JP2005527292A - Ｍｒｉ用の基準マーカ - Google Patents

Abstract

基準マーカ（５０）は、被験者と共に撮像領域（１４）内で配置される。基準マーカは、被験者自身に、外科用具（５２）に、撮像プローブに、又は受信コイル（８０）等のいずれかに取付けられる。基準マーカには、プロトンの共鳴周波数からたった６％外れた共鳴周波数を有するフッ素１９（Ｆｌ^１９）化合物の液体又はゲルが満たされる。このことは、共通の送信器（２２）、送信並びに受信コイル、及び受信器（３４）を、プロトンとフッ素１９撮像の両方に用いることを可能にする。プロトン及びフッ素共鳴信号は、対応する画像メモリ（４２、６４）内で別々に再構成される。基準マーカの位置から、位置計算機（６６）は、プロトン画像に対する外科用具又はプローブを示す基準マーカの位置を決定する。ルックアップテーブル（７０）からの用具又はプローブの記述は、適切な位置付けされ且つ回転され（６８）、ビデオプロセッサ（４４）によってプロトン画像上に重ねられる。

Description

本発明は、磁気共鳴撮像技術に係る。

本発明は、侵襲性である他の処置のためのガイドとしての撮像と共に特に適用され、これに特に参照して説明する。しかし、本発明は、再構成された画像及び互いに対して患者の解剖学的構造の一部、診断又は外科器具等の位置を決定することが有利である他の処置においても適用され得、また、上述の適用に制限されるものではないことを理解するものとする。

磁気共鳴撮像では、実質的に均一な主磁場が、検査領域内に生成される。主磁場は、検査領域内の撮像されている患者の核スピン系に極性を持たせる。磁気共鳴は、検査領域内に無線周波数励起信号を送り込むことによって主磁場と整列する双極子において励起される。特に、無線周波数コイル組立体を介して伝送される無線周波数パルスは、主磁場との整列を外すよう双極子を傾かせ、巨視的な磁気モーメントベクトルが主磁場と平行な軸について歳差運動するようにさせる。無線周波数コイル組立体は、主磁場において撮像されるべき双極子の共鳴周波数に同調させられる。例えば、０．２３Ｔの磁場におけるプロトンについては、コイル組立体は、９．８ＭＨＺでの最適な動作のために設計される。歳差運動磁気モーメントは、緩和しながら、主磁場と整列する前の状態に戻る間に対応する無線周波数磁気信号を生成する。この無線周波数磁気共鳴信号は、再び共鳴信号に同調される無線周波数コイル組立体によって受信される。受信された信号から、人間が視覚可能なディスプレイ上での表示のために画像表現が再構成される。空間位置は、空間位置に応じて共鳴周波数を変更する磁場パルスでエンコードされる。９．８ＭＨＺの公称共鳴周波数では、空間エンコードパルスは、一般的に、共鳴周波数を約２００ｋＨｚ以上シフトさせる。

これまでは、患者の表面上の識別された点と画像中の対応する点とを相関させるために画像化可能な基準点が用いられていた。一般的な基準点は、水溶液中の硫酸銅（ＣｕＳＯ_４）といったプロトン溶液で満たされる中空のビーズである。磁気共鳴撮像では、この基準点は、被験者内の双極子と似たように振舞う。Ｂ_０主磁場の影響を受けると、水溶液中の双極子は整列し、ＲＦパルスによって、傾けられ、リフォーカスされ、そうでなければ、摂動が起こされる。この基準点は、最終画像内に明るい点として現れ、画像をナビゲートするための参照点として用いられる。このような種類の水溶性基準点の問題は、基準点内の水の共鳴周波数と、体内の水の共鳴周波数は、互いに近すぎる、即ち、実質的に同じである点である。基準点マークは、磁化の撮像容積を取ってしまう傾向があり、隣接する組織におけるスピンを飽和させてしまうことも可能である。

局所的送信／受信コイルを用いて基準点を分離するようにしている。一般的に、各基準点は、一組の導線を有する関連付けられるコイルをそれぞれ有する。導線の多数性は、撮像領域内の複雑さを増し、また、ＲＦ火傷の危険性も増してしまう。

電子スピン共鳴（ＥＳＲ）基準点も用いられてきている。これらの基準点は、プロトン基準点と同じ様に働くが、ただし、電子スピン共鳴基準点の共鳴周波数は、かなり高い。このタイプのシステムは、付加的なハードウェアを必要とする。具体的には、送信及び受信コイルの第２のセットが、支持送信気器及び受信器と共にマイクロ波信号のために追加される。これは、複雑さと費用を増加してしまう。

