JPH11244260A - 検査領域に配置されたマイクロコイルを用いたｍｒ方法及び装置 - Google Patents
検査領域に配置されたマイクロコイルを用いたｍｒ方法及び装置Info
- Publication number
- JPH11244260A JPH11244260A JP11001316A JP131699A JPH11244260A JP H11244260 A JPH11244260 A JP H11244260A JP 11001316 A JP11001316 A JP 11001316A JP 131699 A JP131699 A JP 131699A JP H11244260 A JPH11244260 A JP H11244260A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- microcoil
- image
- coil
- pulse
- magnetic field
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/285—Invasive instruments, e.g. catheters or biopsy needles, specially adapted for tracking, guiding or visualization by NMR
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34084—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR implantable coils or coils being geometrically adaptable to the sample, e.g. flexible coils or coils comprising mutually movable parts
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＭＲコイルにより受信されるＭＲ信号が少な
くとも一つのＭＲ画像を形成するよう用いられ、ＭＲ周
波数に同調された少なくとも一つのマイクロコイルが検
査される対象に導入されるＭＲ方法で、接続導線の近傍
の過熱が回避される方法を提供する。 【解決手段】 検査される対象内のすぐ近傍に外部ＲＦ
磁界の増加を引き起こす接続導線のないマイクロコイル
を用いるＭＲ方法。この増加はコイルを位置決めし、す
ぐに近傍を画像化し、又はすぐに近傍を通過する液体の
流れの伝搬を追跡するために用いられ得る。
くとも一つのＭＲ画像を形成するよう用いられ、ＭＲ周
波数に同調された少なくとも一つのマイクロコイルが検
査される対象に導入されるＭＲ方法で、接続導線の近傍
の過熱が回避される方法を提供する。 【解決手段】 検査される対象内のすぐ近傍に外部ＲＦ
磁界の増加を引き起こす接続導線のないマイクロコイル
を用いるＭＲ方法。この増加はコイルを位置決めし、す
ぐに近傍を画像化し、又はすぐに近傍を通過する液体の
流れの伝搬を追跡するために用いられ得る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は検査領域に存在する
検査される対象の核磁化を少なくとも一つの磁気ＲＦパ
ルスにより励起し、それに続きＭＲコイルにより受信さ
れるＭＲ信号が少なくとも一つのＭＲ画像を形成するよ
う用いられ、ＭＲ周波数に同調された少なくとも一つの
マイクロコイルが検査される対象に導入されるＭＲ方法
に関する。本発明はまたこの方法を実施するＭＲ装置に
関する。
検査される対象の核磁化を少なくとも一つの磁気ＲＦパ
ルスにより励起し、それに続きＭＲコイルにより受信さ
れるＭＲ信号が少なくとも一つのＭＲ画像を形成するよ
う用いられ、ＭＲ周波数に同調された少なくとも一つの
マイクロコイルが検査される対象に導入されるＭＲ方法
に関する。本発明はまたこの方法を実施するＭＲ装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の方法及び装置はＤＥ−ＯＳ１９
５４３７８５から知られている。ここではマイクロコイ
ルは受信機に接続されている。マイクロコイルの位置は
ＲＦパルスにより励起された後にそれにより受信された
ＭＲ信号から決定され、例えばこの位置は他のＭＲコイ
ルにより形成された画像に重畳されうる。しかしながら
この方法は高周波パルスがＭＲ受信機に検査される対象
に存在するマイクロコイルを接続する接続導線に電圧を
誘起する危険を含み、この電圧は接続導線の近傍の該対
象の火傷を引き起こす。この危険はこれらの方法に対し
て慣用のようにＲＦパルス中のマイクロコイルを同調か
ら外す又は不作動にすることにより除去されない。
５４３７８５から知られている。ここではマイクロコイ
ルは受信機に接続されている。マイクロコイルの位置は
ＲＦパルスにより励起された後にそれにより受信された
ＭＲ信号から決定され、例えばこの位置は他のＭＲコイ
ルにより形成された画像に重畳されうる。しかしながら
この方法は高周波パルスがＭＲ受信機に検査される対象
に存在するマイクロコイルを接続する接続導線に電圧を
誘起する危険を含み、この電圧は接続導線の近傍の該対
象の火傷を引き起こす。この危険はこれらの方法に対し
て慣用のようにＲＦパルス中のマイクロコイルを同調か
ら外す又は不作動にすることにより除去されない。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は上記の
過熱が回避される上記の種類の方法を提供することにあ
る。更に本発明の方法は更に多種類の応用に適切であ
る。
過熱が回避される上記の種類の方法を提供することにあ
る。更に本発明の方法は更に多種類の応用に適切であ
る。
【０００４】
【課題を解決するための手段】上記目的はマイクロコイ
ルは接続導線なしに用いられ、ＭＲ信号はＲＦパルスに
より検査される対象に生ずる磁界のマイクロコイルによ
り誘起された局部変動がＭＲ画像で可視化されるように
処理される本発明により達成される。本発明はＲＦパル
スに関連した磁界はマイクロコイルのすぐ近傍（マイク
ロコイルにより囲まれた領域及びコイルの磁界が本質的
に集中されるマイクロコイルの外側の領域）で増加する
という事実を用いる。故にマイクロコイルの領域で核磁
化は検査領域の残りと比べて異なる程度に影響され、こ
の現象はＭＲ画像で可視的にされうる。上記の装置と対
照的に接続導線がない故にマイクロコイルに誘起された
ＭＲ信号はＭＲ受信機に導かれない。知られている装置
のマイクロコイルは受信フェイズのみで作動されるのに
対して、本発明によるマイクロコイルは送信フェイズで
のみ作動される。
ルは接続導線なしに用いられ、ＭＲ信号はＲＦパルスに
より検査される対象に生ずる磁界のマイクロコイルによ
り誘起された局部変動がＭＲ画像で可視化されるように
処理される本発明により達成される。本発明はＲＦパル
スに関連した磁界はマイクロコイルのすぐ近傍（マイク
ロコイルにより囲まれた領域及びコイルの磁界が本質的
に集中されるマイクロコイルの外側の領域）で増加する
という事実を用いる。故にマイクロコイルの領域で核磁
化は検査領域の残りと比べて異なる程度に影響され、こ
の現象はＭＲ画像で可視的にされうる。上記の装置と対
照的に接続導線がない故にマイクロコイルに誘起された
ＭＲ信号はＭＲ受信機に導かれない。知られている装置
のマイクロコイルは受信フェイズのみで作動されるのに
対して、本発明によるマイクロコイルは送信フェイズで
のみ作動される。
【０００５】Ｍ．Ｂｕｒｌ等によるＳＭＲ ９５の論文
でマイクロコイルとコイルの内側に配置され、Ｇｄ−Ｄ
ＴＰＡでドープされた水を含むサンプル保持器からなる
「基準マーカー」が開示されている。このドーピングに
より非常に短いＴ1 緩和時間が生ずる。これらのマーカ
ーは例えばフレームのない定位技術用の基準点として用
いられる。
でマイクロコイルとコイルの内側に配置され、Ｇｄ−Ｄ
ＴＰＡでドープされた水を含むサンプル保持器からなる
「基準マーカー」が開示されている。このドーピングに
より非常に短いＴ1 緩和時間が生ずる。これらのマーカ
ーは例えばフレームのない定位技術用の基準点として用
いられる。
【０００６】これと対照的に本発明によるマイクロコイ
ルは検査される対象内でのみ、即ちサンプル保持器なし
で用いられ、それは検査される対象の物質又は構造と専
ら相互作用する。請求項２はマイクロコイルのすぐ近傍
では磁界の振幅の変動のみならず、その位相も変動す
る。非常に小さなＱの場合には磁界の増加がＭＲ画像に
ほとんど現れず、位相画像で可視的となる位相変動のみ
が実質的に生ずる。
ルは検査される対象内でのみ、即ちサンプル保持器なし
で用いられ、それは検査される対象の物質又は構造と専
