JPH08317915A

JPH08317915A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH08317915A
Application number: JP7126800A
Authority: JP
Inventors: Shigeru Watabe; 滋渡部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1995-05-25
Filing date: 1995-05-25
Publication date: 1996-12-03
Anticipated expiration: 2019-03-31
Also published as: JP3514547B2

Abstract

(57)【要約】（修正有）【目的】実時間でカテーテル先端位置を検出し、被検
体内の立体的な位置関係を明示する。【構成】縦緩和時間Ｔ１の極めて短い物質又はプロト
ンと異なる共鳴周波数を有する核種を含む物質を内包す
るカテーテル先端が被検体内に挿入される際に、シーケ
ンサの制御でＲＦによる全領域励起後Ｚ軸方向にエコー
信号を読み出し、ＣＰＵで一次元フーリエ変換してＺ軸
方向のカテーテル先端位置を検出する。続いてカテーテ
ル先端位置に相当する搬送周波数でカテーテル先端を含
みＺ軸に直交するスライス面を励起し、Ｘ軸及びＹ軸方
向にリードアウトを行い、得られた２軸についてのエコ
ー信号を、それぞれ一次元フーリエ変換することによ
り、Ｘ軸及びＹ軸に平行な一次元投影像を作成する。予
め計測しておいた三次元血管データから得られたＸ軸及
びＹ軸に直交する２方向投影血管像上に、カテーテル先
端の一次元投影像を重畳して表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下、Ｎ
ＭＲという）現象を利用して被検体の所望の断層画像を
得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置
に関し、特に血管内に挿入したカテーテル等の術具の位
置トレース機能を有するＭＲＩ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分
布や緩和時間分布等を計測して、その計測データから被
検体の任意の断面を画像表示するものであり、被検体に
静磁場を与える静磁場発生磁石と、被検体に傾斜磁場を
与える磁場勾配発生系と、被検体の生体組織を構成する
原子の原子核にＮＭＲ現象を起こさせる高周波パルス
（以下、ＲＦパルスという）を所定のパルスシーケンス
で繰返し印加するシーケンサと、このシーケンサからの
ＲＦパルスにより被検体にＲＦ磁場を照射する送信系
と、ＮＭＲ現象による放出されるエコー信号を検出する
受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画
像再構成演算を行なう信号処理系と、更に画像を表示す
る表示手段とを備えている。傾斜磁場は、エコー信号に
位置情報を与えるために与えられるもので、直交する３
軸方向の傾斜磁場がそれぞれ所定のパルスシーケンスに
より印加される。

【０００３】このＭＲＩ装置における血流描出手法とし
ては、スライス面への血液の流入効果を利用したＴＯＦ
（Time-of-Flight）法（”Magnetic resonance Imagin
g,Second Edition, Stard D.D.et al. Mosby-Year Book
Inc., p299〜334, 1992”）、血流による位相拡散の有
無を用いて差分を行なうPhase-sensitive法（「Cerebra
l MR Angioimaging（脳血管磁気共鳴画像法）の研究−
第１報」福井啓二他、ＣＴ研究10(2) 1988年、133〜1
42頁）、血流による位相拡散の極性を反転し、差分を行
なうPhase-contrast法（”Magnetic resonance angiogr
aphy, DumoulinC.L. et al. Radiology 161: 717〜720,
1986”）等が主として行なわれている。

【０００４】このような血流描出法により得られた三次
元の血管データは、血流又は血管が相対的に高信号で描
出された二次元画像を積み重ねたものであり、このまま
では血管の走行や形状を把握するのは困難であるので、
Ｘ線血管造影像やＤＳＡ（Digital Subtraction Angiog
raphy）と同様の投影血管像を作成する投影方法によ
り、任意の二次元投影像に変換される。一般に、ある視
点から三次元のデータを投影する方法としては、光線軌
跡法が採用され、特にある光軸上にある信号値の最大値
により一枚の投影像を作成する最大値投影法（ＭＩＰ）
や最小値により投影像を作成する最小値投影法が採用さ
れる。また上記血管データは三次元データであるので、
所望の断面における断層像を作成することもできる。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】このようにＭＲＩ装置
では、所定の断層像や血管の投影像をＸ線等の被曝や造
影剤の注入なしに非侵襲的に計測できるという特徴を有
しているが、近年、Ｘ線透視中やＭＲＩ撮像中において
患者にカテーテルを挿入して造影剤や薬剤を注入する等
治療を行ないながら撮像するＩＶＲ手技が行なわれるよ
うになっている。この場合、カテーテルを血管の所望の
位置まで導入して、薬剤注入を行なう必要があるが、Ｍ
ＲＩは組織を構成する特定の原子種（水素原子）からの
ＮＭＲ信号により画像化を図るものであるので、カテー
テルの先端位置を映像として把握することは困難であっ
た。

【０００６】そこで、本発明はＩＶＲ手技等においてカ
テーテルの先端位置の撮影、追跡が可能であるＭＲＩ装
置を提供することを目的とする。特に本発明はリアルタ
イムでカテーテル位置を画像化して血管像と重畳表示す
ることにより、カテーテルの先端位置の被検体内の三次
元的な位置関係及びその移動を明らかにすることが可能
であるＭＲＩ装置を提供することを目的とする。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明のＭＲＩ装置では、特異信号源としての縦緩和時間の
非常に短い超短Ｔ１物質又は異スペクトルを有する原子
種を含む物質をカテーテル先端に内包させ、この特異信
号源を描出させる特定のパルスシーケンスを備えてい
る。これらパルスシーケンスは、三次元血管データを得
るための第１のパルスシーケンスに加えられ、直交する
３軸のうち所望の１軸について特異信号源の位置を求め
るための第２のパルスシーケンスと、第１の軸に直交す
る第２及び第３の軸方向或いは面について特異信号源の
位置を求めるための第３のパルスシーケンスとを備えて
いる。