光学システムも、被験者の表面だけでなく光学基準点を直接追跡するために用いられてきている。一般的に、幾つかのカメラが、被験者及び関連付けられる器具上に設置されるパッシブ反射器又はアクティブ発光器の位置を連続的に追跡する。複数のカメラからの画像は、光源の位置を三角測量法で得るよう用いられる。光学ナビゲーションシステムは、複雑且つ高価であり、非常に精密なカメラを必要とする。光学システムは、走査器の物理的構造及び結果として得られる画像と一致するよう予め位置合わせされなければならない。更に、カメラは、発光器を検出するためには発光器に対して見通し線を有さなければならず、これは、ある場合には困難また厄介である。

機械的ナビゲータも、被験者の位置を調べるために用いられてきている。このようなシステムは、機器を備えた継手か又は同様の装置を有するロボットアームを有し得る。このようなシステムを、主磁場と干渉しないよう完全に非磁性材料から製造することは困難である。一部の場合において、アームは、被験者に近接することを妨害してしまう。

本発明は、上述した不利点及びその他の不利点を解決する新規の且つ改善された基準点検出方法及び装置を考える。

本発明の１つの面では、複数の基準マーカが、被験者又は撮像付属品上に配置される。基準マーカは、第１の共鳴周波数を有する。被験者は、主磁場の撮像領域内に配置される。磁気共鳴が、基準マーカ及び被験者の双極子において励起される。被験者における双極子は、第２の共鳴周波数を有する。傾斜磁場は、磁気共鳴を空間エンコードして、第１の磁気共鳴周波数と第２の磁気共鳴周波数を、第１の周波数スペクトルと第２の周波数スペクトルに亘って広げる。この２つのスペクトルは、互いから離れている。磁気共鳴は、被験者及び基準マーカから受信される。信号は、被験者と基準マーカの周波数スペクトルに基づいて分けられる。基準マーカと被験者の両方の画像表現が再構成される。

本発明の別の面では、磁気共鳴撮像システムを提供する。送信器が、第１の共鳴周波数及び第２の共鳴周波数を含む周波数スペクトルを有する無線周波数励起パルスを伝送する。受信器は、第１の共鳴周波数及び第２の共鳴周波数を有する磁気共鳴信号を受信する。無線周波数コイルは、送信器からの励起信号を検査領域内に送り込み、そこから磁気共鳴信号を受信する。傾斜磁場発生器は、検査領域を横断する傾斜磁場を生成し、第１の共鳴周波数及び第２の共鳴周波数をそれぞれ第１の周波数スペクトル及び第２の周波数スペクトルに亘って広げる。基準マーカは、被験者又は医用器具に取付けられ、第１の共振周波数において共鳴する。決定手段は、基準マーカの位置を決定する。