ら相互作用する。請求項２はマイクロコイルのすぐ近傍
では磁界の振幅の変動のみならず、その位相も変動す
る。非常に小さなＱの場合には磁界の増加がＭＲ画像に
ほとんど現れず、位相画像で可視的となる位相変動のみ
が実質的に生ずる。
【０００７】請求項３に開示される更なるバージョンは
マイクロコイルの改善された識別が可能となる。単一の
マイクロコイルは特にそれが非常に小さい場合にはＭＲ
画像でほとんど気がつかない磁界の局部的な増加を生ず
る。しかしながら異なる巻き線の向きのような異なる向
きのコイルセグメントでは磁界の位相位置及び可能な振
幅の逸脱はＭＲ画像で特徴的なパターンとして容易に観
察可能である。
マイクロコイルの改善された識別が可能となる。単一の
マイクロコイルは特にそれが非常に小さい場合にはＭＲ
画像でほとんど気がつかない磁界の局部的な増加を生ず
る。しかしながら異なる巻き線の向きのような異なる向
きのコイルセグメントでは磁界の位相位置及び可能な振
幅の逸脱はＭＲ画像で特徴的なパターンとして容易に観
察可能である。
【０００８】請求項４は例えばカテーテルのような医療
機器である本発明による方法の第一の可能な応用を記載
する。請求項５は例えば血管内の血流の可視化のような
流速の可視化に対する応用であるこれまで知られていな
かったマイクロコイルの応用を開示する。例えばマイク
ロコイルが血管内に導入されたときに励起ＲＦパルスの
印加の時点でマイクロコイル内に存在する核磁化が励起
される。しかしながらこの血液体積（ボリューム）は血
流と共に動き、故にそのＭＲ画像内の位置はＲＦパルス
とＭＲ画像を得るためのＭＲ信号の受信との間の時間間
隔に依存する。故に請求項５に記載された実施例は血液
体積の伝搬の検査を可能とする。
機器である本発明による方法の第一の可能な応用を記載
する。請求項５は例えば血管内の血流の可視化のような
流速の可視化に対する応用であるこれまで知られていな
かったマイクロコイルの応用を開示する。例えばマイク
ロコイルが血管内に導入されたときに励起ＲＦパルスの
印加の時点でマイクロコイル内に存在する核磁化が励起
される。しかしながらこの血液体積（ボリューム）は血
流と共に動き、故にそのＭＲ画像内の位置はＲＦパルス
とＭＲ画像を得るためのＭＲ信号の受信との間の時間間
隔に依存する。故に請求項５に記載された実施例は血液
体積の伝搬の検査を可能とする。
【０００９】投影方向が好ましくは流れの方向に垂直に
延在する請求項６に記載される更なるバージョンは非常
に早い検査方法を表す。請求項７は磁界が本質的にはマ
イクロコイル内でのみ増加されるという事実を再び用い
る。ＲＦパルスの振幅が適切に選択されたときにＭＲ画
像がこの小さな領域に限定されるようにマイクロコイル
内の領域のみがＭＲ画像用に充分励起されるよう適切に
選択され、これは短い測定時間とフルオロスコピー応用
を可能にする。
延在する請求項６に記載される更なるバージョンは非常
に早い検査方法を表す。請求項７は磁界が本質的にはマ
イクロコイル内でのみ増加されるという事実を再び用い
る。ＲＦパルスの振幅が適切に選択されたときにＭＲ画
像がこの小さな領域に限定されるようにマイクロコイル
内の領域のみがＭＲ画像用に充分励起されるよう適切に
選択され、これは短い測定時間とフルオロスコピー応用
を可能にする。
【００１０】請求項８のバージョンは必要な温度測定が
またＭＲ方法による知られた方法でなされるという利点
を有するマイクロコイルをハイパーサーミア用に用いる
ことを可能にする。請求項９はＭＲ方法を実施するため
のＭＲ装置を開示する。
またＭＲ方法による知られた方法でなされるという利点
を有するマイクロコイルをハイパーサーミア用に用いる
ことを可能にする。請求項９はＭＲ方法を実施するため
のＭＲ装置を開示する。
【００１１】
【発明の実施の形態】本発明は以下に図面を参照して詳
細に説明される。図１に示されるようなＭＲ装置は数十
Ｔから数Ｔの範囲の強度を有する均一で定常な磁界を発
生する４つのコイル１を含む。ｚ軸に同軸に配置される
コイルは球面２上に配置される。例えば患者１０である
検査される対象は該コイル内に配置されたテーブルトッ
プ４上に配置される。その先端にマイクロコイル６を設
けられたカテーテル６０は患者に導入される。
細に説明される。図１に示されるようなＭＲ装置は数十
Ｔから数Ｔの範囲の強度を有する均一で定常な磁界を発
生する４つのコイル１を含む。ｚ軸に同軸に配置される
コイルは球面２上に配置される。例えば患者１０である
検査される対象は該コイル内に配置されたテーブルトッ
プ４上に配置される。その先端にマイクロコイル６を設
けられたカテーテル６０は患者に導入される。
【００１２】４つのコイル３はｚ方向に延在し、この方
向に線形に変化する磁界を発生するよう球面２又は円筒
面上に配置される。４つのコイル７がまた配置され、こ
れはｚ方向にまた延在するが、その傾斜はｘ方向（垂
直）に延在する磁界傾斜（即ちその強度が一方向に線形
に変化する磁界）を発生する。ｚ方向に延在するが、そ
の傾斜はｙ方向（図１の図面に垂直）に延在する磁界傾
斜はコイル７と同一であるがそれに関して空間的に９０
゜オフセットされるように配置された４つのコイル５に
より発生される。球の中心での磁界強度はコイルシステ
ム１の定常で均一な磁界により専ら決定される。
向に線形に変化する磁界を発生するよう球面２又は円筒
面上に配置される。４つのコイル７がまた配置され、こ
れはｚ方向にまた延在するが、その傾斜はｘ方向（垂
直）に延在する磁界傾斜（即ちその強度が一方向に線形
に変化する磁界）を発生する。ｚ方向に延在するが、そ
の傾斜はｙ方向（図１の図面に垂直）に延在する磁界傾
斜はコイル７と同一であるがそれに関して空間的に９０
゜オフセットされるように配置された４つのコイル５に
より発生される。球の中心での磁界強度はコイルシステ
ム１の定常で均一な磁界により専ら決定される。
【００１３】図２を参照するに傾斜コイル３、５、７に
より発生された磁界傾斜の時間変化が制御ユニット１７
により制御される傾斜波形発生器２０により決定され
る。発生器２０により付与された波形は傾斜コイル３、
５、７用に電流を供給する傾斜増幅器２１、２２、２３
の少なくとも一つに印加される。傾斜増幅器２１、２
２、２３の利得係数は制御ユニット１７により相互に独
立に調整されうる。
より発生された磁界傾斜の時間変化が制御ユニット１７
により制御される傾斜波形発生器２０により決定され
る。発生器２０により付与された波形は傾斜コイル３、
５、７用に電流を供給する傾斜増幅器２１、２２、２３
の少なくとも一つに印加される。傾斜増幅器２１、２
２、２３の利得係数は制御ユニット１７により相互に独
立に調整されうる。
【００１４】均一で定常な磁界の方向に垂直（即ちｚ方
向に垂直）に延在する空間的に実質的に均一なＲＦ磁界
をパルス状に発生するＲＦ送信コイル１１が設けられ
る。コイル１１により発生されたＲＦパルスの中心周波
数と包絡線は制御ユニットにより制御される発生器１８
（図２）により付与される。制御ユニット１７はまた増
幅器１９の利得をまた制御し、それを介して発生器１８
により供給されたＲＦ信号はＲＦ送信コイル１１に印加
される。
向に垂直）に延在する空間的に実質的に均一なＲＦ磁界
をパルス状に発生するＲＦ送信コイル１１が設けられ
る。コイル１１により発生されたＲＦパルスの中心周波
数と包絡線は制御ユニットにより制御される発生器１８
（図２）により付与される。制御ユニット１７はまた増
幅器１９の利得をまた制御し、それを介して発生器１８
により供給されたＲＦ信号はＲＦ送信コイル１１に印加
される。
【００１５】ＲＦ送信コイル１１はまた検査領域で発生
される共鳴信号の受信用にも供される。しかしながら好
ましくは符号１２で示される別のＲＦ受信コイルがこの
目的に対して用いられる。該ＲＦ受信コイルにより受信
されるＭＲ信号は２つの信号が複素ＭＲ信号の実部と虚
部であると考えられるように発振器１３０の２つの９０
゜オフセットされた搬送波を混合することにより直交位
相復調器１３で復調される。これらの信号はアナログ／
デジタル変換器１４に印加され、これはＭＲデータをそ
れから形成する。ＭＲデータを用いて画像処理ユニット
１６は検査領域での核磁化を表すＭＲ画像を再構成す
る。ＭＲ画像はモニタ１５に表示される。
される共鳴信号の受信用にも供される。しかしながら好
ましくは符号１２で示される別のＲＦ受信コイルがこの
目的に対して用いられる。該ＲＦ受信コイルにより受信
されるＭＲ信号は２つの信号が複素ＭＲ信号の実部と虚
部であると考えられるように発振器１３０の２つの９０
゜オフセットされた搬送波を混合することにより直交位
相復調器１３で復調される。これらの信号はアナログ／
デジタル変換器１４に印加され、これはＭＲデータをそ
れから形成する。ＭＲデータを用いて画像処理ユニット