【０００８】第１のパルスシーケンスは、後にカテーテ
ル先端位置と重畳表示される血管投影像或いは断層像を
取得するために三次元血管データを得るパルスシーケン
スで、二次元或いは三次元ＴＯＦ法、ＰＣ法等公知の血
流描出パルスシーケンスが採用される。このパルスシー
ケンスから得られた三次元血管データを元に、カテーテ
ル先端を示す点データと重畳される血管投影像或いは断
層像が形成される。断層像を形成するためには、第３の
パルスシーケンスによるカテーテル先端の位置情報が利
用され、カテーテル先端を含む断層像が形成される。

【０００９】第２のパルスシーケンスは直交する３軸の
うち所望の１軸について特異信号源の位置を求めるため
に、領域非選択励起パルスの印加後、その１軸の方向の
傾斜磁場を印加してエコー信号を取得する。この場合の
領域非選択励起パルスは、特異信号源を構成する物質
が、超短Ｔ１物質の場合には、領域非選択励起パルスに
先立って磁化の状態を決定する事前励起パルスが印加さ
れる。また特異信号源を構成する物質が、異スペクトル
原子核を含む物質である場合には、領域非選択励起パル
スとしてこの原子核を選択励起するような周波数のパル
スが用いられる。この第１のパルスシーケンスにおいて
取得されたエコー信号を一次元フーリエ変換することに
より第１軸の方向についてのカテーテル先端位置の情報
が得られる。

【００１０】第３のパルスシーケンスは、第１軸と直交
する第２軸及び第３軸の２方向についてカテーテル先端
位置を求めるために第１軸におけるカテーテル先端位置
を含むスライス面を選択する励起パルスの印加と、第２
軸及び第３軸について周波数エンコードする傾斜磁場パ
ルスの印加と、第２軸及び第３軸のそれぞれについての
エコー信号の計測を含む。この第３のパルスシーケンス
では、スライス選択したＲＦパルスによる１回の励起
で、第２軸及び第３軸のそれぞれについて連続した周波
数エンコードによるエコー信号を計測してもよく、第１
の選択励起と第２軸の周波数エンコードによるデータ読
み出しを行った後、同一の搬送周波数の第２の選択励起
と第３軸の周波数エンコードによるデータ読み出しを行
ってもよい。いずれの場合にも各軸についての２系列の
エコー信号をそれぞれ一次元フーリエ変換することによ
り、各軸についての一次元投影像を得ることができる。

【００１１】また第３のパルスシーケンスとしては、上
述するような２方向についての周波数エンコードによる
データ読み出しではなく、第１の軸と直交する面につい
ての超高速撮像法による二次元計測であってもよい。即
ち、この場合第２及び第３の軸のいずれかに位相エンコ
ード、他方に周波数エンコードする二次元フーリエ変換
に基づくパルスシーケンスによってエコー信号のデータ
セットを収集する。得られたデータセットを二次元フー
リエ変換することにより、カテーテル先端を含むスライ
ス面を二次元画像化し、高信号のカテーテル先端位置の
第２軸及び第３軸に沿った座標を検出する。

【００１２】本発明において信号処理系は、第１のパル
スシーケンスにより得られた三次元血管データから第２
軸及び第３軸の方向についての二次元投影像を再構成す
るとともに、第３のパルスシーケンスで得られた所定の
特異信号源（カテーテル先端）の第２軸及び第３軸の方
向の点データを重畳して表示する。この際、カテーテル
先端の点データは第１軸方向については位置情報を持た
ないデータであるので、重畳する際に第２のパルスシー
ケンスで得られた第１軸方向の位置情報を与えて、表示
する。カテーテル先端位置の重畳表示は、二次元投影像
に対してのみならず、カテーテル先端を含む第２軸及び
第３軸方向についての、即ち第３軸及び第２軸に直交す
る二次元断層像に対しても行なうことができる。この場
合信号処理系は、第３のパルスシーケンスで得られたカ
テーテル先端の第２軸及び第３軸についての座標に基づ
き断層像を作成し、この断層像にカテーテル先端の点デ
ータを重畳して表示する。

【００１３】上記第２及び第３のパルスシーケンス及び
それに基づく画像再構成の工程を繰返すことにより、特
異信号源位置を実時間で二次元投影像或いは断層像上に
マッピングする。このようなマッピングを繰返し行な
い、得られたデータをメモリで加算し表示することによ
り、カテーテルの現在位置及び侵入経路を表示させるこ
とも可能である。

【００１４】

【作用】第２及び第３のパルスシーケンスはそれぞれ計
測時間１００ｍ秒以下のパルスシーケンスであるので、
カテーテル先端位置を実時間でマッピングすることがで
き、円滑なカテーテル挿入を支援することができる。

【００１５】

【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図２は本発明が適用されるＭＲＩ装置
の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置
は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層
像を得るもので、静磁場発生磁石２と、磁場勾配発生系
３と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６と、シー
ケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて成
る。静磁場発生磁石２は、被検体１の周りにその体軸方
向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させ
るもので、被検体１の周りのある広がりをもった空間に
永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁
場発生手段が配置されている。磁場勾配発生系３は、
Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、
それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０
とから成り、後述のシーケンサ７からの命令に従ってそ
れぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することによ
り、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ
を被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁場
の加え方により被検体１に対するスライス面を設定する
ことができる。

【００１６】シーケンサ７は、被検体１の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁
場パルス（ＲＦパルス）をある所定のパルスシーケンス
で繰り返し印加するもので、ＣＰＵ８の制御で動作し、
被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、
送信系４及び磁場勾配発生系３並びに受信系５に送るよ
うになっている。送信系４は、シーケンサ７から送り出
される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波
磁場を照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２
と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとか
ら成り、前記高周波発振器１１から出力された高周波パ
ルスをシーケンサ７の命令にしたがって変調器１２で振
幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増
幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された
高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が被
検体１に照射されるようになっている。尚、本発明では
被検体１内に挿入されるカテーテル３１の先端を画像化
するために、シーケンサ７は被検体１の生体組織の原子
核の励起のみならずカテーテル３１先端に内包される特
異信号源からもエコー信号が得られるように送信系４及
び磁場勾配発生系３が制御される。