本発明の１つの利点は、容易に且つ好都合に検出可能な基準マーカにある。

もう１つの利点は、内空洞用コイルと挿入医用器具の位置決め精度にある。

もう１つの利点は、別個の解剖学的構造信号と基準マーカの信号にある。

もう１つの利点は、基準マーカは、追加のハードウェア無しで位置が突き止められ且つ追跡されることにある。

本発明の更なる利点は、好適な実施例の以下の詳細な説明を読み且つ理解することによって当業者には明らかとなろう。

本発明は、様々な部分及び部分の構成の形を取り得る。図面は、好適な実施例を説明するためのものに過ぎず、本発明を制限するものと解釈すべきではない。

図１を参照するに、主磁場制御部１０は、検査領域１４のｚ軸に沿って実質的に均一で時間的に安定したＢ_０主磁場が形成されるよう超伝導又は抵抗磁石を制御する。この例示的な実施例では、Ｂ_０磁場は、０．２３Ｔである。磁気共鳴生成及び操作システムは、磁気スピンを反転させる又は励磁する、磁気共鳴を誘起する、磁気共鳴をリフォーカスする、磁気共鳴を空間的に操作する、層でなければ、磁気共鳴を他の方法でエンコードする、スピンを飽和させる等のために一連の無線周波数（ＲＦ）及び傾斜磁場パルスを印加して、磁気共鳴撮像及び分光シーケンスを生成する。より具体的には、傾斜磁場パルス増幅器２０は、選択された傾斜磁場コイルに電流パルスを印加して、検査領域１４のｘ、ｙ、及びｚ軸に沿っての傾斜磁場を形成する。デジタル無線周波数送信器２２は、検査領域１４内にＲＦパルスを送信するようＲＦコイルに無線周波数パルス又はパルスパケットを送信する。例示的な実施例では、送信器は、９．８ＭＨＺを中心とする最適周波数スペクトルのために構成され、少なくとも１０ｋＨｚ、好適には、２００ｋＨｚ以上のそのスペクトルの中心部分に亘って実質的に線形である。このスペクトルは、少なくとも９．２ＭＨＺを有するが、そのスペクトルの中心から離れるとかなりの減衰の影響を受け得る。ＲＦパルスは、飽和させる、共鳴を励起させる、磁化を反転させる、共鳴をリフォーカスさせる、又は、検査領域１４の選択された部分における共鳴を操作するよう用いられる。

シーケンス制御回路３０は、シーケンスメモリ３２から適切なシーケンスを引出し、傾斜磁場パルス増幅器２０と送信器２２を制御し、それにより、エコープラナー撮像、エコーボリューム撮像、グラディエント及びスピンエコー撮像、高速スピンエコー撮像等のうち複数の多数のエコーシーケンスの任意を生成する。選択されたシーケンスについて、受信器３４は、ＲＦコイルから磁気共鳴信号を受信し、その信号を複数のデータラインに復調する。受信器３４がアナログである場合には、アナログ−デジタル変換器３６が、各データラインをデジタル形式に変換する。或いは、アナログ−デジタル変換器３６は、無線周波数受信コイルとデジタル受信器用の受信器３４との間に配置される。受信器は、９．８のＭＨＺにおけるピーク感度で９−１０ＭＨＺのスペクトルに亘って信号を復調するよう構成される。任意選択に、フィルタが設けられて、期待される撮像周波数以外の周波数を排除する。例示的な０．２３ＴのＢ_０磁場の実施例では、フィルタは、約９．１−９．３ＭＨＺ及び９．７−９．９ＭＨＺ以外の周波数を排除する。

データラインは、再構成プロセッサ４０によって画像表現に再構成される。再構成プロセッサ４０は、逆フーリエ変換又は他の適切な再構成アルゴリズムを適用する。画像は、患者を通る平面のスライスか、平行平面スライスのアレイか、又は３次元容積等を表し得る。次に、画像は、画像メモリ４２内に格納される。画像メモリ４２は、スライス、投影、又は、画像表現の他の部分を、モニタ４６といったディスプレイに適したフォーマットに変換するビデオプロセッサ４４によって選択的にアクセスされる。モニタ４６は、結果として得られる画像の人間が読取り可能な表示を与える。

被験者の位置合わせのために、複数の基準点５０が、被験者又は検査領域内で用いられる器具５２上に取付けられる。少なくとも３つの基準点５０が、被験者又は器具上に非線形パターンで取付けられることが好適である。好適な実施例では、図２を参照するに、基準点５０は、Ｆｌ^１９フッ素同位体を有する液体又はゲル化合物で充填された球状キャビティを画成する非強磁性シェル５４を有する。化合物内のフッ素のスピン格子緩和時間は、それに、例えば、少量のＣｕＳＯ_４又はＭｎＣｌといった常磁性体を添加することによって、適当に小さい値（一般的には、数十ミリ秒）が与えられることが好適である。０．２３Ｔでは、フッ素の共鳴周波数は、約９．２ＭＨＺであり、プロトン共鳴周波数は、約９．８ＭＨＺである。これは、２つの周波数間で約６％の差があることを示す。この差は十分に大きいので、共鳴プロトンの信号と共鳴フッ素の信号とは区別することができる。共鳴周波数は十分に近いので、共鳴プロトン及び共鳴フッ素の両方の共鳴信号を励起且つ受信するために同じ送信器、受信器、及びコイルを用いることができる。或いは、二重に同調されるコイルが両方の共鳴周波数に同調される。高磁場走査器では、フッ素の共鳴周波数とプロトンの共鳴周波数との間の周波数の広がりはより大きいが、依然として６％のみの差である。

