JP4493763B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び画像サイズ可変装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明はインターベンショナルMRI(IMRI)技術に関し、特にインターベンショナル処置において組織内に挿入された常磁性体、反磁性体、または強磁性体の処置具の撮影のための装置に関し、そのような処置具のサイズを変化できる非対称スピンエコーシーケンスの撮影シーケンスの発生に関する。
【0002】
【従来の技術】
核磁気共鳴(NMR)現象の影響を受けやすい原子核の集合からなる対象物(例えば、人体)の内部構造を表すディジタル化画像を得るために、MRI装置が広く、しかも商業的に利用されている。撮影する対象物内のMRI核は、核に強力な主磁場H0を印加することにより配向される。特定のNMR周波数の高周波(RF)信号を印加することにより選択された核が励起される。局所的な磁場を空間的に分布させること、そして核からのRF応答の結果を適切に解析することにより、核の位置の関数としての相対的なNMR応答のマップ、あるいは画像が得られる。フーリエ変換をすることにより、空間内のNMR応答を表す画像をCRT上に表示することができる。
【0003】
図1に示すようにNMRイメージングシステムは、主に、静磁場を発生する磁石10と、空間的に分布された磁場を3つの直交する座標に沿って発生する傾斜磁場コイル14と、選択された核へRF信号を送信し、核から戻ってきたRF信号を受信するRFコイル15,16からなる。コイル16で受信されたNMR信号はコンピュータ19に供給され、そこでデータが処理され表示部24で表示する画像が得られる。磁気共鳴画像はピクセル(画素)と称される画像要素からなる。画素の強度は撮影対象物の対応する容量要素(ボクセル)に含まれるNMR信号強度に比例する。コンピュータ19はRFアンプ/検出器21,22と傾斜磁場アンプ20を介してRFコイル15,16と傾斜磁場コイル14の動作も制御する。
【0004】
人体の画像の各ボクセルは一、または複数の組織を表す情報を含んでいる。人体の組織は主に脂肪と水からなる。脂肪と水は多数の水素原子を有する(人体の約63%は水素原子である)。水素原子核は容易に認識できるNMR信号であるので、人体のMRI画像はほとんどの場合、水素原子核からのNMR信号の画像である。
【0005】
NMRにおいては、その原子核が奇数個の陽子、及び/または中性子を有し、スピン角運動量、磁気双極子運動を有する原子の向きを揃えるために強力な静磁場(主磁場とも称する)が用いられる。第1の磁場(主磁場)を横切る方向に単一のRFパルスとして印加される第2の磁場が核にエネルギを与え(励起)、核の角度配向、例えば90°、あるいは180°倒す。この励起の後、核は歳差運動し、静磁場に従った配向状態に徐々に戻っていく(緩和と称する)。核が歳差運動、緩和する際に、自由誘導減衰(FID)として知られている、弱いが、周囲のコイルにより検出可能な電気的エネルギを発する。これらのFID信号および傾斜磁場またはRFリフォーカスエコー(ここでは、これらをMR信号と総称する)はコンピュータにより解析され、脂肪、及び水を含む人体の組織の画像が得られる。
【0006】
励起周波数とFID周波数はラーモアの式により関係付けられている。ラーモアの式とは、核の歳差運動の角周波数ω0は主磁場B0と磁気回転比γ(各核種についての基本的な物理定数)との積により表されるというものである。
【0007】
ω0=B0・γ
線形の傾斜磁場BZ=Z・GZをZ軸として定義されることが多い静磁場B0に重畳すると、X、またはY軸に沿って印加される横方向のRF励起パルスの周波数を適切に選ぶことにより特定のX−Y平面内の核が選択的に励起される。さらに、MR信号の検出の際に、傾斜磁場をX−Y平面に印加し、選択されたX−Y平面から発生されたMR信号に対して、その周波数と位相に従った空間的な情報を与えることができる。
【0008】
上述したように、主磁場は撮影空間のX,Y,Z方向に発生された傾斜磁場により変えることができる。説明のための演算を簡略化するために、Z’軸の周りを名目上のラーモア周波数で回転する回転座標系X’−Y’−Z’がNMRにおける核の現象の表すためによく使われる。静磁場B0に沿って歳差運動する選択された核はラーモア周波数の直交する磁場であるRFパルスにより影響を受け(首振り運動し)、そのような核の集団を静磁場B0の方向から倒す。特定の核の向きは静磁場B0によりZ’軸に揃えられ始め、RF信号パルスをそれらに印加する結果、X’−Y’平面に回転される。そして、核は、X’−Y’平面内でZ’軸の周りを歳差運動する。
