JP3514547B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[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。The present invention relates to nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as N
The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus that obtains a desired tomographic image of a subject by utilizing a phenomenon called "MR", and particularly to an MRI apparatus having a position tracing function of a surgical instrument inserted into a blood vessel.

【０００２】[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。2. Description of the Related Art An MRI apparatus uses an NMR phenomenon to measure a nuclear spin density distribution, relaxation time distribution, etc. at a desired inspection site in an object, and then uses the measured data to determine an arbitrary cross section of the object. An image is displayed, and a static magnetic field generating magnet that applies a static magnetic field to the subject, a magnetic field gradient generation system that applies a gradient magnetic field to the subject, and an NMR phenomenon are generated in the atomic nuclei of the atoms that form the biological tissue of the subject. A sequencer that repeatedly applies a high-frequency pulse (hereinafter referred to as an RF pulse) in a predetermined pulse sequence, a transmission system that irradiates an RF magnetic field to a subject by the RF pulse from this sequencer, and an echo signal emitted by an NMR phenomenon is detected. And a signal processing system for performing an image reconstruction operation using the echo signal detected by the receiving system, and a display means for displaying an image. That. The gradient magnetic field is given to give position information to the echo signal and is orthogonal to 3
An axial gradient magnetic field is applied by a predetermined pulse sequence.

【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。As a blood flow visualization method in this MRI apparatus, TOF utilizing the effect of inflow of blood to the sliced surface is used.
(Time-of-Flight) method ("Magnetic resonance Imagin
g, Second Edition, Stard DDet al. Mosby-Year Book
Inc., p299 to 334, 1992 ”), a phase-sensitive method (“ Cerebra
l MR Angioimaging (Cerebral blood vessel magnetic resonance imaging) research −
1st report ”Keiji Fukui et al., CT Study 10 (2) 1988, 133-1
42), Phase-contrast method (“Magnetic resonance angiogr”)
aphy, Dumoulin C.L. et al. Radiology 161: 717 ~ 720,
1986 ”) etc. are mainly performed.

【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。The three-dimensional blood vessel data obtained by such a blood flow visualization method is a stack of two-dimensional images in which blood flow or blood vessels are rendered with a relatively high signal. Since it is difficult to grasp the shape and shape,
X-ray angiogram and DSA (Digital Subtraction Angiog
It is converted into an arbitrary two-dimensional projection image by the projection method that creates a projection blood vessel image similar to that of a raphy). Generally, as a method of projecting three-dimensional data from a certain viewpoint, a ray trajectory method is adopted, and in particular, a maximum intensity projection method (MIP) which creates one projection image by the maximum value of signal values on a certain optical axis. )
Or the minimum value projection method that creates a projection image by the minimum value is adopted. Since the blood vessel data is three-dimensional data,
It is also possible to create a tomographic image in a desired cross section.

【０００５】[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。As described above, the MRI apparatus has a feature that a predetermined tomographic image and a projected image of a blood vessel can be non-invasively measured without exposure to X-rays or injection of a contrast agent. However, in recent years, an IVR procedure has been performed in which imaging is performed while performing treatment such as inserting a catheter into a patient and injecting a contrast agent or a drug during fluoroscopy or MRI imaging. In this case, it is necessary to introduce the catheter to a desired position in the blood vessel and inject the drug.
Since RI is intended to be imaged by an NMR signal from a specific atomic species (hydrogen atom) constituting the tissue, it is difficult to grasp the tip position of the catheter as an image.

【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。Therefore, an object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of photographing and tracking the tip position of a catheter in an IVR procedure or the like. In particular, the present invention makes it possible to clarify the three-dimensional positional relationship within the subject and the movement of the tip position of the catheter by imaging the catheter position in real time and superimposing it on the blood vessel image. The purpose is to provide.

【０００７】[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。In the MRI apparatus of the present invention for achieving the above object, an ultrashort T1 substance having a very short longitudinal relaxation time or a substance containing an atomic species having a different spectrum is used as a specific signal source at the tip of a catheter. It is equipped with a specific pulse sequence that causes the unique signal source to be visualized. These pulse sequences are added to the first pulse sequence for obtaining the three-dimensional blood vessel data, and the second pulse sequence for determining the position of the specific signal source with respect to a desired one of the three orthogonal axes, and the second pulse sequence And a third pulse sequence for determining the position of the singular signal source in the second and third axial directions or planes orthogonal to the one axis.

【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。The first pulse sequence is a pulse sequence for obtaining three-dimensional blood vessel data in order to obtain a blood vessel projection image or a tomographic image which is to be superimposed and displayed on the catheter tip position, and is a two-dimensional or three-dimensional TOF method or PC method. A known blood flow delineation pulse sequence is adopted. Based on the three-dimensional blood vessel data obtained from this pulse sequence, a blood vessel projection image or a tomographic image is formed which is superimposed on the point data indicating the tip of the catheter. In order to form a tomographic image, the positional information of the catheter tip by the third pulse sequence is used to form a tomographic image including the catheter tip.

【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。In the second pulse sequence, in order to obtain the position of the specific signal source with respect to a desired one of the three orthogonal axes, after applying the region-nonselective excitation pulse, a gradient magnetic field in the direction of the one axis is applied. To obtain the echo signal. In this case, the region non-selective excitation pulse is applied with a pre-excitation pulse for determining the magnetization state prior to the region non-selective excitation pulse when the substance forming the specific signal source is the ultrashort T1 substance. When the substance forming the specific signal source is a substance containing different spectrum atomic nuclei, a pulse having a frequency that selectively excites the atomic nuclei is used as the region non-selective excitation pulse. By performing a one-dimensional Fourier transform on the echo signal acquired in this first pulse sequence, information on the catheter tip position in the direction of the first axis can be obtained.