個々の基準点の再構成画像は、区別可能であることが好適である。好適な実施例では、サイズに基づいた区別のために、少なくとも１つの基準点が他の基準点より大きくされる。３０％乃至５０％のサイズ差が好適であり、というのは、サイズ差の度合いは、磁気共鳴画像では容易に検出可能だからである。このサイズ差は、基準点の再構成画像を見ている者に、基準点の位置決めの演繹的知識に関連して画像を正しい方向に置くことを可能にする。例えば、３つの基準点が器具上に取付けられる場合、他とは異なるサイズを有する基準点を、器具の挿入端の最も近くに取付けることが可能である。基準点の間隔、近傍の解剖学的構造等の演繹的知識も用いて方向を決定することが可能である。或いは、基準点の中空キャビティは、十字形、立方体等様々な形状を有することが可能である。任意の方向に沿って投影画像が取られたときも依然として一意で区別可能である形状を選択するよう考慮すべきである。

基準点が被験者に取付けられた後、撮像シーケンスが開始される。シーケンス制御器３０は、励起シーケンスメモリ５６から選択されたシーケンスを引出し、共鳴を誘起する。共鳴信号は、受信器３４によって受信され、周波数スペクトルによって基準点データメモリ６０と被験者データメモリ６２にソートされる（５８）。共鳴信号は、周波数によって空間エンコードされ、また、フッ素及びプロトン共鳴スペクトルの中心周波数はシフトされているので、再構成プロセッサ４０は、基準点画像及びプロトン画像を別々に再構成する。任意選択的に、周波数シフトをフッ素信号に付加して、共鳴周波数における差を補正することも可能である。

基準点データは、再構成プロセッサ４０によって再構成されて、基準点画像メモリ６４内に格納される。画像メモリ４２内に格納される被験者の画像は、ビデオプロセッサ４４によってオーバレイされるか、又は、そうでなければ合成されて、撮像された解剖学的構造の選択された部分に対する基準点の位置を示す単一の画像が生成されることが可能である。

合成画像は、次に、生検針又は外科用メスといった外科手術用付属品５２を、被験者に対してガイドするよう用いられる。好適な実施例では、外科手術用付属品にも、基準点５０が備えられる。外科手術的付属品が動かされるに従い、追加の撮像手順が行われる。任意選択的に、この撮像手順は、速度を速めるために２次元投影画像である。基準点画像メモリ６４内の再構成された基準点画像における器具の基準点の位置から、用具位置計算機６６は、外科手術的付属品５２の患者画像に対する向き及び空間位置を計算する。例えば、位置計算機は、付属品の向きを識別するために外科手術的付属品の軸に対して既知の関係（例えば、一直線である）にある第１のサイズの２つ以上の基準点をモニタリングすることが可能である。別の識別可能な基準点又は３つ以上の基準点間の間隔をモニタリングして、器具がどの方向に面しているのか又は軸に沿って向いているのか決定することができる。軸から外れた基準点を同様にモニタリングして、付属品の回転向きを示すことができる。最後に、撮像された基準点の質量中心を識別することによって、識別された軸に沿っての付属品の対応点の位置を示す。当然ながら、他の位置決めアルゴリズムも考えられる。軸、向き、回転、位置情報は、装置ルックアップテーブル７０からの付属品画像情報に基づいて、付属品の相応して方向付けされているファントム像を生成する装置画像発生器６８に与えられる。ビデオプロセッサは、対象物の適切に方向付けられたファントムを、被験者の解剖学的構造を示す患者の画像上に重ねる。

別の好適な実施例では、基準点は、ＭＲ画像を、放射線治療装置と、そのような治療をシミュレートするために用いられるワークステーションと位置合わせするよう用いられる。この場合、基準点は、患者の好適な場所に置かれ、一般的に、放射線治療によって治療される領域の中心の側面に置かれる。この配置は、所望の照射点において又はその付近で患者上に発射される水平及び垂直レーザビームを用いることによって容易にされる。基準点は、患者上にマーク付けられ、後で、好適には、同様のレーザビームのセットを用いて放射線治療を施す装置内に患者を位置決めするために用いられる。このようにして、イメージャ及び放射線治療装置の座標系は、同一の患者座標軸と位置合わせされることが可能となる。治療装置の放射パターンは、シミュレーションワークステーションに支援されて決定される。シミュレーションワークステーションは、３次元でシミュレーション計算を行って、治療装置の設定及び効果を決定する。シミュレーションは、座標系を定めるための基準点位置を用いながら、計算のための入力として３Ｄ磁気共鳴画像のセットを用いる。