【0009】
RF首振り運動パルスは特定の領域内の対象とする同位元素の1つ以上の核種も倒す。MRI収集シーケンスの説明と解析を単純化するために、シーケンスで使われる各RFパルスはその中心で特徴付けられる。中心では首振り歳差運動核が全て同相(in-phase)、あるいは同期しており、中心以降は核の各核種が各々の固有速度で歳差運動し始める。歳差運動する核種の位相は、各が存在する環境の物理的、あるいは化学的特性を示すパラメータに基づいて徐々にずれていく(de-phase)。
【0010】
核の磁気モーメントが平衡状態から外れると、緩和と呼ばれるプロセスにより、スピン(歳差運動)する磁気モーメントのZ’成分は主磁場B0に沿った平衡状態強度M0に戻され、X’−Y’平面内の同相成分は減衰される。これらの2つの緩和プロセスの期間はスピン・格子緩和時間、スピン・スピン緩和時間と称され、時定数をT1、T2とする指数関数で特徴付けられる。X’−Y’平面と共存する平面内の核からの磁束の発振により磁気共鳴信号が現れるので、両緩和プロセスは時間の関数として信号強度を減衰させる。精度を上げるために、静磁場B0の不均一性があるときのスピン・スピン緩和による横方向の信号の減衰を特徴付けるために見かけ上の緩和時定数T2 *がしばしば定義される。
【0011】
MR信号を発生させるために種々のコイルがRF励起パルスと傾斜磁場を発生する動作はMRI収集シーケンスと称される。MRI収集シーケンスの一例を図2に示す。この例のRFパルスや磁場を印加する特定のタイミングは、MR信号が180°スピン回転RFパルスのエコーとして出現しているので、スピンエコーシーケンスとして知られているものである。先ず、患者の体組織の核のスライス、あるいはスラブ(3次元イメージングの場合)に特定のRF共鳴周波数に対して感度を与えるために、傾斜磁場Gsliceが静磁場に沿って重畳的に印加される。次に、特定の周波数のRF励起パルス、あるいは歳差運動パルスβが発生され、スラブ内の核のいくつかを静磁場に直交する方向に歳差運動させる。そして、強度が変化する傾斜磁場パルスGpe(3次元イメージングの場合はGsliceも)を発生し、特定の方向に沿った異なる位置にあるスラブ内の核の間に一時的な周波数変化、すなわち位相差を発生させ、核を位相エンコードする。同時に、ディフェーズ傾斜磁場パルス20(Greadとして示される)が傾斜磁場パルスGpeに直交する方向に発生され、歳差運動する核はディフェーズされる(位相がずらされる)。次に、スピン(歳差運動)する核を180°回転させるリフォーカシングRFパルスβrが印加され、さらに位相エンコード傾斜磁場Gpeに直交する方向にリードアウト(周波数エンコード)傾斜磁場21が印加される。180°リフォーカシングパルスは核のスピン磁化方向を少なくとも部分的に位相を合わせ(リフェーズし)、スピンエコーMR信号Sを発生させる。
【0012】
MRIシーケンスは誘起されたMR信号の中心のタイミング(いわゆる、エコー中心)において傾斜磁場パルスが完全にバランスするように設計される。このため、フィールドエコーを発生させるためにリードアウト傾斜磁場を1回、または複数回反転する。あるいは、スピンエコーを発生させるために180°スピン回転RFリフォーカシングパルスを印加する。
【0013】
90°歳差運動パルスθの中心からスピンエコーMR信号の中心までの時間はエコー時間TEと称され、パルスシーケンス全体の周期は繰り返し時間TRと称される。通常、スピンエコーシーケンスは180°RFパルスからエコー信号までの時間と90°RFパルス〜180°RFパルスまでの時間が等しい対称なシーケンスである。
【0014】
位相エンコード傾斜磁場パルスGpeは選択されたスラブ、あるいはスライス内の核を第1の方向にエンコードし、リードアウト傾斜磁場パルスGreadは当該スライス内の核を直交する方向(リードアウト方向とも称する)に周波数エンコードする。このリードアウト傾斜磁場パルスの印加によるMRエコー信号Sがそれぞれ異なる位相エンコード傾斜磁場パルスGpeを有する多数のシーケンスで収集される。収集データ(生データ、あるいはk空間データとも称する)がフーリエ解析される。この解析結果の周波数空間でのプロット(表示)はX−Y−Z空間に対応するフーリエ空間(画像空間とも称する)での核の集合に関する情報を画像化する。
