JP2006509571A

JP2006509571A - 磁気共鳴装置内の対象の位置を決定する装置及び方法

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Publication number: JP2006509571A
Application number: JP2004560024A
Authority: JP
Inventors: ヴァイス，シュテフェン
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2002-12-13
Filing date: 2003-12-02
Publication date: 2006-03-23
Also published as: AU2003282318A8; CN100516921C; EP1585989A2; US20060052692A1; WO2004055524A2; CN1726401A; AU2003282318A1; WO2004055524A3

Abstract

本発明は、例えば医学的診療器具のような、ＭＲ装置の検査領域に置かれる対象物の位置を判断する方法に関する。この目的のため、高周波磁場が検査領域に生成される。高周波磁場は同時期に有効な主磁場に原則的に平行に向く。処置中、高周波磁場の主磁場に垂直な成分が当該対象物に取り付けられる変換手段の周辺に形成される。高周波磁場の垂直成分のために、核共鳴信号が励起される。勾配磁場と連動し核共鳴信号は検出され、評価され、当該対象物の位置を判断できるようにする。さらに本発明は当該方法を実行するＭＲ装置及び特定の要素に関する。

Description

本発明は、磁気共鳴装置の検査領域内に位置する、例えば医療診断器具のような対象物の位置を決定する方法に関する。さらに本発明は磁気共鳴装置及び当該方法を実行するための特定の要素に関する。

序文で述べたタイプの装置は独国特許第１９８４４７６２号明細書により知られている。そこには、マップ化される検査領域の限定された領域からの核共鳴信号は、共振回路に接続された分離コイル装置が当該領域の周辺に直接置かれる場合、かなり増大され得るということが述べられている。この装置により、結果的にコイル装置の位置に集めることのできる追加の信号が生成される。例えばカテーテルに取り付けられるコイル装置がＭＲ装置の主磁場に対するその配置に依存しないように、３つに切り離されるコイル装置であって、コイル軸がいずれの場合にも互いに垂直なコイル装置を構成することが提案される。かかるコイル装置で生成される信号は、単に他の核共鳴信号の追加信号として含まれてしまうだけで、その結果、当該核共鳴信号から区別するのがしばしば困難となる。結果として、コイル装置の位置の検出能又は判断は大いに損なわれる。
独国特許第１９８４４７６２号明細書

それゆえ本発明の目的はある方法及び当該方法を実行する手段を明確にすることであり、それを用いて、ＭＲ装置における対象物の位置のより高い検出能及び／又は判断を可能にすることである。

当該目的はＭＲ装置の検査領域にある対象物の位置を判断する方法により実現され、当該方法は以下のステップを有する。
ａ）同時期に有効な主磁場に対し原則的に平行に向く高周波磁場を検査領域に生成し、対象物に取り付けた変換手段によって、当該高周波磁場からその変換手段の周辺に生成される当該高周波磁場の当該主磁場に垂直な成分を生成するステップ。
ｂ）勾配磁場と連動し、高周波磁場の垂直な成分の結果として励起される核共鳴信号を測定するステップ。
ｃ）核共鳴信号の評価と当該対象物の位置の判断とを行う評価判断ステップ。

目的を達成するために、今日までに知られる、主磁場に垂直に向く高周波磁場の代わりに、新しい高周波磁場が生成され、当該高周波磁場はＭＲ装置の検査領域で、同時期に有効な主磁場に原則的に平行に向く。平行に向くので、当初は如何なる核共鳴信号をも励起しない。さらに、検査領域には変換手段があり、検査領域周辺の当該変換手段は、高周波磁場に基づいて高周波磁場の主磁場に垂直な成分を生成する。これらの垂直成分は、変換手段の周辺で核共鳴信号の励起をもたらす。従来の画像化と対照すると、核共鳴信号が励起される検査中の対象の広い領域において、この場合、変換手段の周辺の核共鳴信号の励起のみが行われる。従来の画像化方法と同様に、この核共鳴信号は、少なくともひとつの勾配磁場と連動し、既知の検出手段を用いて検出される。主磁場に勾配磁場を重ね合わせることで、検出信号の局所解像度が勾配に沿って得られ、そこから、当該信号の判断を既知の方法で行い、変換手段の位置、及びそこから、変換手段が取り付けられる対象物の位置が判断され得る。