【００１７】受信系５は、被検体１の生体内の原子核
（特異信号源の原子核も含む）の核磁気共鳴により放出
されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受
信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波
器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成り、送信側の高周
波コイル１４ａから照射された電磁波による被検体１の
応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置
された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及び
直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力し
てディジタル量に変換され、さらにシーケンサ７からの
命令によるタイミングで直交位相検波器１６によりサン
プリングされた二系列の収集データとされ、その信号が
信号処理系６に送られるようになっている。

【００１８】この信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気デ
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０とから成り、ＣＰＵ８でフーリエ
変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行い、任意
断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を
行って得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断
層像として表示するようになっている。なお、図２にお
いて、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ、１４ｂ
と傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置さ
れた静磁場発生磁石２の磁場空間内に配置されている。

【００１９】次にこのような構成におけるシーケンサ７
によるパルスシーケンスの第１の実施例について説明す
る。本発明のパルスシーケンスは、図１に示すようにカ
テーテル先端追跡表示に先立ち、三次元の血管データを
作成する第１のパルスシーケンス701と、所望の直交座
標における１軸方向についてカテーテル先端位置を求め
る第２のパルスシーケンス702と、カテーテル先端を含
み第１軸の方向と直交する２軸方向或いは面についてカ
テーテル先端位置の座標を求める第３のパルスシーケン
ス703とを含む。

【００２０】カテーテル先端追跡表示に先立って起動さ
れる血流描出のための第１のパルスシーケンス701は、
二次元／三次元のＴＯＦ法またはＰＣ法のいずれに基づ
くパルスシーケンスでも良く、最終的に三次元の血管デ
ータを取得できれば良い。図３に典型的な血流描出シー
ケンスである三次元ＴＯＦ法によるパルスシーケンスを
示した。

【００２１】このパルスシーケンスでは、まずスラブ選
択の傾斜磁場パルス202と同時にＲＦパルス102を印加す
ることにより、所定スラブ内の領域を励起する。引続き
スライスエンコード、位相エンコードの各傾斜磁場20
3、302を印加した後、リードアウトの傾斜磁場403を印
加しながらエコー信号501を計測する。ＲＦパルス印加
からエコー信号計測までを所定の繰り返し時間で、スラ
イスエンコード傾斜磁場203及び位相エンコード傾斜磁
場302をそれぞれ独立して変化させながら繰り返すこと
により三次元データを得る。

【００２２】このように得られた三次元データを信号処
理系６でフーリエ変換し再構成することにより、図４
（ａ）に示すような三次元の血管データを作成する（図
１、704）。この三次元のデータセットは、血流又は血
管が相対的に高信号で描出された二次元画像を積み重ね
たものであり、ＣＰＵ８において、後述するカテーテル
先端位置のマッピングのために互に直交する２方向への
二次元投影像に変換される（同図、705）。

【００２３】二次元投影像の作成は、光線軌跡法を用い
ることができる。光線軌跡法としては光軸上の信号値の
最大値のもので１枚の投影像を作成する最大値投影法Ｍ
ＩＰ、投影線上の画素値を加算する方法などがあるが、
ノイズの影響を受けにくいという点で最大値投影法が好
適である。投影の方向は任意の方向とすることができ、
特に限定されないが、望ましい実施例としては、図４
（ａ）に示すように血管の主な走行方向である体軸方向
などをＺ軸（第１軸）方向とした場合、Ｚ軸に直交しか
つ互いに直交するＸ、Ｙ軸（第２軸、第３軸）の２方向
に投影した血管像５１、５２を作成する。

【００２４】続いてカテーテル３１を被検体１内に挿入
する。カテーテル３１の先端には特異信号源となる物質
が内包されている。特異信号源となる物質としては、縦
緩和時間Ｔ１値が20〜100ms程度の極めて短いＴ１値の
物質或いは¹³Ｃ、¹⁹Ｆ、³¹Ｐ等、水素原子核とは異なる
共鳴周波数を有する核種を含む物質を用いることができ
る。このような物質は、Ｔ１値が血液とは異なることを
利用して、或いは共鳴周波数が水素原子核と異なること
を利用して、次の第２及び第３のパルスシーケンスにお
いて、この物質からの信号を高信号として検出すること
が可能である。超短Ｔ１物質としては、例えば造影剤Gd
-DTPAの水溶液を使用することができる。

【００２５】次いで第２のパルスシーケンス702を起動
する。第２のパルスシーケンス702は所望の直交座標に
おける１軸（ここではＺ軸）方向についてカテーテル先
端位置を求めるためのパルスシーケンスで、全領域のＲ
Ｆ励起を行ない、Ｚ軸方向にリードアウト傾斜磁場を印
加しエコー信号を読み取る。図５に、特異信号源として
超短Ｔ１物質を用いた場合の第２のパルスシーケンスの
一例を示す。このパルスシーケンスは、エコー信号計測
に先立って、磁化の状態を決定するために対象部位を複
数回励起するためのＲＦパルス103を印加する。次いで
全領域を非選択励起するためのＲＦパルス104を照射
し、更にＺ方向に傾斜磁場パルス125、126を印加してエ
コー信号183を発生させると共に、エコー信号183をＺ軸
に周波数エンコードして計測する。Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸の
傾斜磁場パルス121、141、161は励起後に発生する横磁
化を拡散させるスポイラーパルスである。

【００２６】ＲＦパルス103は、繰返し印加することに
よりＴ１値の長い被検体組織からの信号を制御する。Ｒ
Ｆパルス103のフリップ角度α°は、大きいほど信号飽
和の効果が高く、少なくとも45°以上、45°〜90°程度
が望ましい。ＲＦパルス103の繰り返し時間は通常5〜50
msである。また繰り返しの回数は、図示する例では省略
され３回しか記載されていないが、最も高い信号制御効
果を得るためには磁化が定常状態に達するまで繰り返す
ことが望ましい。但し一般に繰返しによる信号低下曲線
は指数関数であり、10〜20回程度の励起でも十分な効果
が得られる。また第２及び第３のパルスシーケンスを繰
り返してカテーテル先端位置をリアルタイム表示する際
に、その時間分解能を上げたい場合には、繰り返し回数
をそれより少なくすることも可能である。