【0015】
インターベンショナル磁気共鳴イメージング
インターベンショナルMRI(IMRI)のいくつかの応用例において、組織内の針、カテーテルの位置を表示することは非常に望ましいことである。しかしながら、これらの処置具はたいていは常磁性体であるので、その視認特性は複雑である。この常磁性により静磁場と弱い強磁性の傾斜磁場に歪が発生し、しかもこの歪は静磁場と傾斜磁場の強度、及び静磁場と傾斜磁場に関する針やカテーテルの長軸の向きに依存する。MR画像中に見られるこれらの歪はスピンエコーシーケンス、またはフィールドエコーシーケンスが用いられるかに応じて異なる。常磁性処置具による画像の歪は、主に2つある。1つは挿入処置具のサイズの拡大であり、2つめは周囲の組織に関する処置具の位置の移動である。
【0016】
挿入処置具のサイズの拡大は、主に共鳴周波数のずれと磁場不均一性による。2次元イメージングの場合、組織を介して関心領域の位置を定義するために、周波数選択励起パルスとともに線形傾斜磁場が用いられる。それ自体は単一の中空空間として見える常磁性体の対象物について、対象物の近くの組織の核のスピンは共鳴周波数が大きくずれ、RF励起が完全に失敗するかもしれない。さらに、常磁性の対象物、あるいは処置具はその周囲に大きな磁場の不均一を生じさせる。これが、拡散に関連する信号の損失を引き起こす。さらに、グラディエントリコールエコー(GRE)信号、あるいは非対称スピンエコー(ASE)信号、すなわちGREとSEの混合の信号に関して、ボクセル内のディフェーズに基づく信号の損失もある。これらの現象は、累積的に、常磁性対象物により画像内に現れた中空領域のサイズを拡大する。
【0017】
GREイメージングにおいては、スピンディフェーズの影響の大きさは主にエコー時間TE(90°励起パルスとエコー信号の最大強度の点との間の時間で定義される)に基づく。エコー時間TEが長くなると、ディフェーズの影響も大きくなる。しかしながら、エコー時間TEを短くすると(例えば、常磁性対象物のサイズを変えるために)、傾斜磁場強度とRF電力に対して付加的な要求が発生する。さらに、エコー時間TEが短くなると、その結果である短いエコーは信号対雑音比が減少するという不具合がある。反対に、エコー時間TEはRF励起パルスとRFリフォーカシングパルスとの間隔の常に2倍である従来の対称スピンエコー(SE)シーケンスでは、エコー時間TEとボクセル内のディフェーズとの上述した関係は当てはまらない。しかしながら、スピンエコーシーケンスが非対称の場合は、ディフェーズの影響は非対称の程度に依存する。
【0018】
非対称スピンエコー(ASE)シーケンスのディフェーズの影響と、その磁気共鳴イメージング(MR)への応用については、Asymmetric Spin-Echo Imaging of Magnetically Inhomogeneuos Systems: Theory, Experiment, and Numerical Studies by Stables et al., MRM(1998)に記載されている。これは、毛細血管のような磁気的に不均等な組織の画像化のための非対称スピンエコーシーケンスを開示している。例えば、非対称スピンエコーシーケンスが毛細血管のサイズ等の磁気的に不安定な部分のサイズに依存するサセプタビリティ(磁化率)緩和コントラストを画像中に作ることを示す理論とコンピュータシミュレーションを開示する。しかしながら、この中の議論は、主に、ASEエコープラナー型イメージングシーケンスを用いて血流に酸素を送り込むレベルに依存する(Blood Oxygenated Level Dependent:BOLD)コントラストの影響に関し、撮影された処置具の表示と配置に関するIMRI中に生じる問題点に向けられたものではない。
【0019】
例えば、MR透視(リアルタイムMRイメージング)において針やカテーテルの配置は画像のリフレッシュ時間tと画像の信号差対雑音比(SD/N)とのトレードオフをしばしば伴う。針、またはカテーテルが体内に挿入される場合、オペレータは短いリフレッシュ時間を望む。しかし、短いリフレッシュ時間は、例えば、平均化処理や位相エンコードステップの欠落によりS/N比を損なう。そのため、針、またはカテーテルにより作られる中空空間を画像中で見にくくする。この場合、S/N比だけが影響を受けるのではなく、針、またはカテーテルがボクセルよりも小さい場合、位相エンコード(PE)方向に沿った大きなボクセルによるパーシャルボリューム平均化処理によりコントラストが減少する。