この方法を使用することで、実際の画像化とは独立して対象物位置の判断を実行することが可能となる。特に、独国特許第１９８４４７６２号明細書で開示された方法と比較すると、他の核共鳴信号に加わる小さな信号の増大としてマイクロコイルの信号が存在し、本発明に従った方法を使用して変換手段の周辺領域からの信号のみを取得し、そのことが評価をかなり容易に、かつ、より正確に行えるようにしている。仮にユーザーが一次元の対象物の位置にのみ関心がある場合に、実際の画像化を位置の判断から切り離すことは、かなり速い受信及び評価工程を可能にする。例えば信号の受信中にはただひとつの勾配磁場だけが駆動されればよく、当該信号は一次元についてのみ評価されればよいからである。しかし、例えば三次元の位置を判断するために多くの勾配磁場が使用される場合もまた考えられる。画像化を位置の判断から切り離すことにより、画像化においては位置の判断で使用する以外の局所解像度を使用することが可能となり、或いは、空間方向ごとの単一投影のみにより位置を判断することが可能となる。

当該目的はまた、以下から構成され、上述の方法を実行するＭＲ装置により実現される。
ａ）主磁場を検査領域に生成する手段。
ｂ）主磁場に対し原則的に平行に向く高周波磁場を検査領域に生成する手段。
ｃ）少なくともひとつの勾配磁場を生成する手段。
ｄ）核共鳴信号を検出する手段。
ｅ）核共鳴信号を評価する評価ユニット。
ｆ）以下のステップが実行できるよう前述の要素を制御する制御ユニット。
ｆ１）同時期に有効な主磁場に対し原則的に平行に向く高周波磁場を検査領域に生成し、対象物に取り付けた変換手段によって、当該高周波磁場から当該変換手段の周辺に生成される当該高周波磁場の当該主磁場に垂直な成分を生成する。
ｆ２）勾配磁場と連動し、高周波磁場の垂直な成分の結果として励起される核共鳴信号の測定。
ｆ３）核共鳴信号の評価と当該対象物の位置の判断。

検査領域を貫流するよう要求されるＭＲ装置の主磁場は既知の方法、例えば、空芯コイルにより形成され、当該コイルの巻線は好適な磁界強度又は永久磁石に応じて超伝導となるよう設計される。主磁場に平行な高周波磁場が、例えば、電気パルスに従って追加的に駆動される主磁場のコイル装置により生成され、その結果として追加的に、主磁場に平行な高周波磁場が検査領域に生成される。特に、主磁場のコイルが超伝導構成の場合には、分離コイル装置はまた、請求項３に記載されるように、好適な高周波磁場を生成するための別の方法として使用可能である。かかるコイル装置は例えば、共通のキャリア上の主磁界のコイル装置の巻線に平行又は交互となるように巻き付けられることもできる。ＭＲ装置における独立の要素を設計することもまた可能であり、当該要素上にコイル装置が配されることも、当該要素が主磁場のコイル装置の内側又は外側に位置付けられることも可能である。かかる要素はその後、例えばＭＲ装置の選択可能な追加要素として市販され得る。

高周波磁場により励起される核共鳴信号は、アンテナ又はコイルのような既知の検出手段を用いて検出される。これら検出手段は、位置判断のための核共鳴信号の検出及び画像化のための核共鳴信号の検出の双方に使用され得る（画像化のための核共鳴信号を生成するため、ＭＲ装置はその後また、追加的に高周波磁場を検査領域に生成する手段を有し、当該高周波磁場は主磁場に対し原則的に垂直に向く。）。検出された核共鳴信号は評価ユニットに送られ、当該評価ユニットは可能な画像再構築に加え、位置決め目的のためにも核共鳴信号を評価する。さらにＭＲ装置は制御ユニットを有し、当該制御ユニットは他の前述の要素を本発明に従った方法が実行されるに相応しいように制御する。評価ユニット及び制御ユニットの双方は、それらをプログラミング可能に構成でき、このことは、請求項１０に記載されるように、評価ユニット及び制御ユニットが個別のタスクを実行できるようにする。