【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。The third pulse sequence is an excitation pulse for selecting a slice plane including the catheter tip position in the first axis in order to obtain the catheter tip position in two directions of a second axis and a third axis orthogonal to the first axis. Application of the second
Application of gradient magnetic field pulses for frequency encoding about the third and third axes and measurement of echo signals for each of the second and third axes. In this third pulse sequence, echo signals by continuous frequency encoding may be measured for each of the second axis and the third axis with one excitation by the slice-selected RF pulse.
After performing the selective excitation and the data reading by the frequency encoding of the second axis, the second selective excitation of the same carrier frequency and the data reading by the frequency encoding of the third axis may be performed. In either case, a one-dimensional projection image for each axis can be obtained by performing a one-dimensional Fourier transform on each of the two series of echo signals for each axis.

【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。Further, as the third pulse sequence, not only the data reading by frequency encoding in the two directions as described above but also the two-dimensional measurement by the ultra-high speed imaging method on the plane orthogonal to the first axis is performed. Good. That is, in this case, a data set of echo signals is collected by a pulse sequence based on a two-dimensional Fourier transform in which one of the second and third axes is phase-encoded and the other is frequency-encoded. By performing a two-dimensional Fourier transform on the obtained data set, a slice plane including the catheter tip is two-dimensionally imaged, and the coordinates of the high-signal catheter tip position along the second axis and the third axis are detected.

【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。In the present invention, the signal processing system uses the three-dimensional blood vessel data obtained by the first pulse sequence to generate a second
Reconstructing a two-dimensional projection image in the directions of the axis and the third axis, and point data in the directions of the second axis and the third axis of a predetermined specific signal source (catheter tip) obtained by the third pulse sequence. Is superimposed and displayed. At this time, since the point data of the catheter tip has no position information in the first axis direction, the position information in the first axis direction obtained by the second pulse sequence is given and displayed when superimposing. To do. The catheter tip position is displayed not only on the two-dimensional projection image but also on the two-dimensional tomographic image including the catheter tip in the second axis and third axis directions, that is, the third axis and the second axis orthogonal to the second axis. You can also do it. In this case, the signal processing system creates a tomographic image based on the coordinates of the second axis and the third axis of the catheter tip obtained in the third pulse sequence, and superimposes the point data of the catheter tip on this tomographic image. indicate.

【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。By repeating the steps of the second and third pulse sequences and the image reconstruction based thereon, the peculiar signal source position is mapped on the two-dimensional projection image or tomographic image in real time. It is also possible to display the current position of the catheter and the entry route by repeating such mapping and adding and displaying the obtained data in the memory.

【００１４】[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。Since the second and third pulse sequences are pulse sequences each having a measurement time of 100 msec or less,
The catheter tip position can be mapped in real time, and smooth catheter insertion can be supported.

【００１５】[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。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 2 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied. This MRI apparatus obtains a tomographic image of a subject using a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon, and includes a static magnetic field generating magnet 2, a magnetic field gradient generating system 3, a transmitting system 4, and a receiving system 5. It comprises a signal processing system 6, a sequencer 7, and a central processing unit (CPU) 8. The static magnetic field generating magnet 2 is for generating a uniform static magnetic field around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis, and is a permanent magnet in a space with a certain circumference around the subject 1. A magnetic field generating means of a system type, a normal conducting type or a superconducting type is arranged. The magnetic field gradient generation system 3
A gradient magnetic field coil 9 wound in three directions of X, Y and Z,
Gradient magnetic field power supply 10 for driving each gradient magnetic field coil
By driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil in accordance with a command from the sequencer 7 described later, the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz in the three axial directions of X, Y, Z are formed.
Is applied to the subject 1. The slice plane for the subject 1 can be set by the method of applying this gradient magnetic field.

【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。The sequencer 7 repeatedly applies a high frequency magnetic field pulse (RF pulse) that causes nuclear magnetic resonance to the atomic nuclei of the atoms constituting the biological tissue of the subject 1 in a predetermined pulse sequence, and is controlled by the CPU 8. Work,
Various commands necessary for collecting the tomographic image data of the subject 1
The signal is sent to the transmission system 4, the magnetic field gradient generation system 3 and the reception system 5. The transmission system 4 irradiates a high frequency magnetic field in order to cause nuclear magnetic resonance in the atomic nuclei of the atoms forming the biological tissue of the subject 1 by the high frequency pulse sent from the sequencer 7. The high frequency oscillator 11 and the modulator 12
And a high-frequency amplifier 13 and a high-frequency coil 14a on the transmission side. The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by a modulator 12 in accordance with a command from the sequencer 7, and the high-frequency pulse thus amplitude-modulated is high-frequency amplifier. After being amplified by 13, the electromagnetic waves are applied to the subject 1 by supplying them to the high-frequency coil 14a arranged close to the subject 1. In the present invention, in order to image the tip of the catheter 31 inserted into the subject 1, the sequencer 7 not only excites the atomic nucleus of the living tissue of the subject 1 but also the specific signal source included in the tip of the catheter 31. The transmission system 4 and the magnetic field gradient generation system 3 are controlled so that an echo signal can also be obtained from.

【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。The receiving system 5 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of atomic nuclei in the living body of the subject 1 (including atomic nuclei of a specific signal source), and a high frequency coil on the receiving side. 14b, an amplifier 15, a quadrature detector 16, and an A / D converter 17, and an electromagnetic wave (NMR signal) of a response of the subject 1 due to the electromagnetic wave emitted from the high frequency coil 14a on the transmitting side is transmitted to the subject 1. It is detected by the high-frequency coil 14b arranged in close proximity, is input to the A / D converter 17 via the amplifier 15 and the quadrature detector 16, is converted into a digital amount, and is further quadrature at the timing according to the instruction from the sequencer 7. Two series of collected data are sampled by the phase detector 16, and the signal is sent to the signal processing system 6.