１６は検査領域での核磁化を表すＭＲ画像を再構成す
る。ＭＲ画像はモニタ１５に表示される。
【００１６】図３は図１のマイクロコイル６の等価回路
を示す。マイクロコイル６はインダクタンスＬを含み、
その形状と外見は問題の応用に依存するが、ＲＦ送信コ
イル１１と比較して小さく、ＲＦ受信コイル１２と比較
しても一般的に小さい。インダクタンスＬはコンデンサ
ＣによりＭＲ周波数、即ちＲＦ送信機により発生される
ＲＦパルスの中心周波数に同調される。抵抗Ｒはマイク
ロコイルで生ずる損失を表す。この損失が小さいほどコ
イルのクオリティファクターＱは高い。
を示す。マイクロコイル６はインダクタンスＬを含み、
その形状と外見は問題の応用に依存するが、ＲＦ送信コ
イル１１と比較して小さく、ＲＦ受信コイル１２と比較
しても一般的に小さい。インダクタンスＬはコンデンサ
ＣによりＭＲ周波数、即ちＲＦ送信機により発生される
ＲＦパルスの中心周波数に同調される。抵抗Ｒはマイク
ロコイルで生ずる損失を表す。この損失が小さいほどコ
イルのクオリティファクターＱは高い。
【００１７】検査ゾーンではＲＦコイル１１は磁束密度
Ｂ1 を有する空間的に均一な磁界（少なくともマイクロ
コイルの領域で）を生ずる。斯くして要素Ｌ，Ｃ，Ｒに
より形成された共鳴回路で、それ自体が付加的にコイル
を横切る磁界を生ずる電流がＲＦコイルの外部磁界に重
畳される。コイルの内側でコイルを横切る全体の磁界は
以下を満たす磁束密度Ｂg の空間的な平均値を有する：
Ｂ1 を有する空間的に均一な磁界（少なくともマイクロ
コイルの領域で）を生ずる。斯くして要素Ｌ，Ｃ，Ｒに
より形成された共鳴回路で、それ自体が付加的にコイル
を横切る磁界を生ずる電流がＲＦコイルの外部磁界に重
畳される。コイルの内側でコイルを横切る全体の磁界は
以下を満たす磁束密度Ｂg の空間的な平均値を有する：
【００１８】
【数１】
【００１９】磁束密度Ｂ1 を有するＲＦパルスにより発
生されるマイクロコイルのすぐ近傍での磁束密度（又は
マイクロコイルを通る磁束）が大きいほどクオリティフ
ァクターＱはより高い。Ｑの高い値に対してＢg はＢ1
よりファクターＱ倍大きい。これはコイル１１からある
距離で核磁化をほとんど励起しないＲＦパルスがコイル
内部の核磁化を強く励起し、それをその静止状態から例
えば９０゜回転することが可能であることを意味する。
斯くしてＭＲ画像内のマイクロコイルのすぐ近傍の画像
は外部領域の画像から明らかに外れている。
生されるマイクロコイルのすぐ近傍での磁束密度（又は
マイクロコイルを通る磁束）が大きいほどクオリティフ
ァクターＱはより高い。Ｑの高い値に対してＢg はＢ1
よりファクターＱ倍大きい。これはコイル１１からある
距離で核磁化をほとんど励起しないＲＦパルスがコイル
内部の核磁化を強く励起し、それをその静止状態から例
えば９０゜回転することが可能であることを意味する。
斯くしてＭＲ画像内のマイクロコイルのすぐ近傍の画像
は外部領域の画像から明らかに外れている。
【００２０】式（１）はまた位相シフトφがマイクロコ
イルの（空間的に平均された）磁束密度Ｂg とＲＦ送信
コイル１１により生じた磁束密度Ｂ1 との間に存在する
ことを示し、この位相シフトは概略以下の式を満たす： φ ≒ −ａｒｃｔａｎＱ 斯くして位相シフトφは高いＱ値に対してほぼ９０゜と
なる。
イルの（空間的に平均された）磁束密度Ｂg とＲＦ送信
コイル１１により生じた磁束密度Ｂ1 との間に存在する
ことを示し、この位相シフトは概略以下の式を満たす： φ ≒ −ａｒｃｔａｎＱ 斯くして位相シフトφは高いＱ値に対してほぼ９０゜と
なる。
【００２１】マイクロコイルの付近の磁束密度Ｂ1 の位
相変化φは核磁化の空間的位相を表す位相画像により再
構成されうる。非常に強い位相変化がマイクロコイルの
領域で発生する。そのような位相画像を形成するために
直交復調器１３（図２）により供給される複素信号が画
像処理ユニット１６でフーリエ変換され、斯くして複素
画像値（実部と虚部を有する）が得られる。各画素に対
して励起された核磁化の位相は実部の虚部に対する比に
基づいて決定される。
相変化φは核磁化の空間的位相を表す位相画像により再
構成されうる。非常に強い位相変化がマイクロコイルの
領域で発生する。そのような位相画像を形成するために
直交復調器１３（図２）により供給される複素信号が画
像処理ユニット１６でフーリエ変換され、斯くして複素
画像値（実部と虚部を有する）が得られる。各画素に対
して励起された核磁化の位相は実部の虚部に対する比に
基づいて決定される。
【００２２】図３に概略が示されるＲＦコイルはその内
側で式１に従う磁束密度の増加を実現する。一方でこれ
は望ましいが他方で通常のＭＲ画像化用のシーケンスが
検査領域で作動する場合に妨害する影響を有する。更に
また非常に小さなマイクロコイルの場合には増加された
磁束密度の領域は非常に小さいので非常にノイズの多い
ＭＲ画像ではほとんど気がつかない。
側で式１に従う磁束密度の増加を実現する。一方でこれ
は望ましいが他方で通常のＭＲ画像化用のシーケンスが
検査領域で作動する場合に妨害する影響を有する。更に
また非常に小さなマイクロコイルの場合には増加された
磁束密度の領域は非常に小さいので非常にノイズの多い
ＭＲ画像ではほとんど気がつかない。
【００２３】故に図４は多様な応用に対して図３のマイ
クロコイルより更に魅力的なマイクロコイルの実施例を
示す。３つの部分Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 からなるインダクタ
ンスを含み、中央部分Ｌ2 の巻の方向は外側の２つの部
分Ｌ1 ，Ｌ3 の巻の方向と逆である。この配置の故に得
られたＢ1 の増加は全て同一の巻の方向の同じ大きさの
コイルの場合に得られる増加の概略三分の一に過ぎない
が、外側の部分で概略−９０゜であり、中心部分でちょ
うど＋９０゜の位相を有する複素パターンがここで得ら
れ、この場合にはＭＲ画像で容易に識別可能である。コ
イルセグメントの副分割はまた若干のＢ1 増加が得られ
るのみならず、高い空間周波数をまた形成するように適
切に識別可能な位相が得られるように延長されうる。
クロコイルより更に魅力的なマイクロコイルの実施例を
示す。３つの部分Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 からなるインダクタ
ンスを含み、中央部分Ｌ2 の巻の方向は外側の２つの部
分Ｌ1 ，Ｌ3 の巻の方向と逆である。この配置の故に得
られたＢ1 の増加は全て同一の巻の方向の同じ大きさの
コイルの場合に得られる増加の概略三分の一に過ぎない
が、外側の部分で概略−９０゜であり、中心部分でちょ
うど＋９０゜の位相を有する複素パターンがここで得ら
れ、この場合にはＭＲ画像で容易に識別可能である。コ
イルセグメントの副分割はまた若干のＢ1 増加が得られ
るのみならず、高い空間周波数をまた形成するように適
切に識別可能な位相が得られるように延長されうる。
【００２４】図５を参照するにそのようなコイルによる
検査領域の血液又はコントラスト媒体のような液状物質
の流れの可視化が記載される。図５の第一のラインはＲ
ＦパルスＲf を示し、第二第三第四のラインはスライス
選択用Ｇｓ、位相エンコーディング用Ｇｐ、ＭＲ信号の
読み出し用Ｇｒの磁界傾斜の時間変化を示す。第五のラ
インはＭＲ信号がＥＰＩ型のこのシーケンスで収集され
た時点を示す。
検査領域の血液又はコントラスト媒体のような液状物質
の流れの可視化が記載される。図５の第一のラインはＲ
ＦパルスＲf を示し、第二第三第四のラインはスライス
選択用Ｇｓ、位相エンコーディング用Ｇｐ、ＭＲ信号の
読み出し用Ｇｒの磁界傾斜の時間変化を示す。第五のラ
インはＭＲ信号がＥＰＩ型のこのシーケンスで収集され
た時点を示す。
【００２５】まずマイクロコイル６を含むスライスがＲ
Ｆパルス及びスライス選択傾斜Ｇｓにより励起される。
結果として核磁化は励起の時点でマイクロコイルのすぐ
近傍に配置された血液又はコントラスト媒体体積で励起
される。その近傍から明らかに区別できる核磁化パター
ンはこの血液又はコントラスト媒体体積に刻印され、そ
れにより前に励起された体積の流れはこのパターンの伝
搬に基づき追跡可能である。全くの局部領域のみが測定
されなければならない故にこの領域は比較的少ない数の
サンプル点でいわゆるｋ空間で測定され得る故に図に示
され、単一の励起パルスのみを含むＥＰＩのような非常
に高速のＭＲシーケンスの使用を可能にする。
Ｆパルス及びスライス選択傾斜Ｇｓにより励起される。
結果として核磁化は励起の時点でマイクロコイルのすぐ
近傍に配置された血液又はコントラスト媒体体積で励起
される。その近傍から明らかに区別できる核磁化パター
ンはこの血液又はコントラスト媒体体積に刻印され、そ