変換手段は本発明に従った方法を実行するために必要であり、当該変換手段は例えば送信器及び受信器を持つ動的ユニットとして形成されてもよい。当該動的ユニットにおいて、高周波磁場が受信アンテナで受信され、空間的に９０°回転させて発振アンテナにより再発信される。別の可能な方法のひとつは、請求項４に記載されるように、コイル装置を使用した構成であり、当該コイル装置は、位置を決定すべき対象物に取り付けられるように寸法が決められる。当該コイル装置のコイルは、コイル軸が高周波磁場に対して９０°以外の角度になるように位置決めされなければならない。その後、電流がコイル装置に誘導され、その電流により、高周波磁場がコイル装置周辺に形成される。当該高周波磁場は、励起されている高周波磁場に垂直な成分を含む。垂直成分は、コイルのコイル軸が高周波磁場に対して４５°の角度を形成する際に最大となる。請求項５に記載されるように、それは、好適には高周波磁場の周波数に相当する共振周波数により、付加的に増大され得る。仮に対象物が対象の検査中に移動する場合には、当該幾何学的条件はいくつかの状況下では必ずしも実現することができない。従って、請求項６に記載するように、多くのコイルを持つコイル装置を提案する。コイルのコイル軸は相互に９０°の角度となるのを前提とすべきではない。個々のコイルの主磁場に垂直な高周波磁場はその後互いに相殺し合うからである。

ＭＲ装置が検査又は医療診断器具を用いた手術で使用される場合、請求項７に記載されるようにそのようなコイル装置が器具に取り付けられる。器具の位置、特に器具の先端の位置を判断し、検査中にこの位置をユーザーに表示するためである。請求項８に記載するようにカテーテルを使用する場合には、変換手段は、請求項９に記載されるキャリアボディを用いて、とりわけ簡単にカテーテルに取り付けられ得る。

本発明は図に示す実施例を参照してさらに説明される。しかし、本発明はその実施例に制限されるものではない。

図１は本発明に従った方法をフローチャートの形で表示する。ステップ８２において、磁気共鳴（ＭＲ）装置の主磁界が駆動される。かかるＭＲ装置が図２に概略的に示される。装置の中央には、検査領域で原則的に均一で、定常状態であり、ｚ方向に例えば１．５又は３テスラの流速密度を持つ主磁界を生成する主磁石Ｍがある。当該磁石Ｍは通常、超伝導電磁石であり、駆動期間の理由から、ステップ８２は通常、各検査前でなくむしろ操作時期の最初に一度実行される。患者又は他の検査対象が検査中に置かれる患者テーブルＰが磁石Ｍのほうに移動される。主磁界の磁場方向は典型的には患者テーブルＰの縦方向に平行に向く。さらに、勾配コイルＧＸ、ＧＹ、ＧＺの配列が提供され、勾配コイルは勾配増幅器（より詳細は図示せず。）によりパワーを供給される。従って、様々なパルスシーケンスで要求される如何なる好適な空間方向の勾配パルスをも検査領域に生成することができる。第１高周波コイル装置ＲＦが既知の方法で、主磁場方向にほぼ垂直に向く磁場方向に、検査領域に向け、一方から高周波磁気パルスを放射するため使用され、また、他方で検査領域からのＭＲ信号を受信するために使用される。第２高周波コイル装置ｚ−ＲＦは、原則的に主磁場に平行に向く高周波磁場を持ち、当該高周波磁場がＭＲ装置の検査領域を貫流するよう使用される。この平行に向く磁場のため、高周波コイル装置ｚ−ＲＦの形状寸法と磁石Ｍの形状寸法とは互いに近似しており、例えばｚ方向のそれぞれのコイル軸は同一のラインに沿って通る。高周波コイル装置ｚ−ＲＦはそれゆえ、磁石Ｍに挿入され検査領域のサイズをほんの少しだけ減少させる薄いチューブ状のキャリア（図示せず。）に巻き付けられ得る。