【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。The signal processing system 6 includes a CPU 8, a recording device such as a magnetic disk 18 and a magnetic tape 19, and a CRT.
And the like, and the CPU 8 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, image reconstruction, etc., and image the distribution obtained by performing an appropriate calculation on the signal intensity distribution of an arbitrary cross section or a plurality of signals. Are displayed on the display 20 as a tomographic image. In FIG. 2, the high frequency coils 14a and 14b on the transmitting side and the receiving side are shown.
The gradient magnetic field coil 9 is arranged in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 2 arranged in the space around the subject 1.

【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。Next, the sequencer 7 having such a configuration
A first embodiment of the pulse sequence according to the present invention will be described. In the pulse sequence of the present invention, as shown in FIG. 1, prior to the catheter tip tracking display, a first pulse sequence 701 for creating three-dimensional blood vessel data and a catheter tip position in one axial direction in desired Cartesian coordinates are obtained. It includes a second pulse sequence 702 and a third pulse sequence 703 for determining the coordinates of the catheter tip position in a biaxial direction or plane that includes the catheter tip and is orthogonal to the direction of the first axis.

【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。The first pulse sequence 701 for visualization of blood flow, which is activated prior to the catheter tip tracking display,
A pulse sequence based on either the two-dimensional / three-dimensional TOF method or the PC method may be used as long as it can finally obtain three-dimensional blood vessel data. FIG. 3 shows a pulse sequence by the three-dimensional TOF method, which is a typical blood flow drawing sequence.

【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。In this pulse sequence, the RF pulse 102 is applied at the same time as the gradient magnetic field pulse 202 for slab selection to excite a region in a predetermined slab. Slice-encoded and phase-encoded gradient magnetic fields 20
After applying 3, 302, the echo signal 501 is measured while applying the read-out gradient magnetic field 403. Three-dimensional data is obtained by repeating the slice encoding gradient magnetic field 203 and the phase encoding gradient magnetic field 302 independently for a predetermined repetition time from RF pulse application to echo signal measurement.

【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）。The three-dimensional data thus obtained is Fourier-transformed and reconstructed by the signal processing system 6 to obtain the data shown in FIG.
Three-dimensional blood vessel data as shown in (a) is created (704 in FIG. 1). This three-dimensional data set is a stack of two-dimensional images in which a blood flow or a blood vessel is drawn with a relatively high signal, and is orthogonal to each other in the CPU 8 for mapping the catheter tip position described later. It is converted into a two-dimensional projection image in the direction (Fig. 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。The ray trajectory method can be used to create the two-dimensional projection image. As the ray trajectory method, the maximum value projection method M that creates one projection image with the maximum value of signal values on the optical axis
IP, there is a method of adding pixel values on the projection line,
The maximum intensity projection method is preferable in that it is unlikely to be affected by noise. The direction of projection can be any direction,
Although not particularly limited, as a preferred embodiment, FIG.
As shown in (a), when the body axis direction, which is the main traveling direction of blood vessels, is the Z axis (first axis) direction, the X and Y axes (second axis, which are orthogonal to the Z axis and orthogonal to each other). Blood vessel images 51 and 52 projected in two directions (third axis) are created.

【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。Subsequently, the catheter 31 is inserted into the subject 1. The tip of the catheter 31 contains a substance serving as a unique signal source. As a substance which becomes a specific signal source, a substance having an extremely short T1 value with a longitudinal relaxation time T1 value of about 20 to 100 ms or a substance containing a nuclide having a resonance frequency different from that of a hydrogen nucleus, such as ¹³ C, ¹⁹ F or ³¹ P Can be used. Such a substance utilizes the fact that its T1 value is different from that of blood, or its resonance frequency is different from that of hydrogen nuclei, in the following second and third pulse sequences, and the signal from this substance Can be detected as a high signal. As the ultrashort T1 substance, for example, a contrast agent Gd
-Aqueous solution of DTPA can be used.

【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。Next, the second pulse sequence 702 is activated. The second pulse sequence 702 is a pulse sequence for obtaining the catheter tip position in the direction of one axis (here, the Z axis) in the desired Cartesian coordinates, and is the R of the entire region.
F excitation is performed, a read-out gradient magnetic field is applied in the Z-axis direction, and an echo signal is read. FIG. 5 shows an example of the second pulse sequence when the ultrashort T1 substance is used as the specific signal source. In this pulse sequence, an RF pulse 103 for exciting a target site a plurality of times to determine the state of magnetization is applied prior to echo signal measurement. Then, an RF pulse 104 for non-selective excitation of the entire region is irradiated, and further gradient magnetic field pulses 125 and 126 are applied in the Z direction to generate an echo signal 183, and the echo signal 183 is frequency-encoded on the Z axis. measure. The gradient magnetic field pulses 121, 141, and 161 of the X, Y, and Z axes are spoiler pulses for diffusing the transverse magnetization generated after excitation.

【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。By repeatedly applying the RF pulse 103, a signal from the subject tissue having a long T1 value is controlled. R
The larger the flip angle α ° of the F pulse 103, the higher the effect of signal saturation, and it is desirable that the flip angle α ° is at least 45 ° or more, and about 45 ° to 90 °. The repetition time of the RF pulse 103 is usually 5 to 50
is ms. Further, the number of repetitions is omitted in the illustrated example and is described only three times, but it is desirable to repeat until the magnetization reaches a steady state in order to obtain the highest signal control effect. However, the signal drop curve due to repetition is generally an exponential function, and a sufficient effect can be obtained even with 10 to 20 excitations. Further, when the second and third pulse sequences are repeated and the catheter tip position is displayed in real time, if the time resolution is desired to be increased, the number of repetitions can be made smaller than that.