れにより前に励起された体積の流れはこのパターンの伝
搬に基づき追跡可能である。全くの局部領域のみが測定
されなければならない故にこの領域は比較的少ない数の
サンプル点でいわゆるｋ空間で測定され得る故に図に示
され、単一の励起パルスのみを含むＥＰＩのような非常
に高速のＭＲシーケンスの使用を可能にする。
【００２６】スライス選択ＲＦパルスに続き、位相エン
コーディング傾斜が最大位相エンコーディングがｋ空間
内で到達されるような方法でスイッチオン及びオフされ
る。続いて、連続した交互の傾斜極性を有する読み出し
傾斜Ｇｒがスイッチオンされ、各極性反転は位相エンコ
ーディング傾斜Ｇｐの短い「ブリップ」を伴い、それに
よりそれに続くｋ空間内の隣接するラインがスキャンさ
れ、各度毎にそれぞれのＭＲ信号が収集される。最後の
位相反転の後に位相エンコーディング傾斜はブリップと
逆の極性で、ｋ空間内で同じ点がシーケンスの開始の前
に到達するような時間積分を有するよう作用される。
コーディング傾斜が最大位相エンコーディングがｋ空間
内で到達されるような方法でスイッチオン及びオフされ
る。続いて、連続した交互の傾斜極性を有する読み出し
傾斜Ｇｒがスイッチオンされ、各極性反転は位相エンコ
ーディング傾斜Ｇｐの短い「ブリップ」を伴い、それに
よりそれに続くｋ空間内の隣接するラインがスキャンさ
れ、各度毎にそれぞれのＭＲ信号が収集される。最後の
位相反転の後に位相エンコーディング傾斜はブリップと
逆の極性で、ｋ空間内で同じ点がシーケンスの開始の前
に到達するような時間積分を有するよう作用される。
【００２７】続いて位相エンコーディング及び読み出し
動作が所定の時間間隔で繰り返されるが、新たなＲＦパ
ルスは伴わず、それによりＲＦパルスにより励起された
体積の更なる伝搬が辿られる。斯くして構成された画像
は前に形成されたサーベイ画像又は血管画像と重畳可能
である。読み出しサイクルの最後の繰り返しとＲＦパル
スとの間の時間間隔は磁界の不均一等によるディフェー
ジングにより制限される。そのようなディフェージング
を減少するために各読み出しサイクルの後に前に励起さ
れた体積部分の核磁化をリフォーカスする１８０゜ＲＦ
パルスを発生することが可能である。
動作が所定の時間間隔で繰り返されるが、新たなＲＦパ
ルスは伴わず、それによりＲＦパルスにより励起された
体積の更なる伝搬が辿られる。斯くして構成された画像
は前に形成されたサーベイ画像又は血管画像と重畳可能
である。読み出しサイクルの最後の繰り返しとＲＦパル
スとの間の時間間隔は磁界の不均一等によるディフェー
ジングにより制限される。そのようなディフェージング
を減少するために各読み出しサイクルの後に前に励起さ
れた体積部分の核磁化をリフォーカスする１８０゜ＲＦ
パルスを発生することが可能である。
【００２８】他方で励起されたスピンのＭＲ信号が非常
に迅速にディフェーズされ、それにより完全なＭＲ画像
に基づく研究（数ラインのみを有する）が限定された測
定時間の故に不可能であることも生じうる。そのような
場合にはシーケンスは好ましくは血液又はコントラスト
媒体が伝搬する流れの方向の投影の測定に減少されう
る。励起された体積の動的な振る舞いが新たな励起をせ
ずに与えられた時間間隔でこの測定を繰り返すことによ
り検査されうる。故に図５のシーケンスで位相エンコー
ディング傾斜が連続的にスイッチオフされることだけが
必要である。
に迅速にディフェーズされ、それにより完全なＭＲ画像
に基づく研究（数ラインのみを有する）が限定された測
定時間の故に不可能であることも生じうる。そのような
場合にはシーケンスは好ましくは血液又はコントラスト
媒体が伝搬する流れの方向の投影の測定に減少されう
る。励起された体積の動的な振る舞いが新たな励起をせ
ずに与えられた時間間隔でこの測定を繰り返すことによ
り検査されうる。故に図５のシーケンスで位相エンコー
ディング傾斜が連続的にスイッチオフされることだけが
必要である。
【００２９】連続的に流れる液体（例えば血液）の伝搬
を追跡する他の可能性は複数のＭＲ画像を形成し、各Ｍ
Ｒ画像の前にそれぞれのＲＦパルスにより核磁化が励起
され、ＲＦパルスとＭＲ信号の読み出しとの間の距離が
変化されることからなる。比較可能性を確実にするため
にＲＦパルスは常に心臓周期の同じ位相で発生されなけ
ればならない。
を追跡する他の可能性は複数のＭＲ画像を形成し、各Ｍ
Ｒ画像の前にそれぞれのＲＦパルスにより核磁化が励起
され、ＲＦパルスとＭＲ信号の読み出しとの間の距離が
変化されることからなる。比較可能性を確実にするため
にＲＦパルスは常に心臓周期の同じ位相で発生されなけ
ればならない。
【００３０】マイクロコイルはまた例えば検査領域に導
入され、一以上のマイクロコイルをその先端に設けられ
る器具（例えばカテーテル）を位置決めするために用い
られ得る。複数のマイクロコイルが用いられるときにそ
の配置はマイクロコイルが全てＭＲ受信機にそれぞれ結
合導線により結合されて用いられるときより実質的によ
り簡単である。
入され、一以上のマイクロコイルをその先端に設けられ
る器具（例えばカテーテル）を位置決めするために用い
られ得る。複数のマイクロコイルが用いられるときにそ
の配置はマイクロコイルが全てＭＲ受信機にそれぞれ結
合導線により結合されて用いられるときより実質的によ
り簡単である。
【００３１】多くの応用に対して全体の解剖学的なもの
を見る必要はない。通常空間的に限定された領域のみが
問題となる（例えば生検等）。画像化される領域の寸法
が測定時間に直接影響する故にフルオロスコピー応用に
対して画像化される領域をできる限る小さく保つことが
重要である。マイクロコイルで形成される磁界の増加を
用いることにより空間的に限定された励起はコイルの大
きさ、コイルのクオリティファクター、フリップ角の適
切な組合せにより達成されうる。非常に小さなフリップ
角（高いコイルのクオリティファクターと共に）が選択
されたときにコイル内のスピンが専ら顕著なＭＲ信号を
発生することが再び達成される。専用のコイルが体の中
の異なる領域（例えば胃、腸など）の再構成用に用いら
れる。
を見る必要はない。通常空間的に限定された領域のみが
問題となる（例えば生検等）。画像化される領域の寸法
が測定時間に直接影響する故にフルオロスコピー応用に
対して画像化される領域をできる限る小さく保つことが
重要である。マイクロコイルで形成される磁界の増加を
用いることにより空間的に限定された励起はコイルの大
きさ、コイルのクオリティファクター、フリップ角の適
切な組合せにより達成されうる。非常に小さなフリップ
角（高いコイルのクオリティファクターと共に）が選択
されたときにコイル内のスピンが専ら顕著なＭＲ信号を
発生することが再び達成される。専用のコイルが体の中
の異なる領域（例えば胃、腸など）の再構成用に用いら
れる。
【００３２】マイクロコイルにより生ずる外部磁界の増
加はまた温熱療法用に用いられる。この場合に対応する
強度のＲＦパルスが発生され、すぐ近傍に磁束密度の増
加による局部的な加熱を生じる。同一のコイルがまたＭ
Ｒ画像内の問題のマイクロコイルの位置を決定するため
に用いられ、また温度の増加の（ＭＲ）測定用に用いら
れることが可能である。
加はまた温熱療法用に用いられる。この場合に対応する
強度のＲＦパルスが発生され、すぐ近傍に磁束密度の増
加による局部的な加熱を生じる。同一のコイルがまたＭ
Ｒ画像内の問題のマイクロコイルの位置を決定するため
に用いられ、また温度の増加の（ＭＲ）測定用に用いら
れることが可能である。
【図１】マイクロコイルが用いられるＭＲ装置の概略を
示す図である。
示す図である。
【図２】図１のような装置の回路図である。
【図３】マイクロコイルの等価回路図である。
【図４】改善されたマイクロコイルの等価回路図であ
る。
る。
【図５】流速の可視化用のシーケンスの種々の信号の時
間変化を示す図である。
間変化を示す図である。
１ コイル ２ 球面 ３、５、７ 傾斜コイル ４ テーブルトップ ６ マイクロコイル １０ 患者 １１、１２ ＲＦコイル １３ 直交復調器 １４ アナログ／デジタル変換器 １５ モニタ １６ 画像処理ユニット １７ 制御ユニット １８ 発生器 １９ 増幅器 ２０ 傾斜波形発生器 ２１、２２、２３ 傾斜増幅器 ６０ カテーテル Ｂ1 磁束密度 Ｌ，Ｃ，Ｒ 要素 Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 インダクタンス Ｒf ＲＦパルス Ｇｓ スライス選択用の磁界傾斜 Ｇｐ 位相エンコーディング用の磁界傾斜 Ｇｒ ＭＲ信号の読み出し用の磁界傾斜