【0020】
エコー時間とエコーの持続時間が一定である場合は、信号差対雑音比はコントラストCとS/N比の積である。固定の視野に対して位相エンコードステップ数(P)を減少することにより速度を上げる場合は、針、またはカテーテルの直径がボクセルサイズより小さい、すなわちS/Nが(n/P)1/2に比例し、SD/Nが(n/P)1/2に比例するならば、コントラストCは位相エンコードステップ数Pに比例する。したがって、位相エンコードステップ数Pを減少することにより高速スキャンを実施する場合は、針、またはカテーテルは目立たない。反対に、針、またはカテーテルの直径がボクセルサイズより大きい場合、Pが変化し、SD/Nが(n/P)1/2に比例しても、コントラストCは変化しない。この場合、位相エンコードステップ数Pを減らしてリフレッシュ時間を短くすると、針、またはカテーテルが目立ってしまう。
【0021】
【発明が解決しようとする課題】
このように従来のインターベンショナルMRI処置においては、針やカテーテル等の処置具は、画像中のコントラスト、S/N比が低下したり、サイズが拡大することがある。
【0022】
従って、本発明の目的は、非対称スピンエコーシーケンスを用いRF励起パルスに関するエコー信号の非対称性の程度を制御することにより、上述したディフェーズ現象をインターベンショナルMRI処置における利点とし、処置具の画像の視認性を改善することと、サイズの制御を可能とすることである。
【0023】
【課題を解決するための手段】
インターベンショナルMRI処置の際に組織内に挿入される常磁性体、反磁性体、あるいは強磁性体の処置具の撮影(例えば、針、またはカテーテルの位置の表示)に用いられるIMRI装置、及びMRIスキャンシーケンスを提供する。基本的に、本発明はそのような処置具の画像サイズを変化できる非対称スピンエコー(ASE)イメージングシーケンスを発生する装置を含む。さらに、インターベンショナルMRI処置の際にASEシーケンスが実行される。本発明によると、非対称性の程度は処置具の画像サイズを決定する。例えば、非対称性の程度が大きいと、組織内への挿入の初期時には針、またはカテーテルは大きく見える。針、またはカテーテルが対象物の近くに位置し、より良い位置分解能が必要になると、非対称性の程度を小さくすることによりサイズを小さくすることができる。
【0024】
第2の実施例によれば、ASEの非対称性の程度は位相エンコード傾斜磁場の関数として変化される。シーケンスは磁場の局所的な傾斜には敏感に反応し、静磁場不均一性により発生するような大きな変動に対しては反応しないようになる。
【0025】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明によるMRI装置の実施形態を説明する。
【0026】
周知のように、核は特定の周波数で特定の位相で歳差運動する。核に異なる直交方向に沿って傾斜磁場を印加することにより、歳差運動の周波数と位相は核を空間的にエンコードするために使うことができる。直交方法の1つの方向において、核のスライスが励起される。このスライス内では、スライス内の残りの2つの方向からMR信号が抽出される。選択された核の歳差運動の周波数を用いて核は一方向に空間的にエンコードされ、選択された核の歳差運動の位相を用いて核は他(第2の)方向に空間的にエンコードされる。その結果のMR信号の複素周波数と位相を解析することにより、選択されたスライス内の核密度に関する情報が得られる。
【0027】
図1は本発明の第1実施形態のMRIシステムを示す。本システムは患者撮影空間11内でほぼ均一な1次の偏向静磁場B0を発生する大型の静磁場磁石10を含む。撮影空間11内に患者13の所望の部分を送入する寝台装置12が設けられる。傾斜磁場は傾斜磁場コイル14により選択的に発生される。RFコイル15は撮影空間内の患者の組織へ歳差運動パルスを送信する。患者組織から送信されたMR信号を構成するRF応答はRF検出器16により受信される。
【0028】
