JP3817383B2

JP3817383B2 - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP3817383B2
Application number: JP04593699A
Authority: JP
Inventors: 久晃越智; 智嗣平田; 博幸板垣; 啓二塚田
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1999-02-24
Filing date: 1999-02-24
Publication date: 2006-09-06
Anticipated expiration: 2019-02-24
Also published as: JP2000237164A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＭＲＩ（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置に係わり、特に手術中の術者を支援するＭＲＩ装置に係わる。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩでは高い組織コントラスト分解能で、任意の断層像が得られ、Ｘ線被爆がない等の特徴を生かして、ＭＲＩを画像診断だけでなく、生検針のガイドや治療のモニター、内視鏡やカテーテルのガイド等に応用する試みがインターべンショナルＭＲＩとして注目されている。インターベンショナルＭＲＩ（術中ＭＲＩ）では、術者（医師）は、ＭＲ画像で手術用具の位置等を観察しながら手術用具を体内に挿入していく。即ち、同じサイズの視野をもつＭＲ画像を連続して撮影していき、複数枚のＭＲ画像を順にディスプレイに表示することにより、医師は手術中の体内の様子を把握できる。
【０００３】
体内に挿入する手術用具の位置を、検査対象（人体）の画像に重ねあわせて表示し、術者に示す技術はトラッキング技術と呼ばれる。インターベンショナルＭＲＩでは、体内に挿入する手術用具を監視するための撮影と、検査対象（人体）の撮影は、ほぼ同時に並行して行なうことが望ましい。この理由は、体内に挿入する手術用具の位置も、手術の進行に伴って時々刻々と変化していき、同時に検査対象（人体）の位置情報も呼吸や体動に伴って時々刻々と変化していくためである。従来技術として、このようにＭＲＩをガイドとして用いる手術に於いて、体内に挿入する手術用具を監視するための撮影と、検査対象（人体）の撮影をほぼ同時に並行して行なう方法が提案されている。
【０００４】
第１の従来技術（特開平５−２９３０９４号公報）では、体腔内に挿入する核磁気共鳴装置用体腔内プローブの先端に水素原子核を含んだマーカを設け撮影する。マーカには水素原子核が含まれているので、マーカの形状を、例えば、十文字のような形にしておき、検査対象とともに撮影すれば、撮影した画像の中にマーカの形状が確認でき、体腔内プローブの先端位置を術者は知ることができる。
【０００５】
第２の従来技術（特開平１０−２７７００９号公報）では、体腔内に挿入する挿入器具の先端に水素原子核と異なる核種（例えば、¹⁹Ｆ）を含んだマーカを設け、水素原子核撮影用のＲＦ送受信装置に加えて、水素原子核と異なる核種（例えば、¹⁹Ｆ）撮影用のＲＦ送受信装置を用意し、２種類の核種を撮影する。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
第１の従来技術に記載される方法では、マーカに含まれている水素原子核とほぼ同じ緩和時間を持つ臓器内にマーカが位置する場合、画像の輝度がほぼ同じになるため、術者がマーカの位置、形状を認識することが困難であるという問題があった。また、スライス厚を、例えば、１０ｃｍ程度に厚くして撮影を行なうと、画像内の臓器等の他の陰影にマーカが紛れてしまい、術者がマーカの位置、形状を認識することが困難になるという問題があった。
【０００７】
一方、第２の従来技術に記載された方法では、水素原子核と異なる核種（例えば、¹⁹Ｆ）をマーカとして用いるため、画像内の臓器等の他の陰影にマーカが紛れてししまい、術者がマーカの位置、形状を認識することが困難になるという上記の問題は克服できる。しかし、水素原子核撮影用のＲＦ送受信装置に加えて、もう１つ別系統のＲＦ送受信装置を用意する必要があるため、装置のコストが増大するという問題があった。
【０００８】