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 590000248 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １, 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 フォルカー ラッシェ ドイツ連邦共和国，22547 ハンブルク, フリードリヒシュルダー・ヴェーク 63ｅ
Claims (9)
- 【請求項１】 検査領域に存在する検査される対象（１
０）の核磁化を少なくとも一つの磁気ＲＦパルスにより
励起し、それに続きＭＲコイル（１２）により受信され
るＭＲ信号が少なくとも一つのＭＲ画像を形成するのに
用いられ、ＭＲ周波数に同調された少なくとも一つのマ
イクロコイル（６）が検査される対象に導入されるＭＲ
方法であって、マイクロコイルは接続導線なしに用いら
れ、ＭＲ信号はＲＦパルスにより検査される対象（１
０）に生ずる磁界のマイクロコイル（６）により誘起さ
れた局部変動がＭＲ画像で可視化されるように処理され
ることを特徴とするＭＲ方法。 - 【請求項２】 核磁化の位相の空間的分布を表す位相画
像がＭＲ画像として形成されることを特徴とする請求項
１記載のＭＲ方法。 - 【請求項３】 マイクロコイル（６）は複数の異なる向
きの空間的に分離されたセグメントを有することを特徴
とする請求項１記載のＭＲ方法。 - 【請求項４】 マイクロコイル（６）は検査される対象
（１０）に導入される医療機器（６０）に取り付けられ
ることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。 - 【請求項５】 流速の可視化の目的のためにＭＲ画像は
先行するＲＦパルスから異なる時間間隔で形成されるこ
とを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。 - 【請求項６】 ＭＲ画像のそれぞれは流れの方向に垂直
な核磁化のそれぞれの投影を表すように形成されること
を特徴とする請求項５記載のＭＲ方法。 - 【請求項７】 対象に導入されたマイクロコイルは画像
化される対象の領域を励起するために供されることを特
徴とする請求項１記載のＭＲ方法。 - 【請求項８】 マイクロコイルは検査される対象の局部
加熱用に付加的に用いられることを特徴とする請求項１
記載のＭＲ方法。 - 【請求項９】 検査領域に均一で、定常な主磁界を発生
する磁石と、磁気的ＲＦパルスを発生し、検査領域に存
在する検査される対象からのＭＲ信号を受信するＭＲコ
イルシステム（１１、１２）と、ＭＲ画像の再構成用の
画像再構成ユニットとを含む請求項１記載の方法を実施
するＭＲ装置であって、該画像再構成ユニットはＭＲ信
号はＲＦパルスにより検査される対象（１０）に生ずる
磁界の接続導線を有さないマイクロコイル（６）により
誘起された局部変動がＭＲ画像で可視化されるように処
理されるよう構成されることを特徴とするＭＲ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19800471A DE19800471A1 (de) | 1998-01-09 | 1998-01-09 | MR-Verfahren mit im Untersuchungsbereich befindlichen Mikrospulen |
| DE19800471:0 | 1998-01-09 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11244260A true JPH11244260A (ja) | 1999-09-14 |
Family
ID=7854172
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11001316A Withdrawn JPH11244260A (ja) | 1998-01-09 | 1999-01-06 | 検査領域に配置されたマイクロコイルを用いたｍｒ方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6397094B1 (ja) |
| EP (1) | EP0928972B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11244260A (ja) |
| DE (2) | DE19800471A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005253813A (ja) * | 2004-03-15 | 2005-09-22 | Yokohama Tlo Co Ltd | Ｍｒｉ治療システム |
| JP2010540039A (ja) * | 2007-09-24 | 2010-12-24 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 介入的デバイスのｍｒｉ位相視覚化 |
Families Citing this family (58)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6587706B1 (en) | 1997-08-22 | 2003-07-01 | Image-Guided Drug Delivery Systems, Inc. | Microcoil device with a forward field-of-view for large gain magnetic resonance imaging |
| DE19956595A1 (de) * | 1999-11-25 | 2001-05-31 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Verfahren zur Anregung der Kernmagnetisierung in einem begrenzten räumlichen Bereich |
| DE19958408A1 (de) | 1999-12-02 | 2001-06-07 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Anordnung und MR-Verfahren zur Lokalisierung und/oder Visualisierung eines mit einer passiven Magnetvorrichtung ausgestatteten medizinischen Instruments |
| US6487437B1 (en) | 2000-03-21 | 2002-11-26 | Image-Guided Neurologies, Inc. | Device for high gain and uniformly localized magnetic resonance imaging |
| EP1139110B1 (en) * | 2000-03-21 | 2009-11-11 | Image-Guided Neurologics, Inc. | Device with field-modifying structure |
| US7027854B2 (en) * | 2000-03-30 | 2006-04-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging utilizing a microcoil |
| US6618620B1 (en) | 2000-11-28 | 2003-09-09 | Txsonics Ltd. | Apparatus for controlling thermal dosing in an thermal treatment system |
| US6496714B1 (en) * | 2001-07-20 | 2002-12-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | RF-safe invasive device |
| DE10149955A1 (de) * | 2001-10-10 | 2003-04-24 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Anordnung zur Lokalisierung eines medizinischen Instrumentes |
| AU2003282318A1 (en) * | 2002-12-13 | 2004-07-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and arrangement for determining the position of an object in an mr device |