【００２７】尚、磁化の状態を決定する事前パルスとし
て、このような複数回の連続したＲＦ103励起に代え
て、プリサチュレーションパルスを使用することにより
被検体組織の信号を低下させることも可能である。プリ
サチュレーションパルスのフリップ角度を90°以上に設
定し、全領域励起ＲＦパルス104までの間隔を適当に設
定することにより、特異信号源以外の組織における縦磁
化がゼロ又はほぼゼロである状態で、ＲＦパルス104を
印加することができるので、組織からの信号を抑制する
ことができる。

【００２８】このように連続ＲＦ励起103又はプリサチ
ュレーションパルスによって組織の信号を飽和或いは抑
制した状態で、ＲＦパルス104を照射し、全領域を非選
択励起し、続いてＺ方向に傾斜磁場パルス125、126を印
加してエコー信号183を発生させると共に、エコー信号1
83をＺ軸に周波数エンコードして計測する。このエコー
信号はＣＰＵ８で一次元フーリエ変換することにより、
図６に示すようなスペクトルが得られる。このスペクト
ルはＺ軸に沿った信号の分布を示しており、被検体内の
各組織の信号は低信号となるが、カテーテル先端位置に
は高信号のピークが出現する。これは例えば図５のパル
スシーケンスでエコー信号計測に先立って極めて短い時
間間隔で多重の励起を繰り返すために、被検体内の各組
織の信号が飽和により低信号となるのに対し、カテーテ
ル先端に内包された物質が短いＴ１値を有するために、
信号低下が起こりにくいためである。

【００２９】従って図６のスペクトルから以下のように
カテーテル先端の位置を求めることができる（図１、70
6）。即ち、磁場中心を原点とするカテーテル先端のＺ
軸方向の位置（△Ｚ）は、スペクトルの最大値を与える
周波数f₁と中心周波数f₀との差△fから、下式（１）に
基づいて換算できる。

【００３０】

【数１】

【００３１】ここに、γは磁気回転比、Ｇ₁₂₆ はＺ軸方
向リードアウト傾斜磁場126の強度である。次に、この
カテーテル先端位置を通りＺ軸に直交する２軸方向につ
いてのカテーテル先端の位置の座標を求めるための第３
のパルスシーケンスを起動する（図１、703）。

【００３２】第３のパルスシーケンスは、図７に示すよ
うにＺ軸方向のスライス選択傾斜磁場123と同時に印加
されるＲＦパルス106と、エコー信号をＸ軸方向及びＹ
軸方向に周波数エンコードするためのＸ軸方向の傾斜磁
場162、163及びＹ軸方向の傾斜磁場142、143を含む。本
実施例では、特異信号源として超短Ｔ１物質を用いた場
合のパルスシーケンスを示しており、ここでも第２のパ
ルスシーケンスと同様に、磁化の状態を決定するために
エコー信号計測に先立って、対象部位を複数回励起する
ためのＲＦパルス105が加えられる。このＲＦパルス105
の作用は第２のパルスシーケンスの場合のＲＦパルス10
3と同様、極めて短い時間間隔で多重の励起を繰り返す
ことにより、被検体内の各組織の信号を飽和により低信
号化するものであり、同様の繰り返し時間で、同様の繰
り返し回数繰返される。フリップ角度α°も45〜90°程
度が望ましい。

【００３３】励起後に発生する横磁化を拡散させる目的
で、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸のスポイラーパルス121、141、16
1を印加することも、図５に示す第２のパルスシーケン
スと同様であるが、第３のパルスシーケンスではＲＦパ
ルス105による複数回の励起後、Ｚ軸方向についてスラ
イス選択励起を行なうので、Ｚ軸方向の傾斜磁場パルス
121は、破線で示すスライス選択を兼ねた傾斜磁場パル
ス122に置き換えることができる。この傾斜磁場パルス1
22は、全体を励起せず、カテーテル先端位置ΔＺを含む
スライスのみを選択的に励起するために用い、最初のＲ
Ｆパルス105の印加時点からＲＦパルス106の印加直前ま
で連続して印加する。このように連続して印加した場合
にはスポイル効果を高め、被検体への侵襲性を軽減でき
る。

【００３４】このようにＲＦパルス105による複数回の
励起後、ＲＦパルス106を照射し、カテーテル先端を含
むスライス面を選択励起する。この際スライス選択傾斜
磁場123の強度Ｇ₁₂₃を第２のパルスシーケンスにおける
Ｚ軸方向の傾斜磁場強度Ｇ₁₂₆と同じに設定すれば、図
６のスペクトルの最大値を与える周波数f₁（f₀＋Δf）
をそのままスライス選択周波数とすることにより、図６
に示すようにカテーテル先端を含みＺ軸に直交するスラ
イス面（ＸＹ面）６０を励起できる。もちろん、傾斜磁
場強度及びΔfが式（１）を満たす関係となるようにス
ライス選択傾斜磁場123の強度Ｇ₁₂₃及びスライス選択周
波数を変更することは可能である。

【００３５】スライス選択用Ｚ軸傾斜磁場123に続くＺ
軸傾斜磁場124はＺ軸方向のスピンの位相を揃える目的
で印加する。続いてＸ軸方向に傾斜磁場パルス162、163
を印加してエコー信号181を発生させると共に、エコー
信号181をＸ軸に周波数エンコードして計測する。エコ
ー信号181の計測後、Ｘ軸方向に傾斜磁場パルス164を印
加して、Ｘ軸方向のスピンの位相を揃える。続いてＹ軸
方向に傾斜磁場パルス142、143を印加してエコー信号18
2を発生させると共に、エコー信号182をＹ軸に周波数エ
ンコードして計測する。