【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。It is also possible to lower the signal of the tissue to be examined by using a presaturation pulse instead of such a plurality of consecutive RF103 excitations as a pre-pulse for determining the state of magnetization. . By setting the flip angle of the presaturation pulse to 90 ° or more and appropriately setting the interval to the full-field excitation RF pulse 104, the longitudinal magnetization in tissues other than the specific signal source is zero or almost zero, Since the RF pulse 104 can be applied, the signal from the tissue can be suppressed.

【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。As described above, in a state where the tissue signal is saturated or suppressed by the continuous RF excitation 103 or the presaturation pulse, the RF pulse 104 is irradiated to non-selectively excite the entire region, and subsequently the gradient magnetic field pulse 125 in the Z direction. , 126 is applied to generate the echo signal 183 and the echo signal 1
83 is frequency-encoded on the Z-axis and measured. This echo signal is one-dimensional Fourier transformed by the CPU 8,
A spectrum as shown in FIG. 6 is obtained. This spectrum shows the distribution of signals along the Z axis, and the signal of each tissue in the subject becomes a low signal, but a high signal peak appears at the catheter tip position. This is because, for example, in the pulse sequence of FIG. 5, since multiple excitations are repeated at extremely short time intervals before the echo signal measurement, the signal of each tissue in the subject becomes a low signal due to saturation, but the Due to the short T1 value of the encapsulated material,
This is because the signal drop is unlikely to occur.

【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。Therefore, the position of the catheter tip can be obtained from the spectrum of FIG. 6 as follows (FIG. 1, 70).
6). That is, Z of the catheter tip with the magnetic field center as the origin
The axial position (ΔZ) can be converted from the difference Δf between the frequency f ₁ that gives the maximum value of the spectrum and the center frequency f ₀ based on the following equation (1).

【００３０】[0030]

【数１】 [Equation 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）。Here, γ is the gyromagnetic ratio, and G ₁₂₆ is the strength of the Z-axis direction readout gradient magnetic field 126. Next, a third method for obtaining the coordinates of the position of the catheter tip in the biaxial direction passing through this catheter tip position and orthogonal to the Z-axis
The pulse sequence of is started (703 in FIG. 1).

【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。In the third pulse sequence, as shown in FIG. 7, the RF pulse 106 applied at the same time as the slice selection gradient magnetic field 123 in the Z-axis direction and the echo signal in the X-axis direction and the Y-axis.
It includes gradient magnetic fields 162 and 163 in the X-axis direction and gradient magnetic fields 142 and 143 in the Y-axis direction for frequency encoding in the axial direction. In this example, a pulse sequence in the case of using an ultrashort T1 substance as a specific signal source is shown, and here again, similarly to the second pulse sequence, in order to determine the state of magnetization, echo signal measurement is performed. An RF pulse 105 for exciting the target site multiple times is applied. This RF pulse 105
Of the RF pulse 10 in the case of the second pulse sequence.
Similar to 3, the signal of each tissue in the subject is lowered by saturation by repeating the multiplex excitation at extremely short time intervals, and the signal is repeated a similar number of times at the same repetition time. The flip angle α ° is also preferably about 45 to 90 °.

【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。For the purpose of diffusing the transverse magnetization generated after the excitation, spoiler pulses 121, 141, 16 on the X, Y, and Z axes, respectively.
Applying 1 is similar to the second pulse sequence shown in FIG. 5, but in the third pulse sequence, slice selective excitation is performed in the Z-axis direction after multiple excitations by the RF pulse 105. Axial gradient magnetic field pulse
121 can be replaced with a gradient magnetic field pulse 122 which also serves as slice selection shown by a broken line. This gradient pulse 1
22 is used to selectively excite only the slice including the catheter tip position ΔZ without exciting the whole body, and the first R
The F pulse 105 is continuously applied from the time of application of the F pulse 105 to immediately before the application of the RF pulse 106. When continuously applied in this manner, the spoil effect can be enhanced and the invasiveness to the subject can be reduced.

【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。After being excited by the RF pulse 105 a plurality of times, the RF pulse 106 is irradiated to selectively excite the slice plane including the catheter tip. At this time, if the intensity G ₁₂₃ of the slice selection gradient magnetic field 123 is set to be the same as the gradient magnetic field intensity G ₁₂₆ in the Z-axis direction in the second pulse sequence, the frequency f ₁ (f ₀ + Δf) giving the maximum value of the spectrum of FIG. )
Is set as the slice selection frequency as is,
As shown in, the slice plane (XY plane) 60 including the catheter tip and orthogonal to the Z axis can be excited. Of course, it is possible to change the intensity G ₁₂₃ of the slice selection gradient magnetic field ₁₂₃ and the slice selection frequency so that the gradient magnetic field strength and Δf have a relationship satisfying the expression (1).

【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。Z following the Z-axis gradient magnetic field 123 for slice selection
The axial gradient magnetic field 124 is applied for the purpose of aligning the phases of spins in the Z-axis direction. Then, gradient magnetic field pulses 162 and 163 are applied in the X-axis direction.
Is applied to generate the echo signal 181, and the echo signal 181 is frequency-encoded on the X axis for measurement. After measuring the echo signal 181, a gradient magnetic field pulse 164 is applied in the X-axis direction to align the spin phases in the X-axis direction. Subsequently, the gradient magnetic field pulses 142 and 143 are applied in the Y-axis direction to apply the echo signal 18
2 is generated, and the echo signal 182 is frequency-encoded on the Y axis and measured.