本発明の目的は、上記の問題を解消し、新たにＲＦ送受信装置を用意することなく、画像内の周囲の臓器等の陰影にマーカが紛れてしまい、術者がマーカの位置、形状を認識できなくなるという従来技術の問題を克服するＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
以下の説明では、サンプリングされたデータに対して視野の外の周波数領域を切り捨てるデジタルフィルタリング処理をリサンプリング処理と呼ぶ。
【００１０】
本発明のＭＲＩ装置の特徴は、核磁気共鳴信号の高速Ａ／Ｄ変換、リサンプリング処理等の信号処理を行なっている周知のデジタルＲＦシステムに於けるリサンプリング処理に於いて、デジタルフィルタにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をもつ物質（例えば、¹⁹Ｆ）をマーカとして用い、視野の外に出現するマーカの像からマーカの実際の位置を計算し、トラッキングに利用する点にある。本発明のＭＲＩ装置の特徴を詳細に説明すると以下の通りである。
【００１１】
本発明のＭＲＩ装置は、静磁場空間に置かれた検査対象に、励起ＲＦパルスと傾斜磁場とを印加する手段と、検査対象から生じる核磁気共鳴信号をサンプリングする手段と、励起ＲＦパルスと傾斜磁場の印加のパルスシーケンス制御を行なうシーケンス制御手段と、サンプリングされた核磁気共鳴信号を演算処理する演算手段とを、演算処理の結果を表示する表示手段とを具備し、シーケンス制御手段は、側面又は内部にマーカを具備する手術用具を検査対象の内部に挿入した状態で、同じサイズの視野をもつ複数の画像を少なくとも一定期間連続して撮影するためのパルスシーケンス制御を行ない、演算手段は、サンプリングされた核磁気共鳴信号のデータに対して、視野の外部の周波数領域の核磁気共鳴信号のデータを切り捨てるデジタルフィルタリング処理を行ない、デジタルフィルタリング処理を行なった後の核磁気共鳴信号のデータに基づいて画像を再構成する画像再構成を行ない、デジタルフィルタリング処理を行なう前の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換して得た画像の視野の外部に出現するマーカを含む画像から、マーカの検査対象に於ける実際の位置を求める演算を行ない、求められた実際の位置が、デジタルフィルタリング処理後の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換した画像に重ねて、複数の画像を連続して表示手段に表示されるＭＲＩ装置であって、デジタルフィルタリング処理により切り捨てている周波数帯域中の核磁気共鳴周波数をもつ原子核を含む物質をマーカとして使用する。上記ＭＲＩ装置の構成において、手術用具が手術用カテーテルであること、手術用具が内視鏡であること、手術用具が生検の道具あることに特徴を有し、マーカがフッ素（¹⁹Ｆ）を含むこと、演算手段は、デジタルフィルタリング処理を行なう前の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換した画像の視野外の領域で輝度の高いポイントを抽出する演算を行ない、水素原子核の磁気共鳴周波数とマーカを構成する物質の原子核の磁気共鳴周波数との差だけ、リードアウト方向に上記のポイントを平行移動して表示手段に表示するこ、マーカの位置の実際の位置が表示手段にカラー表示されることに特徴を有し、更に、マーカを含み直交する２つの断面を撮影して２つの画像を得て、それぞれの画像からマーカの３次元空間座標の２座標を求めることにより、マーカの３次元空間での位置を特定することにも特徴がある。
【００１２】
本発明では、インターベンショナルＭＲＩに於いて、デジタルフィルタにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をもつ¹⁹Ｆを含む物質をマーカとして具備する手術用具を体内に挿入して撮影を行ない、視野の外に出現するマーカの像を検出して、マーカの実際の位置を計算して、マーカの実際の位置を表示手段にカラー表示する。この結果、¹⁹Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示されることがなく、術者は、体内に挿入する手術用具が具備するマーカの位置を容易に認識できる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