【００３６】この２系列のエコー信号181、182をＣＰＵ
８でそれぞれ一次元フーリエ変換することにより、図４
（ｂ）に示すようにＸ軸方向、Ｙ軸方向のカテーテル先
端位置情報を含む一次元投影像53、54を求めることがで
きる（図１、708）。この一次元投影像を、それぞれ図
４（ａ）に示す血管の二次元投影像52、51上に重畳して
表示するのであるが、一次元投影像53、54は位置データ
としてＸ軸方向或いはＹ軸方向の一次元の座標しか有し
ていないので、重畳表示に際しては、一次元投影像にカ
テーテル先端のＺ軸方向の位置情報を与えて、即ち一次
元投影像を中心からΔＺの位置に移動させる処理を行な
った上で、投影血管像51、52上に重畳して表示する（図
１、709、710）。重畳表示は、単なる加算処理でも、重
み付けした加算処理、乗算処理でも構わないが、望まし
くは一次元投影像の信号強度の反転処理を行なって重畳
表示する。これにより、図４（ｃ）に示すようにカテー
テル先端の部分を黒い点として表示することができる。

【００３７】以上説明した第２のパルスシーケンス702
の起動から投影血管像上への重畳表示710までの間は、
１秒以下の所要時間であり、ほぼリアルタイムで三次元
的なカテーテルの位置を表示することができる。従って
カテーテル位置を変更した際には、第２のパルスシーケ
ンスの起動から投影血管像上への重畳表示の手順を繰り
返し、カテーテル先端の位置表示（点データ）を更新し
ていくことが可能である。また本実施例において、カテ
ーテル先端の位置表示を更新する代りに、ＣＰＵ８のメ
モリ上で各時刻のマップを加算し、加算されたものを表
示することで、現在のカテーテル位置に加えて、カテー
テルの侵入経路を可視化することも可能である。

【００３８】以上の実施例において第３のパルスシーケ
ンスとして、１回のＲＦ励起後連続してＸ方向及びＹ方
向の傾斜磁場を印加し２つのエコー信号を計測する場合
を例示したが、第３のパルスシーケンスは、図８に示す
パルスシーケンスに置き換えても、同様の効果を得るこ
とができる。図８のパルスシーケンスでは、１回のＲＦ
パルス照射で２種類のエコー信号を収集する代りに、１
励起につき１エコーを収集するものである。即ち、この
パルスシーケンスでは、連続するＲＦ105励起に次い
で、Ｚ軸方向のスライス選択傾斜磁場123と同時にＲＦ
パルス106を印加し、エコー信号をＸ軸方向に周波数エ
ンコードするためのＸ軸方向の傾斜磁場162、163を印加
してエコー信号181を計測し、次いで再びＺ軸方向のス
ライス選択傾斜磁場125と同時にＲＦパルス108を印加
し、エコー信号をＹ軸方向に周波数エンコードするため
のＹ軸方向の傾斜磁場142、143を印加してエコー信号18
2を計測する。この場合にもＲＦパルス106印加時に、第
２のパルスシーケンスで求められたカテーテル先端位置
の座標を含むスライス面を選択することは図７のパルス
シーケンスと同様である。

【００３９】このように１回の励起につき１回のエコー
計測を行った場合、計測時間は図７のパルスシーケンス
より若干長くなるが、横緩和による信号強度の低下がな
く、同じ信号強度で２つのエコー信号を得ることができ
る。尚、第３のパルスシーケンスにおいても、磁化の状
態を決定する事前パルスとして、被検体組織の信号を低
下させるために複数回の連続したＲＦ励起に代えて、プ
リサチュレーションパルスを使用することも可能であ
る。この場合にもプリサチュレーションパルスのフリッ
プ角度は90°以上に設定し、特異信号源以外の組織にお
ける縦磁化がゼロ又はほぼゼロである状態で、ＲＦパル
ス104を印加する。このようなプリサチュレーションパ
ルスを使用した第３のパルスシーケンスを図９（ａ）、
（ｂ）に示した。尚、図９（ａ）は、プリサチュレーシ
ョンパルス107に次ぐ１回の励起ＲＦパルス106印加後、
連続して２方向の傾斜磁場を印加して２つのエコー信号
181、182を計測するシーケンスを、同図（ｂ）はプリサ
チュレーションパルス107印加後、１回の励起毎に１の
エコー信号を計測するシーケンスを示すものであり、図
中傾斜磁場は、図７及び図８の対応する傾斜磁場の番号
と同じ番号が付されている。

【００４０】以上、図７〜図９に示す実施例では、第３
のパルスシーケンスとして２方向の一次元投影像を得る
ためのパルスシーケンスを採用しているが、これに代え
て、二次元フーリエ変換に基づく超高速パルスシーケン
スを用いても、これら実施例と同様の効果を得ることが
できる。図１０に超高速パルスシーケンスとしてＥＰＩ
（Echo Planar Imaging）法を用いた例を示したもので
あり、複数回の連続したＲＦ励起或いはプリサチュレー
ションパルス印加に次いで励起パルス109をＺ軸方向の
傾斜磁場123とともに印加し、Ｙ軸方向の傾斜磁場144を
連続して印加しながらＸ方向に極性の反転する傾斜磁場
162、163を印加して、負の傾斜磁場162の積分値と正の
傾斜磁場163の積分値とが一致したところでエコー信号1
84を計測するものである。このような超高速パルスシー
ケンスでは１回の励起で二次元データを持つエコー信号
のデータセットを得ることができる。１回の励起で計測
するエコー信号の数に特に限定はないが、通常１２８或
いは２５６のデータセットを得る。

【００４１】超高速パルスシーケンスとしては図１０に
示すものに限定されず、Ｋ（フーリエ）空間を高速でス
キャンできる方法であればよい。例えば、連続して印加
される傾斜磁場144は、短いブリップ状の傾斜磁場でも
よく、また傾斜磁場162、163の形状は矩形でなく正弦波
であってもよい。さらにＫ空間を螺旋状にスキャンする
スパイラルスキャン法でもよい。