【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。The two series of echo signals 181 and 182 are sent to the CPU.
As shown in FIG.
As shown in (b), one-dimensional projected images 53, 54 including the catheter tip position information in the X-axis direction and the Y-axis direction can be obtained (FIG. 1, 708). The one-dimensional projection images are displayed by being superimposed on the two-dimensional projection images 52 and 51 of the blood vessel shown in FIG. 4A, respectively. The one-dimensional projection images 53 and 54 are used as position data in the X-axis direction or Since it has only one-dimensional coordinate in the Y-axis direction, in superimposing display, the positional information of the catheter tip in the Z-axis direction is given to the one-dimensional projected image, that is, the one-dimensional projected image is located at the position ΔZ from the center. After performing the process of moving, the projected blood vessel images 51 and 52 are superimposed and displayed (FIG. 1, 709 and 710). The superimposed display may be a simple addition process, a weighted addition process, or a multiplication process, but preferably, the signal intensity inversion process of the one-dimensional projection image is performed and the superimposed display is performed. As a result, the catheter tip portion can be displayed as a black dot as shown in FIG.

【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。The second pulse sequence 702 described above
From the start of until the superimposed display 710 on the projected blood vessel image,
The required time is 1 second or less, and the three-dimensional catheter position can be displayed almost in real time. Therefore, when the catheter position is changed, it is possible to repeat the procedure from the activation of the second pulse sequence to the superimposed display on the projected blood vessel image to update the position display (point data) of the catheter tip. . Further, in the present embodiment, instead of updating the position display of the catheter tip, by adding maps at respective times on the memory of the CPU 8 and displaying the added result, the catheter position is displayed in addition to the current catheter position. It is also possible to visualize the intrusion route.

【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。In the above embodiment, as the third pulse sequence, the case where the gradient magnetic fields in the X direction and the Y direction are continuously applied after one RF excitation to measure two echo signals has been described. Even if the pulse sequence of is replaced with the pulse sequence shown in FIG. 8, the same effect can be obtained. In the pulse sequence of FIG. 8, one RF
Instead of collecting two kinds of echo signals by pulse irradiation, 1
It collects one echo per excitation. That is, in this pulse sequence, the continuous RF 105 excitation is followed by the RF simultaneously with the slice selection gradient magnetic field 123 in the Z-axis direction.
The pulse 106 is applied, X-axis gradient magnetic fields 162 and 163 for frequency-encoding the echo signal in the X-axis direction are applied to measure the echo signal 181, and then the slice selection gradient magnetic field 125 in the Z-axis direction is again applied. At the same time, the RF pulse 108 is applied, the Y-axis gradient magnetic fields 142 and 143 for frequency-encoding the echo signal in the Y-axis direction are applied, and the echo signal 18 is generated.
Measure 2. Also in this case, when the RF pulse 106 is applied, selecting the slice plane including the coordinates of the catheter tip position obtained in the second pulse sequence is the same as in the pulse sequence of FIG. 7.

【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。When echo measurement is performed once for each excitation as described above, the measurement time is slightly longer than that of the pulse sequence shown in FIG. 7, but there is no reduction in signal intensity due to lateral relaxation, and the same signal intensity is obtained. One echo signal can be obtained. Also in the third pulse sequence, a pre-saturation pulse may be used as a pre-pulse for determining the state of magnetization, instead of a plurality of consecutive RF excitations in order to reduce the signal of the subject tissue. Is. Also in this case, the flip angle of the presaturation pulse is set to 90 ° or more, and the RF pulse 104 is applied with the longitudinal magnetization in the tissues other than the specific signal source being zero or almost zero. A third pulse sequence using such a presaturation pulse is shown in FIG.
It is shown in (b). Note that FIG. 9A shows that after applying the excitation RF pulse 106 once after the presaturation pulse 107,
Two echo signals by continuously applying a gradient magnetic field in two directions
FIG. 7B shows a sequence of measuring 181 and 182, and FIG. 7B shows a sequence of measuring one echo signal for each excitation after applying the presaturation pulse 107, and the gradient magnetic field in FIG. And the same numbers as the corresponding gradient magnetic fields in FIG.

【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。As described above, in the embodiment shown in FIGS.
A pulse sequence for obtaining a two-dimensional one-dimensional projection image is adopted as the pulse sequence of the above, but an ultrafast pulse sequence based on a two-dimensional Fourier transform may be used instead of the pulse sequence as in these examples. The effect can be obtained. FIG. 10 shows an EPI as an ultra high speed pulse sequence.
(Echo Planar Imaging) method is shown as an example, in which the excitation pulse 109 is applied together with the gradient magnetic field 123 in the Z-axis direction after a plurality of times of continuous RF excitation or presaturation pulse application, and in the Y-axis direction. A gradient magnetic field whose polarity is reversed in the X direction while continuously applying a gradient magnetic field 144.
162 and 163 are applied, and when the integrated value of the negative gradient magnetic field 162 and the integrated value of the positive gradient magnetic field 163 match, the echo signal 1
84 is measured. With such an ultrafast pulse sequence, it is possible to obtain a data set of echo signals having two-dimensional data with one excitation. The number of echo signals measured by one excitation is not particularly limited, but usually 128 or 256 data sets are obtained.

【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。The ultrafast pulse sequence is not limited to that shown in FIG. 10, and any method capable of scanning the K (Fourier) space at high speed may be used. For example, the continuously applied gradient magnetic field 144 may be a short blip-shaped gradient magnetic field, and the gradient magnetic fields 162 and 163 may be sinusoidal waves instead of rectangular shapes. Further, a spiral scan method of scanning the K space spirally may be used.