すべてのコイル装置の相互動作のため、制御ユニットＣＴＲに制御されるスイッチＳＷが提供され、当該スイッチＳＷはコイル装置ＲＦが高周波出力送信器ＴＸと受信器ＲＸとの間で切り替えられるようにする。あるいは、コイル装置ｚ−ＲＦが送信器ＴＸに結合され得る。しかし、多重チャンネルの高周波出力送信器ＴＸを使用することも可能であり、それぞれ１つのチャンネルがそれぞれの高周波コイル装置で使用される。送信器ＴＸが同様に制御ユニットＣＴＲにより駆動され、制御ユニットＣＴＲは、コイル装置ＲＦ及びｚ−ＲＦの駆動に要求されるパルスシーケンスを生成し、また勾配コイルＧＸ、ＧＹ及びＧＺを制御する。さらに、患者テーブルＰの位置も制御ユニットＣＴＲを用いて変更される。再構築ユニットＲＥＣが、受信器ＲＸにより送信されるＭＲ信号をデジタル化して記憶し、その後それら信号から、既知の方法を用いて検査領域の対象機能を再構築する。あるいは、再構築ユニットＲＥＣは、送信された信号から検査領域にある対象の位置を判断することができる。再構築ユニットＲＥＣは、再構築された対象機能の画像データ及び／又は検査領域にある対象の位置を表示するモニターを有する操作コンソールＣＯＮＳに接続される。同時に、コンソールＣＯＮＳは装置全体を制御し、好適なパルスシーケンスを発生させるために使用される。この目的のため、コンソールＣＯＮＳはまた制御ユニットＣＴＲに接続される。本発明に従った方法は、再構築ユニットＲＥＣの適切なプログラミング、又は制御ユニットＣＴＲの適切なプログラミングにより実行される。この目的のために要求されるコンピュータプログラムは読み取りユニットＤＡＴを介し、ディスケット又はＣＤ−ＲＯＭのようなコンピュータプログラム製品を活用してコンソールＣＯＮＳにロードされる。さらに、コンソールＣＯＮＳはネットワーク接続ＮＥＴを介しデータネットワーク、例えばインターネットに接続でき、コンピュータプログラムをデータネットワークからロードできるようにする。

図１のステップ８３において、その次に、検査領域にある対象の位置の決定を実行すべきか否か、或いは、画像を生成すべきか否かの判断がなされる。後者の場合、ステップ８４が実行され、既知の方法で核共鳴信号がコイル装置ＲＦの駆動により励起され、勾配磁場ＧＸ、ＧＹ及び／又はＧＺの影響下、コイル装置ＲＦにより順に受信され、再構築ユニットＲＥＣにより評価され、コンソールＣＯＮＳを使用して表示できる画像を生成するよう処理される。対象の位置を判断するために、ステップ８４で高周波磁場がコイル装置ｚ−ＲＦを使用して生成され、その高周波磁場は原則的に主磁場に平行に向く。磁場の平行度の理由で、検査中の対象内では如何なる核共鳴信号も励起されない。

図３に示すように、コイルＳ１と電気容量Ｋ１で形成されるクオリティＱを持つ共振回路から成るコイル装置が対象に位置付けられる。共振回路の共振周波数は高周波磁場Ｂ_１ｚの周波数にほぼ対応する。コイルＳ１のコイル軸Ｇが高周波磁場Ｂ_１ｚの方向に対応せず、またそれに垂直でもないとすれば、高周波磁場Ｂ_１ｚに垂直な局所高周波磁場Ｂ_１ｔ’がコイル装置の周辺の点線で示される領域に生成される。この効果は図４で見られ、矢印がそれぞれ方向と磁場の強度とを表す。コイル軸Ｇに沿って通るコイルベクトルＡを持つコイルＳ１では、高周波磁場Ｂ_１＝Ｂ_１ｚ・ｃｏｓαが動作中の高周波磁場Ｂ_１ｚにより誘導され、高周波磁場Ｂ_１＝Ｂ_１ｚ・ｃｏｓαは、共振回路によって増幅され、