【００４２】このような超高速パルスシーケンスでは、
位相エンコード数分のエコー信号184の組（データセッ
ト）が得られる。このデータはＺ軸に直交する面の情報
を含むデータであり、これを二次元フーリエ変換した
後、ＸＹ面内の最大値を与える点の座標を有する点デー
タ54'、53'を二次元投影像51、52上に作成する。この点
データ54'、53'を血管の二次元投影像52、51上に重畳し
て表示する方法は上述した一次元フーリエ変換に基づく
パルスシーケンス（図７〜図９）を起動した場合の実施
例と同様であり、信号強度の反転処理を行ない、点デー
タ54'、53'にＺ軸方向の補正を加えた上で、加算等によ
り重畳表示する。この場合にも、カテーテル先端の位置
を表示するのみならず、メモリ上で各時刻のマップを加
算し、加算されたものを表示することによりカテーテル
の侵入経路を可視化することも可能である。

【００４３】次に本発明の第２の実施例について図１１
を参照して説明する。図１に示す実施例では第１のパル
スシーケンスにより得られた三次元血管データをもとに
予め作成した直交二方向の投影血管像上にカテーテル先
端位置を表す一次元投影像又は点データを重畳して表示
したが、本実施例では図１２に示すように互いに直交す
る二次元断層像55、56上に表示する。

【００４４】この場合、三次元血管データを得るための
第１のパルスシーケンス701、Ｚ軸方向のカテーテル先
端位置を求めるための第２のパルスシーケンス702、Δ
Ｚのスライス面におけるカテーテル先端位置のＸ軸方向
及びＹ軸方向の各一次元投影像を得るための第３のパル
スシーケンス703は、第１の実施例と同様であるが、こ
こでは第３のパルスシーケンスを用いて得た二方向の一
次元投影像から最大値を示すカテーテル先端位置の二次
元座標（ｘ，ｙ）を検出する（804）。そして図１２に
示すように、事前に得た三次元血管データ５０から、カ
テーテル先端位置（ｘ，ｙ）を通り、Ｘ軸、Ｙ軸に直交
する２方向の二次元断層像55、56を作成する（805）。
尚、第３のパルスシーケンスとして、図７〜図１０のい
ずれのパルスシーケンスも採用できることは第１の実施
例と同様である。

【００４５】このように形成した二次元断層像55、56上
に、カテーテル先端位置を示すＸ軸方向及びＹ軸方向の
一次元投影像（図４（ｂ）の53,54）又は点データ53'、
54'を重畳表示する（図１１、807）。この場合にも、一
次元投影像又は点データに信号強度の反転処理、ΔＺ方
向の位置補正（806）、重み付け等の処理を行い、重畳
する。二次元断層像55、56はカテーテル先端位置の変化
に伴い変化するので、随時二次元断層像を作成し直し、
カテーテル先端を追跡表示する。

【００４６】以上説明した実施例では、カテーテル先端
に内包させる特異信号源として、超短Ｔ１物質を用いた
場合について説明したが、特異信号源の物質としては被
検体組織とカテーテル先端の信号強度差を生じることが
できればよく、水素原子核とは異なる共鳴周波数を有す
る核種を用いることも可能である。このような核種とし
ては前述したように¹³Ｃ、¹⁹Ｆ、³¹Ｐなどを用いること
ができ、例えば¹³Ｃであれば同位体濃縮を行ってカテー
テル先端に内包させる、カテーテル先端を構成する材料
に¹⁹Ｆを導入するなどしてカテーテル先端を特異信号源
とすることができる。

【００４７】これら水素原子核とは異なる共鳴周波数を
有する核種を用いた場合には、第２及び第３のパルスシ
ーケンスでは、事前パルスである複数連続ＲＦパルス10
3（図５）、105（図７、８）或いはプリサチュレーショ
ンパルス107（図９（ａ）、（ｂ））を用いる必要はな
く、ＲＦパルス104、106の搬送周波数を、水素原子核の
共鳴周波数（42.57MH_Z/T）から用いる核種の共鳴周波
数、例えば¹³Ｃであれば10.71MH_Z/T、¹⁹Ｆであれば40.0
5MH_Z/Tに変えればよい。これにより被検体組織内の水素
原子核を励起することなく、カテーテル先端内物質のみ
を励起することができ、第２のパルスシーケンスにおい
て図６に示したのと同様にカテーテル先端のみを相対的
高信号として捉えることができ、また第３のパルスシー
ケンスにおいてカテーテル先端の一次元投影像を得るこ
とができる。

【００４８】尚、以上説明した全ての実施例において、
Ｘ、Ｙ、Ｚ軸は装置座標系に固定された座標と同一のも
のではなく、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸は互いに直交していれば
三次元の何れの方向に設定されても構わない。

【００４９】

【発明の効果】本発明は以上説明したように、被検体の
組織の三次元データを得るパルスシーケンスと、被検体
内の特異信号源のみを描出するパルスシーケンスとを組
合せることにより、そのような特異信号源を内包させた
カテーテル等の術具を被検体内に挿入してＩＶＲ等の手
技を施す際に、術具の位置を立体的に把握することがで
き、特にカテーテルの場合には被検体血管内のカテーテ
ル先端の位置変化を追跡し、ほぼリアルタイムで直交す
る二方向の二次元血管像上に先端位置を重畳表示するこ
とができる。これによりカテーテルの三次元的位置の把
握を容易にし、円滑なカテーテル挿入を支援することが
できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＭＲＩ装置におけるシーケンサの工程
の一実施例を説明する図。

【図２】本発明が適用されるＭＲＩの全体構成を示すブ
ロック図。

【図３】本発明のＭＲＩ装置で起動する第１のパルスシ
ーケンスの一実施例を示す図。

【図４】本発明のＭＲＩ装置の動作を説明する図で、
（ａ）は第１のパルスシーケンスを起動することにより
得られる三次元血管データ及び二次元投影像を示す図、
（ｂ）は第３のパルスシーケンスを起動することにより
得られる二方向の一次元投影像を示す図、（ｃ）は
（ａ）の二次元投影図と（ｂ）の一次元投影図とを重畳
した像を示す図。

