
いて部分的に重ならないことにより、磁化率変化領域において磁化率コントラス
トを与える方法。 - 【請求項６】 前記励起プロファイルと再焦点合わせプロファイルとは同じ
厚さと磁化率変化の外側の位置とを有する請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 更なる再焦点合わせＲＦパルス、第２の磁場勾配、及び傾斜
読み出し磁場が与えられることにより、高速取得及び緩和促進シーケンスを与え
る請求項５に記載の方法。 - 【請求項８】 前記第１の磁場勾配と第２の磁場勾配との間の振幅差を変化
させて所望量の磁化率コントラストを得る工程を更に含む請求項５に記載の方法
。 - 【請求項９】 局所的な磁化率変化を有する物体の視角傾斜磁気共鳴イメー
ジングのための方法であって、 ａ）前記物体に、第１の磁場勾配と同時に励起パルスを、第２の磁場勾配と同
時に再焦点合わせパルスを与え、更に傾斜した読み出し磁場を与えることにより
、磁化率変化領域内の、対象とする体積要素からスピンエコー信号が生じる工程
と、 ｂ）エコー時間に対してずれている検出時間において前記スピンエコー信号を
捉える工程とを含むことにより、前記磁化率変化領域内に磁化率コントラストが
与えられる方法。 - 【請求項１０】所望量の磁化率コントラストを得るために前記ズレを変化さ
せる工程を更に含む請求項９に記載の方法。 - 【請求項１１】更なる再焦点合わせＲＦパルス、第２の磁場勾配、及び傾斜
読み出し勾配が与えられることにより、高速取得及び緩和促進シーケンスを与え
る請求項９に記載の方法。 - 【請求項１２】 局所的な磁化率変化を有する物体の視角傾斜磁気共鳴イメ
ージングのための方法であって、 ａ）前記物体に第１の磁場勾配と同時に励起ＲＦパルスを与える工程と、 ｂ）前記物体に第２の磁場勾配と同時に再焦点合わせＲＦパルスを与える工程
と、 ｃ）前記物体に、磁化率変化によって生じる画像の歪みが不完全に除去される
ように選択された所定の角度だけ傾斜した傾斜読み出し勾配を与える工程とを含
むことにより、前記磁化率変化領域において磁化率コントラストを与える方法。 - 【請求項１３】所望量の磁化率コントラストを得るために前記傾斜角度を調
整する工程を更に含む請求項１２に記載の方法。 - 【請求項１４】更なる再焦点合わせＲＦパルス、第２の磁場勾配、及び傾斜
読み出し勾配が与えられることにより、高速取得及び緩和促進シーケンスを与え
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項１５】局所的な磁化率変化を有する物体の視角傾斜磁気共鳴イメー
ジングのための方法であって、 ａ）前記物体に第１の磁場勾配と同時に励起ＲＦパルスを与える工程であって
該励起ＲＦパルスは非線形位相を有する工程と、 ｂ）勾配エコーを生じるように前記物体に逆向きの磁場勾配を与える工程と、 ｃ）前記物体に、前記磁化率変化によって生じる画像の歪みが完全に除去され
るように選択された所定の角度だけ傾斜した傾斜読み出し勾配を与える工程とを
含む方法。 - 【請求項１６】所望量の磁化率コントラストを得るために前記非線形成分の
振幅を変化させる工程を更に含む請求項１５に記載の方法。 - 【請求項１７】前記励起ＲＦパルスは２次位相を有する請求項１５に記載の
方法。 - 【請求項１８】磁化率コントラストを調整することが可能であるように励起
パルスの前記２次成分を変化させる工程を更に含む請求項１７に記載の方法。 - 【請求項１９】局所的な磁化率変化を有する物体の視角傾斜磁気共鳴イメー
ジングのための方法であって、 ａ）前記物体に、第１の磁場勾配と同時にＲＦ１／２パルスを与える工程と、 ｂ）前記ＲＦ１／２パルスと第１の磁場勾配とを同時にオフする工程と、 ｃ）ｂ）工程の後に所定の時間間隔をおく工程と、 ｄ）ｃ）工程の後に前記ＲＦ１／２パルスに共鳴しているスピンから信号を捉
える工程と、 ｅ）所望量の磁化率コントラストを得るために前記時間間隔を調整する工程と
、 ｆ）前記物体に、磁化率変化によって生じる画像の歪みが完全に除去されるよ
うに選択された所定の角度だけ傾斜した傾斜読み出し勾配を与える工程とを含む
方法。
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| US94654497A | 1997-10-07 | 1997-10-07 | |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20060110 |