を与える。誘導された高周波磁場Ｂ_１’の高周波磁場Ｂ_１ｚに垂直に通る直線への投影は、高周波磁場Ｂ_１ｚに垂直に通る高周波磁場Ｂ_１ｔ’の成分を生じさせ、

で示される。Ｂ_１ｔ’は、角度α＝４５°＋ｎ・９０°、ｎ＝１、２、３、…のときに最大となり、α＝ｍ・９０°、ｎ＝１、２、３、…のときに完全に消滅する。

図３の点線で示される領域において、高周波磁場Ｂ_１ｔ’は主磁場Ｂ_０に垂直に走り、それゆえ既知の方法により高周波コイル装置ＲＦで検出可能な核共鳴信号を励起する。検査領域の残りの部分では如何なる核共鳴信号も励起されないため、高周波コイル装置ＲＦはそれゆえ、コイルＳ１と電気容量Ｋ１とを有するコイル装置周辺からの核共鳴信号のみを検出する。ここだけに、励起されている高周波磁場Ｂ_１ｚの主磁場Ｂ_０に垂直な成分が存在するからである。別の方法として、或いはそれに加えて、コイル装置周辺のこの核共鳴信号はまた、仮に高周波コイル装置ｚ−ＲＦが追加的に受信ユニット（対応する受信器ＲＸへの結合は図２で示されていない。）として使用されるならば、高周波コイル装置ｚ−ＲＦを使用して検出できる。これは、励起された核共鳴信号が高周波コイル装置ｚ−ＲＦで再結合され、ｚ方向に上記メカニズム（誘導結合の相互依存）に類似した方法で回転させられるために可能となる。

仮に図３に示すコイル装置にある対象が移動できるならば、コイルＳ１のコイル軸Ｇが高周波磁場Ｂ_１ｚ又は主磁場Ｂ_０の方向に対しほぼ４５°の角度を形成することを必ずしも保証することはできない。従って、３つの独立かつ同一である共振コイル装置の配置が提案され、いずれの場合にもコイル軸又はコイルベクトルＡは、他の２つのコイル軸に対して４５°の角度を形成する。結果として、高周波磁場Ｂ_１ｚの影響下、３つの高周波磁場Ｂ_１ｔ’が生成され、いずれの場合の磁場方向も高周波磁場Ｂ_１ｚの方向に垂直に向く。これら３つの高周波磁場Ｂ_１ｔ’の単純なベクトル加法により、検査領域における装置の位置に関係なく高周波磁場Ｂ_１ｚに垂直な要素が常に存在するという状況が実現される。３つのコイルベクトルＡのＢ_０に関して対称な配列によってのみ、３つの垂直要素Ｂ_１ｔ’は互いを相殺する。しかしながら、他方では、移動する対象が正確にこの位置にあるという見込みの確率は非常に低い。他方では、本文章での熟考を理想化し、さらに複雑な熟慮を行ってもなお、常に残余の磁場Ｂ_１ｔ’が存在することとなる。さらなる実施例において、この残余磁場の強度を増大させるため、この位置のコイル装置の配置が検出された核共鳴信号の大幅な低下により確認される場合に、高周波磁場Ｂ_１ｚの強度を増大させることが提案される。

図１ａに示すステップ８５において、高周波磁場Ｂ_１ｔ’に励起される核共鳴信号の局所解像度のため、ｘ方向、ｙ方向及びｚ方向にそれぞれ勾配を持つ勾配磁場ＧＸ、ＧＹ及び／又はＧＺが駆動され、その影響下で励起された核共鳴信号がステップ８６で検出される。ステップ８５及び８６は、“ノーマル”画像検出の場合の既知の核共鳴信号検出方法に対応する。そのため、この点に関するより詳細な説明はせず、対応する技術文献への参照も行わない。図５ａは、既知のシステムから検出された信号Ｓ（ω）のある投影の局所側面図を、例えば独国特許第１９８４４７６２号明細書で説明されるように、一次元で示している。信号は点ｘ_１で増大し、その増大はコイル装置周辺の局所高周波磁場によりもたらされ、他の核共鳴信号に重ね合わせられる。ほとんどの場合、信号の追加の増大は他の核共鳴信号からの区別を困難にするといった事実がある。それに反して、図５ｂは、本発明に従った方法により、点ｘ_１における信号の追加の増大が単一の信号として存在することを示す。他の核共鳴信号がコイル装置ＲＦにより検出されないからである。従って、そのような信号の追加の増大はある意味、かなり有効なものと評価される。検出された核共鳴信号はステップ８７で評価される。