【図５】本発明のＭＲＩ装置で起動する第２のパルスシ
ーケンスの一実施例を示す図。

【図６】本発明のＭＲＩ装置における、カテーテル先端
のスライス方向位置を求める手順を示す説明図。

【図７】本発明のＭＲＩ装置で起動する第３のパルスシ
ーケンスの一実施例を示す図。

【図８】本発明のＭＲＩ装置で起動する第３のパルスシ
ーケンスの別の実施例を示す図。

【図９】本発明のＭＲＩ装置で起動する第３のパルスシ
ーケンスの更に別の実施例を示す図で、（ａ）は図７の
変更例を、（ｂ）は図８の変更例を示す図。

【図１０】本発明のＭＲＩ装置で起動する第３のパルス
シーケンスの更に別の実施例を示す図。

【図１１】本発明のＭＲＩ装置におけるシーケンサの工
程の他の実施例を説明する図。

【図１２】図１１の実施例によるカテーテル先端位置の
表示を説明する図。

【符号の説明】

１…被検体２…磁場発生装置３…磁場勾配発生系４…送信系５…受信系、６…信号処理系７…シーケンサ９…傾斜磁場コイル１４ａ…送信側の高周波コイル１４ｂ…受信側の高周波コイル３１…カテーテル

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の置かれる空間に静磁場を与える静
磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場
発生手段と、前記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを照射する
送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検
出する受信系と、前記傾斜磁場及び高周波パルスを所定
のパルスシーケンスで繰り返し印加するように前記傾斜
磁場発生手段、前記送信系及び前記受信系を制御するシ
ーケンサと、前記受信系で検出したエコー信号を用いて
画像再構成演算を行なう信号処理系と、得られた画像を
表示する手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置にお
いて、前記シーケンサは、三次元データを得るため第１のパル
スシーケンスと、直交する３軸のうち第１軸の方向につ
いて所定の特異信号源の位置を求めるために、全領域を
励起する高周波パルスを印加後、前記第１軸の方向の傾
斜磁場を印加してエコー信号を得る第２のパルスシーケ
ンスと、前記第１軸に直交し前記特異信号源の位置を含
むスライス面を励起する高周波パルスを印加し、前記第
１軸に直交する第２軸及び第３軸の各方向にエンコード
された少なくとも２つのエコー信号を計測する第３のパ
ルスシーケンスとを備え、前記信号処理系は、前記第１のパルスシーケンスから計
測された三次元データから前記第２軸及び第３軸の方向
についての二次元画像を再構成するとともに、前記第３
のパルスシーケンスで得られた前記特異信号源の第２軸
及び第３軸の方向の位置情報に前記第２のパルスシーケ
ンスで得られた第１軸方向の位置情報を与えた点データ
を作成し、この点データを前記表示手段により前記二次
元画像に重ねて表示し、前記特異信号源位置を実時間で
前記二次元画像上にマッピングすることを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置。
【請求項２】被検体の置かれる空間に静磁場を与える静
磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場
発生手段と、前記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを照射する
送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検
出する受信系と、前記傾斜磁場及び高周波パルスを所定
のパルスシーケンスで繰り返し印加するように前記傾斜
磁場発生手段、前記送信系及び前記受信系を制御するシ
ーケンサと、前記受信系で検出したエコー信号を用いて
画像再構成演算を行なう信号処理系と、得られた画像を
表示する手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置にお
いて、前記シーケンサは、（ａ）前記被検体内の血流を描出する二次元または三次
元フーリエ変換に基づく第１のパルスシーケンスを動作
させ、前記受信系で検出したエコー信号から前記信号処
理系において三次元血流データを作成する工程と、
（ｂ）該三次元データから直交座標系の第１の軸方向に
直交する第２及び第３の軸方向に投影した二次元血流投
影像Ａ、Ｂの組を作成する工程と、（ｃ）全領域のスピ
ンの励起後、前記第１軸の方向に周波数エンコードを行
う第２のパルスシーケンスを動作させ、被検体血管内に
挿入した特異信号源を内包するカテーテル先端のエコー
信号を検出する工程と、（ｄ）前記エコー信号を一次元
フーリエ変換することにより、前記第１軸の方向に沿っ
た前記カテーテル先端の位置を識別する工程と、（ｅ）
前記第１軸の方向にスライス選択傾斜磁場を印加すると
同時に前記カテーテルの先端位置に相当する搬送周波数
で高周波パルスを照射して前記カテーテル先端を含む第
１軸に直交したスライス面を励起し、一次元又は二次元
フーリエ変換に基づく第３のパルスシーケンスを動作さ
せ、少なくとも２つのエコー信号を検出する工程と、
（ｆ）前記エコー信号を一次元又は二次元フーリエ変換
することにより、前記カテーテル先端位置の前記第２軸
及び第３軸の方向に沿った座標を点データとして検出す
る工程と、（ｇ）前記第２軸及び第３軸についての点デ
ータに前記第２のパルスシーケンスで得られた第１軸方
向の位置情報を与えて、それぞれ前記二次元血流投影像
Ａ、Ｂに重畳して表示する工程と、（ｈ）工程（ｃ）〜
（ｇ）を繰り返し、前記点データの位置を刻々と更新す
る工程とを備え、前記カテーテル先端位置を実時間で前記血流投影像上に
マッピングすることを特徴とする磁気共鳴イメージング
装置。
【請求項３】前記特異信号源は、縦緩和時間Ｔ１が被検
体内スピンに比べ短い物質であり、前記第２及び第３の
パルスシーケンスは、磁化の状態を決定する事前励起パ
ルスに続いて、領域非選択の高周波パルスによる励起を
含むことを特徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イ
メージング装置。
【請求項４】前記特異信号源は、水素原子核と異なる共
鳴周波数を有する核種を含む物質であり、前記第２及び
第３のパルスシーケンスは、前記核種を選択的に励起す
る高周波パルスを含むことを特徴とする請求項１又は２