この実施例は、画像解像度より可能であれば良好な精度で自動的に行われることが可能である。例えば、マルチスライス画像セットが用いられる場合、スライス方向における精度は、スライス分離より良好にすることが可能である。基準点位置が３次元で自動的に決定されるという事実は、イメージャにおいて様々な患者位置に対応する２セットの３次元画像を用いることを容易にするよう用いることも可能である。このことは、患者が非常に大きくて、基準点が全て単一の画像セット内に示されないときに好都合である。患者台を、例えば、約２０ｃｍ、或る既知の方向に動かすことによって、見えていなかった基準点を画像内に入れることが可能である。シミュレーションワークステーションは、このようにして、見えていない情報を得て、完全な画像のセットを互いに繋ぎ合わせることが可能である。

更に別の好適な実施例では、図３に示すように、局所的ＭＲＩ受信コイルプローブ８０には、幾つかの基準点５０が付加されている。図示する例では、プローブは、前立腺を検査するための直腸プローブといった内空洞用（endocavitary）プローブである。しかし、他の挿入可能なコイル及び表面コイルも同様に備えられることが可能である。プローブ８０上への基準点５０の好適な配置を図２に示す。つまり、プローブの遠位端に第１の基準点５０_１を、プローブ８０の肩部分に第２の基準点５０_２及び第３の基準点５０_３をそれぞれ配置する。基準点５０の好適な配置は、診断医が、被験者と関心の解剖学的構造に関連してプローブの位置を識別することを可能にする。当然ながら、プローブの寸法は既知であり、基準点の場所は固定なので、基準点は、プローブ上の非常に様々な既知の場所に取付けられることが可能である。

別の好適な実施例は、基準点のセットが、単純で演繹的に既知の構成を表す事実に基づいている。全体としての基準点のセットの座標（ｘ，ｙ，及びｚ）及び角度方向を有する所望の追加の情報は、例えば、プロトン双極子の解剖学的シーケンスといった画像を作成するために用いたシーケンスより少ない数の励起を有する撮像シーケンスを用いて得ることができる。従って、基準点のセットの位置を決定するために必要な時間は、解剖学的構造の画像を形成するのに必要な時間の小さい一部分だけである。従って、基準点は、画像が正しく方向付けられていることを確実にするよう次のプロトン画像用のシーケンスパラメータを自動設定するのに有利に用いることが可能である。例えば、解剖学的構造の画像は、外科用具、その挿入を支援するために用具の直前の領域等を含むよう方向付けられ得る。

本発明による複数の基準点を組込むＭＲＩ走査器を示す図である。 例示的な基準点を示す断面図である。 本発明によるＭＲＩ反応基準点を有する内空洞用プローブを示す図である。

Claims (19)