起こり得る結果としては、いずれの場合にも一次元の投影が検出され、かつ、二次元又は三次元の位置画像がそこから再構築され、その画像上で、図３に示すコイル装置が均一な背景に対する信号の追加の増大として見られ得る（投影方向は自由自在に選択され得る。しかし、方向は好適には互いに垂直である。）。この方法はまた“高速ローカライゼーション”として知られる。かかる位置画像が、当該位置画像の前後から即座に得られる同一対象のスライス又は対象体積の“ノーマル”ＭＲ画像に重ね合わされる。観察者が画像全体での対象の位置を見ることができるようにするためである。別の方法として、当初、それらの画像又はボリュームの値が信号の追加の増大として表される当該画像又はボリュームエレメントが位置画像で判断され得る。これらの画像又はボリュームエレメントはその後、“ノーマル”ＭＲ画像中で特定の着色により強調表示され得る。参照点(例えば、画像ゼロ点)に対する所定の位置の幾何学的距離を示すこともまた可能である。これら距離は数値として“ノーマル”画像に加えて重ね合わされることができ、或いは、“ノーマル”画像上での目盛により可視化されることもできる。

さらに、ただ一方向への投影を有するだけでなく、いずれの場合においてもすべての方向への投影の一式を判断し、“ノーマル”画像の場合と同じ局所解像度を持つ高価値画像を再構築することが可能である。局所解像度が位置精度の増大ばかりでなく再構築コストをも増大させるので、妥協案として局所解像度は補助走査により低減され、一方では３方への投影の情報より多い情報が再構築に使用され、他方では再構築コストが“ノーマル”画像に比べ低減される。

ステップ８８において、検査が終了したか否かの問い合わせが行われる。終了していなければ、ステップ８３から始まる上述のステップが繰り返される。終了していれば、当該方法は終了する。

別の実施例は“トラッキング”と呼ばれるものであり、検査中に移動する対象の位置を追跡するという概念である。この例として、説明に続く文章は、後続の取得で選択される対象のスライスを自動選択することで、カテーテルチップの位置を追跡することを説明する。核磁気共鳴を使用した位置決め及びナビゲーションのため、３つの共振コイル装置４４、４６及び４８がカテーテル４０の先端に配置され、当該コイル装置のコイル軸は互いにほぼ４５°の角度を形成する。この目的のため、コイル４４の形態の第１共振コイル装置は円筒形のキャリアに取り付けられ、当該コイルの巻線は、そのコイル軸Ｄ４４がキャリア軸４２ａに対し斜めに通るように巻きつけられる。明確化のため、この共振回路の構成に要求されるキャパシターはこの場合示されておらず、他のコイル装置の場合も同様に示されていない。さらに、サドルコイル４６状の第２共振コイル装置は円筒形キャリア４２の表面に取り付けられる。サドルコイル４６の導体の正面部だけが見えるが、これらはカテーテル４０の背面部にも、正面部に対して対称的になるよう延びる。第３共振コイル装置は同様に円筒形キャリアに配されるサドルコイル４８を有し、当該サドルコイルはサドルコイル４６と同じように構成されるが、サドルコイル４６に対してほぼ４５°回転させたように配置される。結果として、サドルコイル４６及び４８のコイル軸Ｄ４６及びＤ４８はほぼ４５°の角度α１を形成する。第１コイルのコイル軸Ｄ４４は、コイル軸Ｄ４６との角度α２及びコイル軸Ｄ４８との角度α３の双方を形成し、これら角度がそれぞれほぼ４５°となるように調整される。