記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】前記第３のパルスシーケンスは、前記第１軸の方向にスライス選択傾斜磁場を印加すると
同時に前記カテーテルの先端位置に相当する搬送周波数
で高周波パルスを照射して前記カテーテル先端を含む第
１軸に直交したスライス面を励起し、前記第３軸及び第
２軸方向のそれぞれに周波数エンコードした２系列のエ
コー信号を計測するシーケンスであって、前記第３のパ
ルスシーケンスによって検出された２系列のエコー信号
をそれぞれ一次元フーリエ変換することにより、第３軸
方向の位置情報が付加され第２軸方向に投影した一次元
投影像Ａ’と、第２軸方向の位置情報が付加され第３軸
方向に投影した一次元投影像Ｂ’とを得る工程を含むこ
とを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメージング装
置。
【請求項６】前記第３のパルスシーケンスは、前記第１軸の方向にスライス選択傾斜磁場を印加すると
同時に前記カテーテルの先端位置に相当する搬送周波数
で高周波パルスを照射して前記カテーテル先端を含み第
１軸に直交したスライス面を励起し、前記第２軸、第３
軸方向の何れかに位相エンコード、他方に周波数エンコ
ードする二次元フーリエ変換に基づくシーケンスであっ
て、前記第３のパルスシーケンスによって収集されたエ
コー信号のデータセットを二次元フーリエ変換すること
により、前記カテーテル先端を含むスライス面を二次元
画像化し、高信号のカテーテル先端位置の第３軸、第２
軸に沿った座標の点データを取得する工程を含むことを
特徴とする請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】前記カテーテル先端の二方向の血流投影像
Ａ、Ｂ上へのマッピングを繰り返し行ない、メモリ上で
加算し、表示することにより、カテーテルの現在位置及
び侵入経路を記録する処理を付加したことを特徴とする
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、前記被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段
と、前記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核
磁気共鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルス
シーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、このシー
ケンサからの高周波パルスにより被検体の生体組織の原
子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射
する送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号
を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号
を用いて画像再構成演算を行なう信号処理系と、得られ
た画像を表示する手段とを備え、核磁気共鳴により放出
されるエコー信号の計測を繰り返し行って断層像を得る
核磁気共鳴イメージング装置において、前記シーケンサは、（ａ）前記被検体内の血流を描出する二次元または三次
元フーリエ変換に基づく第１のパルスシーケンスを動作
させ、前記受信系で検出したエコー信号から前記信号処
理系において三次元血流データを作成する工程と、
（ｂ）全領域のスピンの励起後、直交座標系の第１軸の
方向に周波数エンコードを行う第２のパルスシーケンス
を動作させ、被検体血管内に挿入した特異信号源を内包
するカテーテル先端のエコー信号を検出する工程と、
（ｃ）前記エコー信号を一次元フーリエ変換することに
より、第１軸方向に沿った前記カテーテル先端の位置を
識別する工程と、（ｄ）前記第１軸の方向にスライス選
択傾斜磁場を印加すると同時に前記カテーテルの先端位
置に相当する搬送周波数で高周波パルスを照射して前記
カテーテル先端を含み第１軸に直交したスライス面を励
起し、一次元又は二次元フーリエ変換に基づく第３のパ
ルスシーケンスによって少なくとも２つのエコー信号を
検出する工程と、（ｅ）前記エコー信号を一次元又は二
次元フーリエ変換することにより、前記第１軸と直交す
る第２軸及び第３軸の方向に沿った前記カテーテル先端
位置の座標を点データとして検出する工程と、（ｆ）前
記三次元血流データから演算により、前記カテーテル先
端座標を通り、前記第２軸に直交する二次元断層像Ａ及
び前記第３軸に直交する二次元断層像Ｂを作成し、前記
工程（ｅ）で検出されたカテーテル先端を示す点データ
に第１軸の方向の位置情報を与えた上で、各二次元断層
像Ａ、Ｂに重畳して表示する工程と、（ｇ）工程（ｂ）
〜（ｆ）を繰り返し、前記二次元断層像Ａ、Ｂ及び点デ
ータの位置を刻々と更新する工程とを備え、前記カテー
テル先端位置を、該先端を含む二方向の血流断層像に所
定の時間間隔でマッピングすることを特徴とする磁気共
鳴イメージング装置。
【請求項９】前記第３のパルスシーケンスは、前記第１軸の方向にスライス選択傾斜磁場を印加すると
同時に前記カテーテルの先端位置に相当する搬送周波数
で高周波パルスを照射して前記カテーテル先端を含む第
１軸に直交したスライス面を励起し、前記第３軸及び第
２軸方向のそれぞれに周波数エンコードした２系列のエ
コー信号を計測するシーケンスであって、前記第３のパ
ルスシーケンスによって検出された２系列のエコー信号
をそれぞれ一次元フーリエ変換することにより、第３軸
方向の位置情報が付加され第２軸方向に投影した一次元
投影像Ａ’と、第２軸方向の位置情報が付加され第３軸
方向に投影した一次元投影像Ｂ’とを得る工程を含むこ
とを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装
置。
【請求項１０】前記第３のパルスシーケンスは、前記第１軸の方向にスライス選択傾斜磁場を印加すると
同時に前記カテーテルの先端位置に相当する搬送周波数
で高周波パルスを照射して前記カテーテル先端を含み第
１軸に直交したスライス面を励起し、前記第２軸、第３
軸方向の何れかに位相エンコード、他方に周波数エンコ
ードする二次元フーリエ変換に基づくシーケンスであっ
て、前記第３のパルスシーケンスによって収集されたエ
コー信号のデータセットを２次元フーリエ変換すること
により、前記カテーテル先端を含むスライス面を二次元
画像化し、高信号のカテーテル先端位置の第３軸、第２
軸に沿った座標の点データを取得する工程を含むことを
特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。