【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。In such an ultra high speed pulse sequence,
As many sets (data sets) of echo signals 184 as the number of phase encodes are obtained. This data is data containing information on the plane orthogonal to the Z axis, and after two-dimensional Fourier transform of this data, the point data 54 ', 53' having the coordinates of the point giving the maximum value in the XY plane are two-dimensionally projected. Create on images 51 and 52. The method of superimposing and displaying the point data 54 ′ and 53 ′ on the two-dimensional projection images 52 and 51 of the blood vessel is performed when the pulse sequence (FIGS. 7 to 9) based on the above-mentioned one-dimensional Fourier transform is activated. Similar to the example, the signal intensity is inverted, the point data 54 ′ and 53 ′ are corrected in the Z-axis direction, and then superimposed and displayed by addition or the like. Also in this case, not only the position of the tip of the catheter is displayed, but also the map of each time is added on the memory and the added result is displayed so that the entry route of the catheter can be visualized.

【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。Next, FIG. 11 shows the second embodiment of the present invention.
Will be described with reference to. In the embodiment shown in FIG. 1, a one-dimensional projection image or point data representing the catheter tip position is superimposed on a projection blood vessel image in two orthogonal directions created in advance based on the three-dimensional blood vessel data obtained by the first pulse sequence. However, in this embodiment, the two-dimensional tomographic images 55 and 56 orthogonal to each other are displayed as shown in FIG.

【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。In this case, a first pulse sequence 701 for obtaining three-dimensional blood vessel data and a second pulse sequence 702, Δ for obtaining the catheter tip position in the Z-axis direction.
The third pulse sequence 703 for obtaining each one-dimensional projection image in the X-axis direction and the Y-axis direction of the catheter tip position on the Z slice plane is the same as that in the first embodiment, but here, the third pulse sequence 703 is used. The two-dimensional coordinate (x, y) of the catheter tip position showing the maximum value is detected from the two-dimensional one-dimensional projection image obtained using the pulse sequence (804). Then, as shown in FIG. 12, two-dimensional tomographic images 55, 56 in two directions passing through the catheter tip position (x, y) and orthogonal to the X axis and the Y axis are created from the three-dimensional blood vessel data 50 obtained in advance. Yes (805).
Note that any of the pulse sequences in FIGS. 7 to 10 can be adopted as the third pulse sequence, as in the first embodiment.

【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。On the two-dimensional tomographic images 55, 56 thus formed, one-dimensional projected images (53, 54 in FIG. 4B) or point data 53 showing the catheter tip position in the X-axis direction and the Y-axis direction. ',
54 'is superimposed and displayed (807 in FIG. 11). In this case as well, the one-dimensional projection image or the point data is subjected to processing such as signal intensity inversion processing, ΔZ direction position correction (806), and weighting, and superimposing it. Since the two-dimensional tomographic images 55 and 56 change with the change of the catheter tip position, the two-dimensional tomographic images are recreated at any time,
Track and display the catheter tip.

【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。In the embodiment described above, the case where the ultrashort T1 substance is used as the specific signal source to be contained in the catheter tip has been described. However, as the substance of the specific signal source, the difference in signal intensity between the subject tissue and the catheter tip is used. As long as it can generate a nuclide having a resonance frequency different from that of the hydrogen nucleus. As such a nuclide, ¹³ C, ¹⁹ F, ³¹ P or the like can be used as described above. For example, ¹³ C is a material forming the catheter tip that isotope enriched and encapsulated in the catheter tip. ^The tip of the catheter can be used as a specific signal source by introducing ¹⁹ F or the like.

【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。When a nuclide having a resonance frequency different from those of the hydrogen nuclei is used, in the second and third pulse sequences, a plurality of continuous RF pulses 10 which are pre-pulses are used.
It is not necessary to use 3 (FIG. 5), 105 (FIGS. 7 and 8) or presaturation pulse 107 (FIGS. 9A and 9B), and the carrier frequency of the RF pulses 104 and 106 is set to the resonance frequency of the hydrogen nucleus. The resonance frequency of the nuclide used from (42.57MH _Z / T), for example 10.71MH _Z / T for ¹³ C and 40.0 for ¹⁹ F.
Change to 5MH _Z / T. As a result, it is possible to excite only the substance in the catheter tip without exciting hydrogen nuclei in the tissue of the subject, and as in the second pulse sequence, as shown in FIG. And a one-dimensional projection image of the catheter tip can be obtained in the third pulse sequence.

【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。In all the embodiments described above,
The X, Y, and Z axes are not the same as the coordinates fixed in the device coordinate system, and the three axes of X, Y, and Z may be set in any of three-dimensional directions as long as they are orthogonal to each other. .

【００４９】[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。As described above, the present invention uses the pulse sequence for obtaining the three-dimensional data of the tissue of the subject and the pulse sequence for rendering only the specific signal source in the subject, When a surgical instrument such as a catheter containing a unique signal source is inserted into a subject and a procedure such as IVR is performed, the position of the surgical instrument can be grasped three-dimensionally, especially in the case of a catheter. It is possible to track a change in the position of the catheter tip in the blood vessel of the subject and display the tip position in a superimposed manner on a two-dimensional two-dimensional blood vessel image that is orthogonal in almost real time. This makes it possible to easily grasp the three-dimensional position of the catheter and support smooth catheter insertion.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【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。FIG. 1 is a diagram illustrating an embodiment of a sequencer process in an MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 2 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI to which the present invention is applied.