| US8088067B2 (en) * | 2002-12-23 | 2012-01-03 | Insightec Ltd. | Tissue aberration corrections in ultrasound therapy |
| EP1594420A2 (en) * | 2003-01-31 | 2005-11-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance compatible stent |
| US7611462B2 (en) * | 2003-05-22 | 2009-11-03 | Insightec-Image Guided Treatment Ltd. | Acoustic beam forming in phased arrays including large numbers of transducer elements |
| US7377900B2 (en) * | 2003-06-02 | 2008-05-27 | Insightec - Image Guided Treatment Ltd. | Endo-cavity focused ultrasound transducer |
| EP1664819B1 (en) * | 2003-09-12 | 2017-07-05 | Philips Intellectual Property & Standards GmbH | Process for locating a medical instrument with a microcoil |
| US8409099B2 (en) | 2004-08-26 | 2013-04-02 | Insightec Ltd. | Focused ultrasound system for surrounding a body tissue mass and treatment method |
| JP4427475B2 (ja) * | 2005-04-01 | 2010-03-10 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置及び補助コイル |
| US20070016039A1 (en) * | 2005-06-21 | 2007-01-18 | Insightec-Image Guided Treatment Ltd. | Controlled, non-linear focused ultrasound treatment |
| JP5087007B2 (ja) * | 2005-11-23 | 2012-11-28 | インサイテック・リミテッド | 階層スイッチング式超高密度超音波アレイ |
| US8457712B2 (en) | 2005-12-30 | 2013-06-04 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Multi-mode medical device system and methods of manufacturing and using same |
| US20070156042A1 (en) * | 2005-12-30 | 2007-07-05 | Orhan Unal | Medical device system and method for tracking and visualizing a medical device system under MR guidance |
| US8235901B2 (en) * | 2006-04-26 | 2012-08-07 | Insightec, Ltd. | Focused ultrasound system with far field tail suppression |
| US20100030076A1 (en) * | 2006-08-01 | 2010-02-04 | Kobi Vortman | Systems and Methods for Simultaneously Treating Multiple Target Sites |
| US20100277175A1 (en) | 2006-08-15 | 2010-11-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Tunable and/or detunable mr receive coil arrangements |
| US8339135B2 (en) | 2006-08-21 | 2012-12-25 | Stc.Unm | Biological detector and method |
| US7405567B2 (en) * | 2006-08-21 | 2008-07-29 | Abqmr, Inc. | Tuning low-inductance coils at low frequencies |
| US20090256572A1 (en) * | 2008-04-14 | 2009-10-15 | Mcdowell Andrew F | Tuning Low-Inductance Coils at Low Frequencies |
| US8532742B2 (en) | 2006-11-15 | 2013-09-10 | Wisconsin Alumni Research Foundation | System and method for simultaneous 3DPR device tracking and imaging under MR-guidance for therapeutic endovascular interventions |
| US20080208039A1 (en) | 2007-02-28 | 2008-08-28 | Wisconsin Alumni Research Foundation | System and method of performing therapeutic endovascular interventions |
| JP2010522888A (ja) * | 2007-03-27 | 2010-07-08 | アブクマー インコーポレイテッド | ラベリングされたエンティティをマイクロコイル磁気ｍｒｉを用いて検出するシステムおよび方法 |
| US8067938B2 (en) * | 2007-05-03 | 2011-11-29 | Abqmr, Inc. | Microcoil NMR detectors |
| US8251908B2 (en) | 2007-10-01 | 2012-08-28 | Insightec Ltd. | Motion compensated image-guided focused ultrasound therapy system |
| US8425424B2 (en) * | 2008-11-19 | 2013-04-23 | Inightee Ltd. | Closed-loop clot lysis |
| EP2359164A4 (en) * | 2008-12-10 | 2012-05-30 | Abqmr Inc | CORE MAGNETIC RESONANCE DEVICE, METHOD AND ASSOCIATED TECHNOLOGY |
| US20100179425A1 (en) * | 2009-01-13 | 2010-07-15 | Eyal Zadicario | Systems and methods for controlling ultrasound energy transmitted through non-uniform tissue and cooling of same |
| US8617073B2 (en) * | 2009-04-17 | 2013-12-31 | Insightec Ltd. | Focusing ultrasound into the brain through the skull by utilizing both longitudinal and shear waves |
| WO2010143072A1 (en) * | 2009-06-10 | 2010-12-16 | Insightec Ltd. | Acoustic-feedback power control during focused ultrasound delivery |
| US9623266B2 (en) * | 2009-08-04 | 2017-04-18 | Insightec Ltd. | Estimation of alignment parameters in magnetic-resonance-guided ultrasound focusing |