図３にデジタルＲＦシステムを備えたＭＲＩ装置の構成の一例を示す。ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴を利用して検査対象の断層像を計測する装置である。図３に於いて、検査対象１０３は、静磁場を発生するマグネット１０１、及び傾斜磁場を発生するコイル１０２内に置かれる。傾斜磁場発生コイル１０２は、互いに直交するの３軸の傾斜磁場コイルから構成される。シーケンサ１０４は傾斜磁場電源１０５とＲＦパルス（高周波磁場）発生器１０６に命令を送り、傾斜磁場を傾斜磁場コイル１０２より発生し、ＲＦパルスをプローブ１０７より発生する。
【００１４】
ＲＦパルスはＲＦパルス発生器１０６の出力をＲＦアンプ１１５により増幅しプローブ１０７を通じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から発生した核磁気共鳴信号はプローブ１０７により受波される。プローブ１０７は検査対象１０３の内部に挿入される場合もある。プローブ１０７により受波された信号は、受信器１０８でＡ／Ｄ変換（サンプリング）され、検波が実行される。検波の基準とする中心周波数（磁気共鳴周波数）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は計算機（演算処理手段）１０９に送られ、計算機１０９でリサンプリング処理された後、画像再構成等の信号処理が実行される。信号処理の結果はディスプレイ１１０に表示される。
【００１５】
必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均一度を調整する必要がある時は、シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整時には、複数のチャネルの各コイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４はシム電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をシムコイル１１２より発生させる。なお、シーケンサ１０４は、ＭＲＩ装置を構成する各部がプログラムされたタイミング、強度で動作するように制御を行なう。このプログラムのうち、特にＲＦパルスの印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミングや、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスと呼ばれている。
【００１６】
図１は、本発明が適用される撮影シーケンスの具体例を示す。図１に於いて、横軸は時間を、縦軸はＲＦパルスや傾斜磁場等の強度を表す。図１に於いて、スライス方向の傾斜磁場４と同時にＲＦパルス１を印加し、所望のスライス内部の原子核を励起する。次に、リードアウト方向の傾斜磁場２の極性を負から正に反転させると、エコー（磁気共鳴信号）６が発生する。エコー６の波形をＡ／Ｄ変換（サンプリング）する。３は位相エンコード方向の傾斜磁場である。
【００１７】
ここで、リードアウト傾斜磁場２の強度が１４．５ｍＴ／ｍで、視野を４０ｃｍに設定するとき、デジタルＲＦシステムを用いない場合はサンプリングレートを１／（４２．５７５９×０．０１４５×０．４）＝４マイクロ秒に設定する。視野は、リードアウト傾斜磁場の強度とサンプリングレートの積に反比例するため、サンプリングレートを速くすると、リードアウト方向の視野は大きくなる。一方、デジタルＲＦシステムを用いる場合は、視野と無関係に１マイクロ秒等の十分高速なレートでサンプリングを行なう。ここで、デジタルＲＦシステムのサンプリングレートを１マイクロ秒とし、リードアウト傾斜磁場の強度が１４．５ｍＴ／ｍで、視野を４０ｃｍとする場合を考えると、デジタルＲＦシステムを用いない場合に対して、４倍のポイント数でサンプリングを行ない、４倍の視野のデータを取得することになる。デジタルＲＦシステムに於いては、サンプリング後、メモリに格納されたデータに対してデジタルフィルタリング処理を施し、視野（４０ｃｍ）の外の周波数領域を切り捨てるリサンプリング処理を行なう。
【００１８】
図１に示す計測を、位相エンコード傾斜磁場３の強度を一定値だけ変化させながら、位相エンコード方向の画素数と同じ回数だけ繰り返す。この繰り返しの間隔はＴｒと呼ばれる。例えば、Ｔｒ＝２０ミリ秒で、位相エンコード方向の画素数が１２８の場合、撮影に要する時間は０．０２×１２８＝約２．５秒となる。位相エンコードの数に等しい個数の得られたエコーのデータにリサンプリング処理を施した後、２次元逆フーリエ変換を実行すると、所望のスライスの視野４０ｃｍの２次元像が得られる。以上が、本発明が適用されるデジタルＲＦシステムを備えたＭＲＩ装置の構成および撮影シーケンスの説明である。