MRIデータを収集するために、MRIシステムはプログラマブルコンピュータ/プロセッサ19の制御の下でMRIパルスシーケンスコントローラ17,18を介して傾斜磁場とRF歳差運動パルスを発生する。さらに、プロセッサ19は傾斜磁場アンプ20とRF信号源、増幅回路21,22を制御する。MR信号(RF検出器)回路22はシールドされたMRIシステムガントリ内に置かれたMR信号RFコイル16と好適に干渉する。受信したMR応答はA/D変換器23によりディジタル化され、プロセッサ19に供給される。プロセッサ19は画像処理のためのアレイプロセッサと、データ収集とMR信号データの処理を制御するプログラムが格納され、制御端末24のCRTで画像を表示させるためにプログラムが選択的に利用される所望のコンピュータプログラム記録媒体(図示せず)とを有する。MRIシステムはイメージングシーケンスコントローラ17,18を通してオペレータの制御を行使するためのキーボードスイッチ等の入力部材を具備する制御端末24を有する。画像は直にフィルム上に記録してもよいし、プリンタ23により他の媒体上に記録してもよい。
【0029】
システムコンピュータ/プロセッサ19に関連して、オペレータにはMRIシーケンス/データ処理法の選択メニューが提示される。実施形態では、オペレータが選択可能な選択肢は、可変のΔTEを有し、インターベンショナル処置の際に処置具のMR透視(リアルタイム)表示が可能なASEシーケンスを発生するプログラムである。
【0030】
可変ASEイメージングシーケンス
図3に示すように、本発明のイメージングシーケンスは、主に、適切にタイミング制御されたRFパルス30,31、それに続くスライス選択傾斜磁場パルスGslice、位相エンコード傾斜磁場パルスGpe、さらにリードアウト傾斜磁場パルス32(Gread)からなる非対称(ASE)RFパルスシーケンスである。このパルスシーケンスはスピンエコー33を収集する。核ディフェーズパルスを位相エンコードパルスに直交する方向に印加してもよい。本発明の各スキャンシーケンスTRは、基本的には、スピンエコーを発生するためのRFスライス選択90°核歳差(励起)パルス30と180°リフォーカスパルス31とからなる。画像データを発生するために、一連のスキャンシーケンスを異なる位相エンコード傾斜磁場に対して行う。従来のスピンエコーシーケンスでは、励起パルス30の中心とスピンエコー33の最大振幅値との間のエコー時間TEはRFリフォーカスパルス31に関して対称である。本発明では、エコー時間TEはリフォーカスパルス31のタイミング、及び/またはリードアウト傾斜磁場パルス32のタイミングを調整することにより所定量ΔTEだけ可変である。したがって、エコー時間TEはRFリフォーカスパルス31に関して所定量ΔTEだけ非対称となる。この非対称性の程度は処置具の画像の明瞭性、コントラスト、サイズを変えるために、インターベンショナルMRI処置の際に発生する各画像毎に可変することができる。
【0031】
他の実施形態では、非対称性の程度は各位相エンコード傾斜磁場毎にΔTEが異なるように位相エンコードステップGpeの関数として変化する。この結果、イメージングシーケンスは磁場の局所的な傾斜には敏感に反応し、静磁場不均一性により発生するような大きな変動に対しては反応しないようになる。
【0032】
データ、画像収集ステップ
図4を参照して本発明により画像のサイズを可変するために非対称性が可変な非対称スピンエコーシーケンスを用いてインターベンショナル処置の際に組織内に挿入された常磁性体、反磁性体、強磁性体の処置具を撮影する基本的なステップを説明する。本発明の全ステップは従来のプログラミング技術によりMRIシステムに関連するコンピュータ、あるいはプロセッサ上に実現される。
【0033】
ステップ41で、操作技師の経験に基づいて非対称性の程度を示すパラメータであるΔTEの初期値が選択される。この初期値は所定の非対称性を有するASEシーケンスを提供するためにMRIシステムオペレータにより従来手段によりプログラムされたMRIシーケンスコントローラに入力される。ステップ42で、インターベンショナル処置の際に非対称性パラメータの初期値を有するASEスキャンシーケンスがMRI装置により実行される。MRI装置は単一スキャン、リアルタイム透視のいずれのモードでも動作可能である。ステップ43に示すように、MRエコー信号の収集中、あるいは収集後、k空間データは画像領域データに変換され、画像が表示される。この画像を見て、オペレータは処置具の画像サイズを増加するか、あるいは減少するために、パラメータΔTEの初期値を増加、あるいは減少するかを決定する。ステップ44に示すように、非対称性パラメータはシステムプログラムによった所定量だけ、あるいはシステムオペレータにより入力された選択量だけ自動的に増加、または減少する。ステップ45で、新画像を発生するために、この更新されたパラメータΔTEを用いてASEイメージングシーケンスが実行される。この処理がインターベンショナル処置中、必要なだけ、あるいは所望するだけ繰り返される。