| US9289154B2 (en) | 2009-08-19 | 2016-03-22 | Insightec Ltd. | Techniques for temperature measurement and corrections in long-term magnetic resonance thermometry |
| US20110046475A1 (en) * | 2009-08-24 | 2011-02-24 | Benny Assif | Techniques for correcting temperature measurement in magnetic resonance thermometry |
| WO2011024074A2 (en) * | 2009-08-26 | 2011-03-03 | Insightec Ltd. | Asymmetric phased-array ultrasound transducer |
| EP2489034B1 (en) | 2009-10-14 | 2016-11-30 | Insightec Ltd. | Mapping ultrasound transducers |
| US8368401B2 (en) | 2009-11-10 | 2013-02-05 | Insightec Ltd. | Techniques for correcting measurement artifacts in magnetic resonance thermometry |
| WO2011090990A2 (en) * | 2010-01-19 | 2011-07-28 | Insightec Ltd. | Hybrid referenceless and multibaseline prf-shift magnetic resonance thermometry |
| US8841104B2 (en) | 2010-04-21 | 2014-09-23 | Nanomr, Inc. | Methods for isolating a target analyte from a heterogeneous sample |
| US9428547B2 (en) | 2010-04-21 | 2016-08-30 | Dna Electronics, Inc. | Compositions for isolating a target analyte from a heterogeneous sample |
| US9476812B2 (en) | 2010-04-21 | 2016-10-25 | Dna Electronics, Inc. | Methods for isolating a target analyte from a heterogeneous sample |
| US20110262989A1 (en) | 2010-04-21 | 2011-10-27 | Nanomr, Inc. | Isolating a target analyte from a body fluid |
| US8932237B2 (en) | 2010-04-28 | 2015-01-13 | Insightec, Ltd. | Efficient ultrasound focusing |
| US9852727B2 (en) | 2010-04-28 | 2017-12-26 | Insightec, Ltd. | Multi-segment ultrasound transducers |
| US9981148B2 (en) | 2010-10-22 | 2018-05-29 | Insightec, Ltd. | Adaptive active cooling during focused ultrasound treatment |
| US10732244B2 (en) | 2012-03-26 | 2020-08-04 | Sirona Dental Systems Gmbh | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable storage media for performing diagnostic examinations using MRI |
| US9551704B2 (en) | 2012-12-19 | 2017-01-24 | Dna Electronics, Inc. | Target detection |
| US9804069B2 (en) | 2012-12-19 | 2017-10-31 | Dnae Group Holdings Limited | Methods for degrading nucleic acid |
| US9599610B2 (en) | 2012-12-19 | 2017-03-21 | Dnae Group Holdings Limited | Target capture system |
| US9995742B2 (en) | 2012-12-19 | 2018-06-12 | Dnae Group Holdings Limited | Sample entry |
| US9434940B2 (en) | 2012-12-19 | 2016-09-06 | Dna Electronics, Inc. | Methods for universal target capture |
| US10000557B2 (en) | 2012-12-19 | 2018-06-19 | Dnae Group Holdings Limited | Methods for raising antibodies |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5221898A (en) * | 1990-11-30 | 1993-06-22 | Hitachi, Ltd. | Flow imaging method using an MRI apparatus |
| US5445151A (en) * | 1994-06-23 | 1995-08-29 | General Electric Company | Method for blood flow acceleration and velocity measurement using MR catheters |
| GB9521009D0 (en) * | 1995-10-13 | 1995-12-13 | Marconi Gec Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus` |
| DE19543785A1 (de) | 1995-11-24 | 1997-05-28 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| AU711668B2 (en) * | 1996-02-15 | 1999-10-21 | Biosense, Inc. | Precise position determination of endoscopes |
| US5769843A (en) * | 1996-02-20 | 1998-06-23 | Cormedica | Percutaneous endomyocardial revascularization |
| WO1998010303A1 (en) * | 1996-09-02 | 1998-03-12 | Philips Electronics N.V. | Invasive device for use in a magnetic resonance imaging apparatus |
| DE69732763T2 (de) * | 1996-11-04 | 2006-04-13 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetisches resonanzsystem für interventionelle verfahren |
| DE19706703A1 (de) * | 1997-02-20 | 1998-08-27 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren und MR-Anordnung zur Bestimmung der Position einer Mikrospule |
| DE19727081A1 (de) * | 1997-06-25 | 1999-01-07 | Siemens Ag | Verfahren zur Ortsbestimmung eines positionierbaren Objekts in einem Untersuchungsobjekt mittels magnetischer Resonanz und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