【００１９】
本発明の実施の形態として、静磁場強度０．２ＴのＭＲＩ装置を用い、カテーテルの先端に¹⁹Ｆを含む物質で構成されるマーカを取り付けた実施例について、以下説明する。マーカはカテーテルの先端付近の外周側面に接着剤等で取り付ければ良い。０．２Ｔにおける水素原子核の磁気共鳴周波数は約８．５２ＭＨｚ、¹⁹Ｆの磁気共鳴周波数は約８．０２ＭＨｚであり、５００ｋＨｚ異なっている。ここで、リードアウト傾斜磁場強度が１４．５ｍＴ／ｍとし、視野を４０ｃｍに設定するとき、デジタルＲＦシステムを用いない場合はサンプリングレートを１／（４２．５７５９×０．０１４５×０．４）＝４マイクロ秒に設定する。このとき、図４に示すように、４０ｃｍの視野に割り当てられる周波数帯域は２５０ｋＨｚである。一方、本実施例ではデジタルＲＦシステムを用い、デジタルＲＦシステムのサンプリングレートを１マイクロ秒とする。即ち、デジタルＲＦシステムを用いない場合に対して、４倍のポイント数サンプリングを行ない、４倍の視野（周波数帯域で１ＭＨｚ）のデータを取得する。図４に於いて、横軸はリードアウト方向、縦軸は位相エンコード方向を示す。
【００２０】
デジタルＲＦシステムに於いてはサンプリング後、メモリに格納されたデータに対してデジタルフィルタリング処理を施し、視野４６（４０ｃｍ）の外の周波数領域４７を切り捨てる処理（リサンプリング処理）を行なう。リサンプリング処理後のデータを２次元逆フーリエ変換すると視野４０ｃｍ（周波数帯域２５０ｋＨｚ）の画像が得られる。ここで、リサンプリング処理前のデータを２次元逆フーリエ変換すると、水素原子核と¹⁹Ｆの磁気共鳴周波数が５００ｋＨｚ異なっているため、リードアウト方向に周波数にして５００ｋＨｚだけ平行移動した位置にマーカ４１の像４２が出現する。像４２が出現する領域４７には人体像４４が存在しないため、背景の輝度は十分暗く、像４２を見つけることは容易であるため、コンピュータによる自動抽出も簡単にできる。抽出した像４２の位置を５００ｋＨｚだけリードアウト方向に平行移動し、リサンプリング処理後のデータを２次元逆フーリエ変換した画像を、例えば、赤色等の目立つ色でカラー表示すると、術者は容易にカテーテル４５の先端位置を認識出来る。
【００２１】
本実施例では、このようにして、¹⁹Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且つ、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示されることなく、術者がマーカの位置を容易に認識できるという効果がある。
【００２２】
即ち、本実施例では、マーカの像は、デジタルフィルタリングにより切り捨てられる視野の外部に出現し、一方、実空間でマーカの周囲に存在する臓器の像は視野内に出現し、リサンプリング処理後のデータを２次元逆フーリエ変換した画像を目立つ色でカラー表示することから、マーカの像が周囲の臓器の像に紛れてして表示されることがない。本実施例の方法を用いれば、ＭＲＩ装置本体のハードウェアの仕様変更を行なう必要は何もなく、デジタルフィルタリングにより情報を捨てていた周波数成分の有効活用ができる。
【００２３】
図２は、本実施例を説明するフローチャートを示す。図１に示した撮影シーケンスにより撮影を行ない、核磁気共鳴信号のサンプリングを行ない、データを第１のメモリに格納する（処理２１−２）。第１のメモリに格納されたデータにリサンプリング処理を施して視野外の周波数領域を切り捨てたデータを第２のメモリに格納する（処理２１−３）。処理２１−２と処理２１−３の２つの処理を、位相エンコード量を変えながら（処理２１−１）、画像の位相エンコード数だけ繰り返す（処理２０）。第１のメモリに格納された２次元データを逆フーリエ変換して得られた画像を第３のメモリに格納し、第２のメモリに格納された２次元データを逆フーリエ変換して得られた画像を第４のメモリに格納する（処理２２−１、処理２３）。第３のメモリに格納された画像は４倍の視野（周波数帯域で１ＭＨｚ）をもつ画像（以下、４倍視野画像という）である。第４のメモリに格納された画像は視野４０ｃｍ（周波数帯域２５０ｋＨｚ）の画像である。第３のメモリに格納された４倍視野画像の中で視野外の領域４７から高輝度のポイント４２を抽出する（処理２２−２）。処理２２−２で抽出した高輝度のポイント４２を＋５００ｋＨｚだけリードアウト方向に平行移動したポイント４１を計算する（処理２２−３）。処理２２−３で計算したポイント４１を、第４のメモリに格納した画像に赤色で表示する。