【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。FIG. 3 is a diagram showing an example of a first pulse sequence activated by the MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 4 is a diagram for explaining the operation of the MRI apparatus of the present invention,
(A) is a diagram showing three-dimensional blood vessel data and a two-dimensional projection image obtained by activating the first pulse sequence,
(B) is a diagram showing a two-dimensional one-dimensional projection image obtained by activating the third pulse sequence, and (c) is a two-dimensional projection diagram of (a) and (b). The figure which shows the superimposed image.

【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。FIG. 5 is a diagram showing an embodiment of a second pulse sequence activated by the MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 6 is an explanatory diagram showing a procedure for obtaining a slice direction position of a catheter tip in the MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 7 is a diagram showing an example of a third pulse sequence activated by the MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 8 is a diagram showing another embodiment of the third pulse sequence activated by the MRI apparatus of the present invention.

【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。9A and 9B are diagrams showing still another embodiment of the third pulse sequence activated by the MRI apparatus of the present invention, in which FIG. 9A shows a modified example of FIG. 7 and FIG. 9B shows a modified example of FIG. Fig.

【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。FIG. 10 is a diagram showing still another embodiment of the third pulse sequence activated by the MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 11 is a diagram for explaining another embodiment of the sequencer process in the MRI apparatus of the present invention.

【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。FIG. 12 is a view for explaining the display of the catheter tip position according to the embodiment of FIG.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

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 1 ... Subject 2 ... Magnetic field generator 3 ... Magnetic field gradient generation system 4 ... Transmission system 5 ... Receiving system, 6 ... Signal processing system 7 ... Sequencer 9 ... Gradient magnetic field coil 14a ... High-frequency coil on transmission side 14b ... High-frequency coil on receiving side 31 ... Catheter