仮にカテーテル４０が図示されたコイル装置と共に血管を介して体内に導入されると、血管を流れる血液がＭＲ装置での画像化物質として使用され得る。励起された高周波磁場の垂直成分を十分に使用するために、血液又は水性の液体がキャリア４２の外側ばかりでなく、その内側にも存在することが有利である。なお、当該垂直成分はコイル装置により生成される。これはキャリア４２にある開口部により実現される。別の方法として、キャリア４２を閉じた状態で構成することも可能であり、キャリア４２の内部にプローブ（図示せず。）を備えることも可能である。そのようなプローブは、対応する磁場の影響下で、核共鳴信号を供給する物質から構成され、例えば水で満たされたカプセルの形態で設計され、信号を増大させるべく水が付加的に造影剤と混合されることも可能である。

そのようなカテーテル４０を使用することで、図１ｂに示す方法が実行され、当該図１ｂに示すステップが原理上、図１ａに示すステップに対応する。なお、当該カテーテルは検査中の対象に導入され、図２に示すＭＲ装置の検査領域に位置付けられる。当初、ステップ８２において、主磁場のスイッチがオンにされ、その後、ステップ８４において高周波磁場が高周波コイル装置ｚ−ＲＦにより短期間駆動され、ステップ８５で勾配磁場ＧＺが駆動される。なお、勾配磁場ＧＺはｚ方向に主磁場Ｂ_０に平行に向く。ステップ８６では、カテーテルチップ４０周辺で励起された核共鳴信号が受信され、それらはステップ８７で評価される。上述の勾配磁場を使用することで、受信信号から、図５ｂに示すのと類似する方法により、勾配に沿った、すなわちｚ方向に沿ったカテーテルチップの位置を判断することが可能である。後続のステップ８４ａでは、核共鳴信号はその後励起され、従来方法により、カテーテルチップが検出された位置の対象のスライスで検出され、対応するスライス画像が再構築される。ｚ軸に沿ったカテーテルチップの位置の判断はその後繰り返され、カテーテルが検出される現時点のスライスに対する次のスライス画像が生成される。仮にＭＲ装置がボリューム画像を生成するのに適していれば、その後この方法を使用して、示されたボリュームが選択され、カテーテルチップが例えばｚ軸に対するボリュームの中心に置かれる様にすることができる。上述の重層法との組合せもまた考えられる。

例えば図２に示されるＭＲ装置では、コイル装置ｚ−ＲＦの実際の変換中、主磁場Ｂ_０に対する高周波磁場Ｂ_１ｚの完全な平行性が実現できない状況が発生する場合があり、当該状況は特に検査領域の端部領域で発生する。ベクトルで考えると、これは高周波磁場Ｂ_１ｚ自身が既に主磁場Ｂ_０に垂直な成分を含んでいることを意味する。高周波磁場Ｂ_１ｚのこれら垂直成分はたとえ小さいものであってもさらなる核磁化を励起し、変換手段の周辺で励起される核共鳴信号に加えて、核共鳴信号が検出される。図５ｃにおいて、これはｘ方向の例により示される。点ｘ１に位置する信号に加えて、さらなる信号が端部領域に見られる。概して、これら信号は様々な方向に同様に含まれる。それらは多かれ少なかれ検査中の不動対象から生じるからである。仮に検査の開始時に参照測定が、如何なる変換手段をも用いることなしに方法ステップ８４乃至８７を実行して採取される場合、その後この参照測定を、後続の検出信号から差し引くことができる。実際に検出された信号からこれらを除去するためである。仮に変換手段が端部領域に位置していない場合、その後、別の方法として、端部領域の信号を除去するために帯域除去フィルターを検出信号に適用する場合もあり得る。

最後に、ここで説明される方法はカテーテル検査に限定されるものでないことを指摘する。一般的に、図３に示すキャリア４２はまた他の対象物上に配置されることもでき、例えば最小侵襲的処置で用いられる手術器具上、又は検査中の特定の対象物の部位（骨、臓器、皮膚の表面部分等）をマークするマーカー上に配置されることもできる。対象物表面上の特定点をマークする場合、小型化したコイル装置が組み込まれるプラスターが使用される場合がある。さらに、ただひとつの対象物だけでなく、多くの対象物にも変換手段を供給することが可能であり、これら対象物の位置を同時に判断することも可能である。