【００２４】
また、図７に示すように、マーカ４１が、周波数の中心（リードアウト方向での視野中心）４８よりもｄｋＨｚだけ周波数が低いリードアウト方向の位置に位置する場合、マーカ４１の像４２は折り返して、４倍視野画像の右端からｄｋＨｚ周波数が低いところに平行移動した位置に出現する。このような場合、像４２の位置からマーカの位置を計算する方法について述べる。像４２の位置から４倍視野画像の右端までの周波数の差がｄｋＨｚのとき、４倍視野画像の左端から（５００−ｄ）ｋＨｚだけ平行移動したポイントを計算する。この場合、リードアウト方向で、４倍視野画像の右端と、周波数帯域で２５０ｋＨｚの視野の左端とがつながっているものと考えると、像４２を＋５００ｋＨｚだけ平行移動したポイントを計算することと等価となる。
【００２５】
また、図５に示すように、カテーテルの進行方向に沿って、カテーテル４５の外周面上の複数点にマーカ４１（４１−１、４１−２、…、４１−８）を取り付け、デジタルフィルタリングにより切り捨てられる領域に出現する複数のマーカの像を抽出し、複数のマーカの像を＋５００ｋＨｚだけ平行移動し、リサンプリング処理後のデータを２次元フーリエ変換した画像に、赤色等の目立つ色でカラー表示すると、術者は、容易にカテーテルの全体位置を認識出来る。
【００２６】
図６は、複数個のマーカを取り付けたカテーテルを血管の内部に挿入した場合の表示画面を模式的に示した図であり、血管６１の内側にポイント６０−１、６０−２、…、６０−８がカラー表示されている。
【００２７】
また、スライス厚を、例えば、１０ｃｍ程度に厚くした２種類の断面を撮影することにより、マーカの３次元空間の位置を特定できる。例えば、コロナル断面を撮影することにより、３次元空間のマーカのｘ座標とｚ座標が求まり、サジタル断面を撮影することにより、３次元空間のマーカのｙ座標とｚ座標が求まる。即ち、マーカの３次元空間の位置を特定できる。
【００２８】
以上、本発明を特定の形態について説明したが、上記以外の形態についても同様に、デジタルＲＦシステムのリサンプリング処理に於いてデジタルフィルタにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をもつ原子核を含む物質をマーカとして用い、視野の外に出現するマーカの像から、マーカの実際の位置を計算することにより、インターベンショナルＭＲＩの術者は、マーカの位置を容易に認識できる。即ち、マーカを構成する物質に専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且つ、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示されることなく、術者が容易にマーカの位置を認識できるという効果がある。マーカを構成する物質は、デジタルフィルタにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をもつ原子核を含んでいれば、¹⁹Ｆ以外の原子核を含む物質でも良い。また、体内に挿入する手術用具は、カテーテル以外に、内視鏡、生検針でも良い。内視鏡にマーカを取り付ける場合、取り付ける場所は外周の側面に限らず、例えば、図８に示すように、内視鏡の前面に取り付けても良い。また、カテーテル等の体内に挿入する手術用具へのマーカの取り付け方としては、体内に挿入する手術用具を構成する部材の内部にマーカを埋め込んでも良い。
【００２９】
【発明の効果】
インターベンショナルＭＲＩに於いて、¹⁹Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且つ、マーカの位置が周囲の臓器と紛れてして表示されることなく、術者がマーカの位置を容易に認識できるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用される撮影シーケンスの具体例を示す図。
【図２】本発明の実施例を説明するフローチャートを示す。
【図３】本発明が適用されるデジタルＲＦシステムを備えたＭＲＩ装置の構成の一例を示す図。
【図４】本発明の実施例に於いてリサンプリング処理前のデータをフーリエ変換した画像の例を示す図。