Claims (10)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【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。1. A static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to a space in which a subject is placed, a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to the space, and nuclear magnetism in atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. A transmission system that radiates a high-frequency pulse that causes resonance, a reception system that detects an echo signal emitted by nuclear magnetic resonance, and the gradient magnetic field generation so that the gradient magnetic field and the high-frequency pulse are repeatedly applied in a predetermined pulse sequence. Means, a sequencer for controlling the transmission system and the reception system, a signal processing system for performing an image reconstruction operation using an echo signal detected by the reception system, and a magnetic device for displaying the obtained image In the resonance imaging apparatus, the sequencer has a first pulse sequence for obtaining three-dimensional data and a predetermined pulse in a direction of a first axis of three orthogonal axes. In order to obtain the position of the specific signal source, a high frequency pulse for exciting the entire region is applied, and then a second pulse sequence for obtaining an echo signal by applying a gradient magnetic field in the direction of the first axis and the first axis A high frequency pulse that excites a slice plane that is orthogonal and includes the position of the singular signal source is applied, and at least two echo signals encoded in directions of a second axis and a third axis orthogonal to the first axis are measured. And a third pulse sequence, wherein the signal processing system reconstructs a two-dimensional image in the directions of the second axis and the third axis from the three-dimensional data measured from the first pulse sequence, The third
Point data in which the positional information in the directions of the second axis and the third axis of the singular signal source obtained in the pulse sequence of 1 is given the positional information in the first axis direction obtained in the second pulse sequence. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the point data is displayed on the two-dimensional image by the display means, and the position of the peculiar signal source is mapped on the two-dimensional image in real time. 【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。2. A static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to a space in which a subject is placed, a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to the space, and a nuclear magnetism in atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. A transmission system that radiates a high-frequency pulse that causes resonance, a reception system that detects an echo signal emitted by nuclear magnetic resonance, and the gradient magnetic field generation so that the gradient magnetic field and the high-frequency pulse are repeatedly applied in a predetermined pulse sequence. Means, a sequencer for controlling the transmission system and the reception system, a signal processing system for performing an image reconstruction operation using an echo signal detected by the reception system, and a magnetic device for displaying the obtained image In the resonance imaging apparatus, the sequencer includes: (a) a first pulse sequence based on a two-dimensional or three-dimensional Fourier transform that visualizes blood flow in the subject. Scan is operated, the step of creating a three-dimensional bloodstream data in the signal processing system from the echo signals detected by the reception system,
(B) creating a set of two-dimensional blood flow projection images A and B projected from the three-dimensional data in second and third axial directions orthogonal to the first axial direction of the orthogonal coordinate system; ) After exciting spins in the entire region, a second pulse sequence for frequency encoding in the direction of the first axis is operated to detect an echo signal at the tip of the catheter including a specific signal source inserted into the blood vessel of the subject. And (e) identifying the position of the catheter tip along the direction of the first axis by one-dimensional Fourier transforming the echo signal.
A slice selective gradient magnetic field is applied in the direction of the first axis, and at the same time, a high frequency pulse is emitted at a carrier frequency corresponding to the tip position of the catheter to excite a slice plane orthogonal to the first axis including the catheter tip. Operating a third pulse sequence based on the original or two-dimensional Fourier transform and detecting at least two echo signals;
(F) detecting the coordinates of the catheter tip position along the directions of the second axis and the third axis as point data by performing a one-dimensional or two-dimensional Fourier transform on the echo signal, and (g) Position information in the direction of the first axis obtained by the second pulse sequence is given to the point data about the second axis and the third axis, and displayed on the two-dimensional blood flow projection images A and B, respectively. Process, and (h) process (c)-
(G) is repeated to update the position of the point data every moment, and the catheter tip position is mapped on the blood flow projection image in real time. 【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。3. The specific signal source is a substance having a longitudinal relaxation time T1 shorter than that of spins in a subject, and the second and third pulse sequences follow a pre-excitation pulse for determining a state of magnetization. 3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising excitation by a high-frequency pulse that is not region-selective. 【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。4. The specific signal source is a substance containing a nuclide having a resonance frequency different from that of a hydrogen nucleus, and the second and third pulse sequences include high frequency pulses for selectively exciting the nuclide. Claim 1 or 2 characterized by
The magnetic resonance imaging apparatus described. 【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。5. The third pulse sequence includes the catheter tip by applying a slice selective gradient magnetic field in the direction of the first axis and simultaneously irradiating a high frequency pulse at a carrier frequency corresponding to the tip position of the catheter. A sequence for exciting a slice plane orthogonal to a first axis and measuring two series of echo signals frequency-encoded in the directions of the third axis and the second axis, respectively, and detected by the third pulse sequence. By performing one-dimensional Fourier transform on each of the two series of echo signals, position information in the third axis direction is added, and one-dimensional projected image A ′ projected in the second axis direction and position information in the second axis direction are added. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, further comprising a step of obtaining a one-dimensional projection image B ′ projected in the third axis direction. 【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。6. The third pulse sequence includes the catheter tip by applying a slice selective gradient magnetic field in the direction of the first axis and simultaneously irradiating a high frequency pulse at a carrier frequency corresponding to the tip position of the catheter. Exciting a slice plane orthogonal to the first axis, the second axis, the third
A sequence based on a two-dimensional Fourier transform of phase encoding in one of the axial directions and frequency encoding in the other, the two-dimensional Fourier transform of the echo signal data set collected by the third pulse sequence, The slice plane including the catheter tip is two-dimensionally imaged, and the third axis of the catheter tip position of the high signal, the second
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, further comprising a step of acquiring point data of coordinates along the axis. 【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。7. A process of recording the current position of the catheter and an intrusion route by repeatedly mapping the blood flow projection images A and B in the two directions of the tip of the catheter, adding the results in a memory, and displaying them. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is added. 【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。8. A static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to a subject, a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to the subject, and nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. A sequencer that repeatedly applies a high-frequency pulse with a certain predetermined pulse sequence, a transmission system that irradiates a high-frequency magnetic field to cause nuclear magnetic resonance in the nuclei of the biological tissue of the subject by the high-frequency pulse from the sequencer, and a nuclear magnetic field. The nuclear magnetic field is provided with a receiving system for detecting an echo signal emitted by resonance, a signal processing system for performing an image reconstruction operation using the echo signal detected by the receiving system, and a means for displaying the obtained image. In a nuclear magnetic resonance imaging apparatus that obtains a tomographic image by repeatedly measuring an echo signal emitted by resonance, the sequencer includes: (a) the test object A step of blood flow to operate the first pulse sequence based on the two-dimensional or three-dimensional Fourier transform renders, to create a three-dimensional bloodstream data in the signal processing system from the echo signals detected by the receiving system of the inner,
(B) After excitation of spins in the entire region, a second pulse sequence that performs frequency encoding in the direction of the first axis of the Cartesian coordinate system is operated, and the tip of the catheter containing the specific signal source inserted into the blood vessel of the subject is operated. Detecting an echo signal,
(C) identifying the position of the catheter tip along the first axis direction by one-dimensional Fourier transforming the echo signal; and (d) applying a slice selection gradient magnetic field in the direction of the first axis. At the same time, a high frequency pulse is emitted at a carrier frequency corresponding to the tip position of the catheter to excite a slice plane including the catheter tip and orthogonal to the first axis, and a third pulse sequence based on a one-dimensional or two-dimensional Fourier transform is used. Detecting at least two echo signals; and (e) one-dimensionally or two-dimensionally Fourier transforming the echo signals to obtain the catheter along the directions of a second axis and a third axis orthogonal to the first axis. Detecting the coordinates of the tip position as point data, and (f) calculating from the three-dimensional blood flow data, passing through the catheter tip coordinates, A two-dimensional tomographic image A orthogonal to the second axis and a two-dimensional tomographic image B orthogonal to the third axis are created, and the point data indicating the catheter tip detected in the step (e) is added to the direction of the first axis. A step of superimposing and displaying the two-dimensional tomographic images A and B after giving position information, and (g) step (b)
To (f) are repeated to update the positions of the two-dimensional tomographic images A and B and the point data every moment, and the catheter tip position is set to a predetermined two-dimensional blood flow tomographic image including the tip. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by performing mapping at time intervals. 【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。9. The third pulse sequence includes the tip of the catheter by applying a slice selective gradient magnetic field in the direction of the first axis and at the same time irradiating a high frequency pulse at a carrier frequency corresponding to the tip position of the catheter. A sequence for exciting a slice plane orthogonal to a first axis and measuring two series of echo signals frequency-encoded in the directions of the third axis and the second axis, respectively, and detected by the third pulse sequence. By performing one-dimensional Fourier transform on each of the two series of echo signals, position information in the third axis direction is added, and one-dimensional projected image A ′ projected in the second axis direction and position information in the second axis direction are added. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, further comprising a step of obtaining a one-dimensional projection image B ′ projected in the third axis direction. 【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。10. The third pulse sequence includes the catheter tip by applying a slice selective gradient magnetic field in the direction of the first axis and at the same time irradiating a high frequency pulse at a carrier frequency corresponding to the tip position of the catheter. Exciting a slice plane orthogonal to the first axis, the second axis, the third
A sequence based on a two-dimensional Fourier transform in which one of the axes is phase-encoded and the other is frequency-encoded, the two-dimensional Fourier transform of the echo signal data set collected by the third pulse sequence, The slice plane including the catheter tip is two-dimensionally imaged, and the third axis of the catheter tip position of the high signal, the second
9. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, further comprising a step of acquiring point data of coordinates along the axis.