| US5964705A (en) * | 1997-08-22 | 1999-10-12 | Image-Guided Drug Delivery System, Inc. | MR-compatible medical devices |
| DE19746735C2 (de) * | 1997-10-13 | 2003-11-06 | Simag Gmbh Systeme Und Instr F | NMR-Bildgebungsverfahren zur Darstellung, Positionsbestimmung oder funktionellen Kontrolle einer in ein Untersuchungsobjekt eingeführten Vorrichtung und Vorrichtung zur Verwendung in einem derartigen Verfahren |
| US6201987B1 (en) * | 1998-05-26 | 2001-03-13 | General Electric Company | Error compensation for device tracking systems employing electromagnetic fields |
| US6275722B1 (en) * | 1999-07-29 | 2001-08-14 | Philips Electronics North America Corporation | Methods and apparatus for magnetic resonance imaging with RF coil sweeping |
| US6242915B1 (en) * | 1999-08-27 | 2001-06-05 | General Electric Company | Field-frequency lock system for magnetic resonance system |
-
1998
- 1998-01-09 DE DE19800471A patent/DE19800471A1/de not_active Withdrawn
-
1999
- 1999-01-06 EP EP99200025A patent/EP0928972B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-01-06 JP JP11001316A patent/JPH11244260A/ja not_active Withdrawn
- 1999-01-06 DE DE59912103T patent/DE59912103D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-01-08 US US09/227,465 patent/US6397094B1/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005253813A (ja) * | 2004-03-15 | 2005-09-22 | Yokohama Tlo Co Ltd | Ｍｒｉ治療システム |
| JP2010540039A (ja) * | 2007-09-24 | 2010-12-24 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 介入的デバイスのｍｒｉ位相視覚化 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0928972A2 (de) | 1999-07-14 |
| EP0928972A3 (de) | 2001-05-09 |
| EP0928972B1 (de) | 2005-06-01 |
| DE59912103D1 (de) | 2005-07-07 |
| US6397094B1 (en) | 2002-05-28 |
| DE19800471A1 (de) | 1999-07-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH11244260A (ja) | 検査領域に配置されたマイクロコイルを用いたｍｒ方法及び装置 | |
| JP3872431B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US6600319B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| JP3529446B2 (ja) | Ｅｐｉ及びｇｒａｓｅ ｍｒｉにおける読み出し傾斜磁界極性の補正方法 | |
| JP4149232B2 (ja) | Ｍｒ装置中の対象の位置を測定する方法、並びに、かかる方法を行うためのカテーテル及びｍｒ装置 | |
| JP4981896B2 (ja) | 電気特性トモグラフィのための電界シミング | |
| US9291693B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and control method thereof | |
| EP1336114A1 (en) | Magnetic resonance imaging device for operation in external static magnetic fields | |
| JP2001190520A (ja) | 有限体積で核磁化を励起させるｍｒ方法 | |
| WO2004017830A2 (en) | Mr-guided breast tumor ablation and temperature imaging system | |
| JP4546179B2 (ja) | スピンエコーシーケンスを用いた磁気共鳴断層撮影における周辺の妨害信号の回避方法および磁気共鳴断層撮影装置 | |
| US7498809B2 (en) | Magnetic resonance imaging device with multiple RF coils applying half-pulse waveforms for selective excitation of a local region | |
| CN111693912B (zh) | 利用磁共振断层成像设备和场照相机测量磁场分布的方法 | |
| JPH05300895A (ja) | Ｍｒｉ装置における核スピンの選択励起方法 | |
| JPH05329127A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US4549137A (en) | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus | |
| US9335394B2 (en) | Method and magnetic resonance scanner for hyperintense display of areas in the vicinity of dipole fields | |
| JPH0763460B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US20070238970A1 (en) | Magnetic resonance imaging for interventional procedures | |
| JP4936615B2 (ja) | 核スピントモグラフィ装置の作動方法 | |
| EP1379890B1 (en) | Magnetic resonance acoustography | |
| JPH02305549A (ja) | 磁気共鳴撮像装置に使用するｎｍｒ信号の受信感度調整装置 | |
| JPS63109847A (ja) | 核磁気共鳴映像装置 | |
| JP3454865B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2001095774A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060105 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20060105 |
|
| A761 | Written withdrawal of application |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A761 Effective date: 20070607 |