【図５】本発明の実施例に於いてマーカ付きカテーテルを示す図。
【図６】本発明の実施例に於いて表示画面の例を模式的に示す図。
【図７】本発明の実施例に於いてリサンプリング処理前のデータをフーリエ変換した画像の例を示す図。
【図８】本発明の実施例に於いてマーカ付き内視鏡の例を示す図。
【符号の説明】
１…励起ＲＦパルス、２…リードアウト方向の傾斜磁場、３…位相エンコード方向の傾斜磁場、４…スライス方向の傾斜磁場、６…エコー、１０１…静磁場を発生するマグネット、１０２…傾斜磁場を発生するコイル、１０３…検査対象、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁場電源、１０６…ＲＦパルス発生器、１０７…プローブ、１１５…ＲＦパワーアンプ、１０８…受信器、１０９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒体、１１２…シムコイル、１１３…シム電源。

Claims

静磁場空間に置かれた検査対象に、励起ＲＦパルスと傾斜磁場とを印加する手段と、前記検査対象から生じる核磁気共鳴信号をサンプリングする手段と、前記励起ＲＦパルスと前記傾斜磁場の印加のパルスシーケンス制御を行なうシーケンス制御手段と、サンプリングされた前記核磁気共鳴信号を演算処理する演算手段と、演算処理の結果を表示する表示手段とを具備し、前記シーケンス制御手段は、側面又は内部にマーカを具備する手術用具を前記検査対象の内部に挿入した状態で、同じサイズの視野をもつ複数の画像を少なくとも一定期間連続して撮影するための前記パルスシーケンス制御を行ない、前記演算手段は、前記サンプリングされた前記核磁気共鳴信号のデータに対して、前記視野の外部の周波数領域の前記核磁気共鳴信号のデータを切り捨てるデジタルフィルタリング処理を行ない、前記デジタルフィルタリング処理を行なった後の前記核磁気共鳴信号のデータに基づいて画像を再構成する画像再構成を行ない、前記デジタルフィルタリング処理を行なう前の前記核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換して得た画像の視野の外部に出現する前記マーカを含む画像から、前記マーカの前記検査対象に於ける実際の位置を求める演算を行ない、求められた前記実際の位置が、前記デジタルフィルタリング処理後の前記核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換した画像に重ねて、前記複数の画像を連続して前記表示手段に表示されるＭＲＩ装置であって、前記デジタルフィルタリング処理により切り捨てている周波数帯域中の核磁気共鳴周波数をもつ原子核を含む物質を前記マーカとして使用することを特徴とするＭＲＩ装置。
前記手術用具が手術用カテーテルであることを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記手術用具が内視鏡であることを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記手術用具が生検の道具あることを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記マーカがフッ素（¹⁹Ｆ）を含むことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記演算手段は、前記デジタルフィルタリング処理を行なう前の前記核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換した画像の視野外の領域で輝度の高いポイントを抽出する演算を行ない、水素原子核の磁気共鳴周波数と前記マーカを構成する物質の原子核の磁気共鳴周波数との差だけ、リードアウト方向に前記ポイントを平行移動して前記表示手段に表示することを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記マーカの位置の前記実際の位置が、表示手段にカラー表示されることを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
前記マーカを含み直交する２つの断面を撮影して２つの画像を得て、それぞれの前記画像から前記マーカの３次元空間座標の２座標を求めることにより、前記マーカの３次元空間での位置を特定することを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。