1. 磁気共鳴方法であって、
   被験者及び医用付属品の少なくとも１つに、第１の共振周波数を有する双極子を有する複数の基準マーカを配置する段階と、
   主磁場の撮像領域内に被験者を配置する段階と、
   少なくとも１つの無線周波数パルスで、前記基準マーカの双極子と、前記被験者の少なくとも一部にあり第２の共鳴周波数を有する双極子における磁気共鳴を同時に励起する段階と、
   前記第１の共鳴周波数及び前記第２の共鳴周波数を、互いから離れ空間依存する第１の周波数スペクトル及び第２の周波数スペクトルに亘って広げる傾斜磁場で、前記磁気共鳴を空間エンコードする段階と、
   前記被験者及び前記基準マーカの共鳴双極子からの磁気共鳴信号を受信する段階と、
   周波数スペクトルに基づいて前記磁気共鳴信号を分ける段階と、
   前記第１のスペクトル共鳴信号から前記基準マーカの画像表現を再構成する段階と、
   前記第２のスペクトル共鳴信号から前記被験者の前記少なくとも一部の画像表現を再構成する段階と、
   を有する方法。
2. 前記複数の基準マーカの位置を計算する段階と、
   前記複数の基準マーカの向きを計算する段階と、
   を更に有する請求項１記載の方法。
3. 前記基準マーカは、フッ素１９を有し、
   前記第１の共鳴周波数は、フッ素１９の共鳴周波数であり、
   前記第２の共鳴周波数は、プロトンの共鳴周波数である請求項１又は２記載の方法。
4. 前記フッ素１９は、液体形態及びゲル形態のうち１つである請求項３記載の方法。
5. 前記主磁場は、０．２３Ｔであり、
   前記第１の共鳴周波数は、約９．２ＭＨＺであり、
   前記第２の共鳴周波数は、約９．８ＭＨＺであり、
   前記第１のスペクトル及び前記第２のスペクトルは、それぞれ約２００ｋＨｚに及ぶ請求項３又は４記載の方法。
6. 前記基準マーカは、前記医用器具に取付けられ、
   前記基準マーカの前記画像表現から前記医用器具の位置及び向きを決定する段階を更に有する請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の方法。
7. 前記決定された位置及び向きにおける前記医用器具の画像表現を取出しする段階と、
   前記医用器具の画像を、前記被験者の前記一部の前記再構成画像表現上に重ねる段階と、
   を更に有する請求項６記載の方法。
8. 前記医用器具が動かされるに従って、前記基準マーカの複数の２次元投影画像を生成する段階と、
   前記医用器具が動かされるに従って、前記被験者の画像上の前記医用器具の前記投影画像の位置を更新する段階と、
   を更に有する請求項７記載の方法。
9. 前記第１の共鳴周波数と前記第２の共鳴周波数は十分に近く、従って、
   前記第１の共鳴周波数及び前記第２の共鳴周波数における共鳴は、同じ無線周波数送信器及びＲＦコイルを用いて励起され、
   前記第１の共鳴信号及び前記第２の共鳴信号は、前記同じＲＦコイルと受信器ハードウェアを用いて受信される請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の方法。
10. 前記前記基準マーカの画像表現を、前記被験者の前記画像表現上に重ねる段階を更に有する請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の方法。
11. 磁気共鳴撮像装置であって、
    被験者が配置される撮像領域を通る主磁場を確立する手段と、
    前記撮像領域において前記被験者及び医用付属品の少なくとも１つに配置され、第１の共振周波数を有する双極子を有する複数の基準マーカと、
    少なくとも１つの無線周波数パルスで、前記基準マーカの双極子と、前記被験者の少なくとも一部にあり第２の共鳴周波数を有する双極子における磁気共鳴を同時に励起する手段と、
    前記第１の共鳴周波数及び前記第２の共鳴周波数を、互いから離れ空間依存する第１の周波数スペクトル及び第２の周波数スペクトルに亘って広げる傾斜磁場で、前記磁気共鳴を空間エンコードする手段と、
    前記被験者及び前記基準マーカの共鳴双極子からの磁気共鳴信号を受信する受信手段と、
    周波数スペクトルに基づいて前記磁気共鳴信号を分ける手段と、
    前記第１のスペクトル共鳴信号から前記基準マーカの画像表現を再構成し、前記第２のスペクトル共鳴信号から前記被験者の少なくとも一部の画像表現を再構成する再構成手段と、
    を有する装置。
12. 前記受信手段は、内空洞用プローブを有し、
    前記内空洞用プローブ上に前記基準マーカが取付けられる請求項１１記載の磁気共鳴撮像装置。
13. 前記基準マーカは、フッ素同位体を有する請求項１１又は１２記載の磁気共鳴撮像装置。
14. 前記基準マーカは、液体形態又はゲル形態のフッ素１９構成物を保持する内部室を画成する請求項１３記載の磁気共鳴撮像装置。
15. 前記基準マーカは、複数の異なるサイズである請求項１１乃至１４のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
16. 前記基準マーカは、外科用具に取付けられ、
    前記装置は更に、
    前記外科用具の画像表現を格納する記憶手段と、
    前記基準マーカの決定された位置に応じて前記外科用具の前記画像表現を回転及び位置決めする手段と、
    前記用具の前記回転及び位置決めされた画像表現を、前記被験者の対応画像上に重ねる手段と、
    を更に有する請求項１１乃至１５のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
17. 前記第２の共鳴周波数スペクトルの共鳴信号から前記第１の共鳴周波数スペクトルの共鳴信号をソートするソート手段を更に有し、
    前記再構成手段は、前記第１の共鳴周波数スペクトル信号から前記基準マーカの位置の画像表現を、また、前記第２の共鳴周波数スペクトル信号から前記被験者の前記画像を再構成する請求項１１乃至１６のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
18. 前記第１の共鳴周波数スペクトル信号から前記基準マーカの位置を決定する手段を更に有する請求項１１乃至１７のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置。
19. 内部室を画成する非鉄の筐体と、
    前記内部室内に入れられるフッ素１９を含む構成物の液体又はゲルと、
    を有する請求項１１乃至１８のうちいずれか一項記載の磁気共鳴撮像装置において使用する基準マーカ。

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