本発明に従った方法のフローチャートである。本発明に従った方法のフローチャートである。ＭＲ装置を示す図である。原理上実現可能な変換手段の配置を示す図である。変換手段周辺の磁場のベクトル図である。一次元での検出信号を示す図である。一次元での検出信号を示す図である。一次元での検出信号を示す図である。変換手段を有するカテーテルの先端を示す図である。

Claims

ＭＲ装置の検査領域にある対象の位置の判断方法であって：
ａ）同時期に有効な主磁場に対し原則的に平行に向く高周波磁場を前記検査領域に生成し、前記対象に取り付けた変換手段によって、前記高周波磁場から前記変換手段周辺に生成される前記高周波磁場の前記主磁場に垂直な成分を生成するステップ，
ｂ）勾配磁場と連動し、前記高周波磁場の前記垂直な成分の結果として励起される核共鳴信号を測定するステップ，及び、
ｃ）前記核共鳴信号の評価と前記対象の位置の判断とを行う評価判断ステップ，
を有することを特徴とする判断方法。
請求項１に記載の判断方法を実行するＭＲ装置であって：
ａ）主磁場を検査領域に生成する第１生成手段，
ｂ）主磁場に対して原則的に平行に向く高周波磁場を前記検査領域に生成する第２生成手段，
ｃ）少なくとも１つの勾配磁場を生成する手段，
ｄ）核共鳴信号を検出する手段，及び、
ｅ）前記核共鳴信号を評価する評価ユニット，を有し、
ｆ）制御ユニットであり、上記要素を制御し、
ｆ１）同時期に有効な主磁場に対し原則的に平行に向く高周波磁場を前記検査領域に生成し、前記対象に取り付けた変換手段によって、前記高周波磁場から前記変換手段周辺に生成される前記高周波磁場の前記主磁場に垂直な成分を生成するステップ，
ｆ２）勾配磁場と連動し、前記高周波磁場の前記垂直な成分の結果として励起される核共鳴信号を測定するステップ，及び、
ｆ３）前記核共鳴信号の評価と前記対象の位置の判断とを行う評価判断ステップ，を実行させる制御ユニット、
を有することを特徴とするＭＲ装置。
検査領域に高周波磁場を生成するＭＲ装置のコイル装置であり、
前記高周波磁場は前記ＭＲ装置の主磁場に原則的に平行に向く、
ことを特徴とするコイル装置。
高周波磁場の垂直な成分を生成するＭＲ装置の変換手段であり、
該変換手段は、少なくとも１つのコイルを有する少なくとも１つのコイル装置を有し、
当該コイルのコイル軸は、前記高周波磁場の方向に対し９０°以外の角度であり、好適には４５°の角度である、
ことを特徴とする変換手段。
前記コイル装置が共振回路を形成することを特徴とする請求項４に記載の変換手段。
高周波磁場の垂直な成分を生成するＭＲ装置の変換手段であり、
該変換手段は、如何なる場合にも少なくとも１つのコイルを有する少なくとも２つのコイル装置を有し、
当該コイルのコイル軸は、お互いに対し９０°以外の角度であり、好適には４５°の角度である、
ことを特徴とする変換手段。
体内に挿入され得る侵襲的な部分を有する医学的診療器具であり、
請求項１に記載の方法を実行する変換手段が当該部分に配されることを特徴とする医学的診療器具。
請求項７に記載されるカテーテル。
請求項８に記載のカテーテルであり、
カテーテルチップに取り付けられ得るキャリア体を有し、
該キャリア体に３つの平面的コイルが取り付けられ、
該コイルのコイル軸が如何なる場合にも９０°以外の角度であり、好適には４５°の角度を形成する形成することを特徴とするカテーテル。
ＭＲ装置のプログラム可能な要素が請求項１に記載の方法を実行できるようにすることを特徴とするコンピュータプログラム。