【0034】
画像例
本発明の撮影法の対象物の例を作るために、直径2mmの14ゲージの針がゼラチン状の溶液に浸され、冷却により固定される。本発明に基づき0.35テスラで動作するMRIシステムにより撮影された中間調画像のディスプレイの表示例を図5の(a)〜(d)に示す。画像は、エコー時間TEが15msで可変ΔTEが約0〜5msの上述したASEシーケンスを用いて収集されたデータから生成された。この例では、RF励起パルスとリフォーカスパルスの各々は1500Hzの帯域を有し、画像はTR=500ms、スライス厚=5mm、視野(FOV)=20cm、画素マトリクスサイズ=256×256で2回の信号の平均により収集された。
【0035】
針画像のサイズは4枚の画像の各々のΔTEを0ms〜4msまで1ms毎に変えることにより2.3mmから9.4mmまで変化する。図5の(a)はΔTE=0msのASE画像を、(b)はΔTE=1msのASE画像を、(c)はΔTE=2msのASE画像を、(d)はΔTE=3msのASE画像を示す。
【0036】
本発明を現在最も実用的で、しかも好ましい実施形態について説明したが、本発明は上述した実施形態に限定されず、本発明の趣旨を変更しない範囲で種々変形して実施可能である。
【0037】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、インターベンショナルMRI処置の際に組織内に挿入される処置具の撮影において、非対称性が可変の非対称スピンエコーイメージングシーケンスを実行し、非対称性の程度を変えることにより、処置具の画像サイズを変化することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明によるMRIシステムの構成を示すブロック図。
【図2】スピンエコーMR信号を発生するためのMRIパルスシーケンスの例を示すRFパルスと傾斜磁場パルス波形のタイミング図。
【図3】本発明による可変ΔTEの非対称スピンエコーイメージングシーケンスを示すRFパルスと傾斜磁場パルス波形のタイミング図。
【図4】本発明により図1に示したMRIシステムにより実行される非対称スピンエコーイメージングシーケンスのためのデータ処理ステップを示すフロー図。
【図5】ゼラチン溶液に浸された針の本発明による非対称スピンエコーMRI画像(中間調画像)のディスプレイ表示例を示す写真。
【符号の説明】
10…静磁場磁石
14…傾斜磁場コイル
15,16…RFコイル
17…傾斜磁場パルスシーケンスコントローラ
18…RFパルスシーケンスコントローラ
19…コンピュータ
20…傾斜磁場アンプ
21…RFアンプ
22…RFアンプ/検出器
23…フィルム
24…制御端末
Claims (11)
- MRIにより撮影される処置具の画像サイズを可変する装置において、
MRI装置により非対称性の程度を示すパラメータΔTEの初期値について非対称スピンエコーシーケンスを実行する手段と、
前記非対称スピンエコーシーケンスにより得られたMRIエコー信号からなるk空間データを収集する手段と、
前記k空間データを所定のフーリエ変換処理により画像領域のデータへ変換し、該画像領域のデータを用いて画像を表示する手段と、
前記パラメータΔTEの初期値を所定量増減することにより前記パラメータΔTEを更新する手段と、
前記更新したΔTEを用いて非対称スピンエコーシーケンスを実行し、処置具の画像サイズを変化する手段と、
を具備することを特徴とする装置。 - 前記処置具の画像サイズを変えるためにMRI装置のリアルタイムモードにおいて非対称性の程度を示すパラメータが可変の非対称スピンエコーシーケンスが用いられることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記処置具は常磁性体、反磁性体、強磁性体のいずれかからなることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記パラメータΔTEは位相エンコード傾斜磁場の関数として変化する所定量だけ更新されることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 前記更新されたパラメータΔTEは前記処置具の画像のコントラスト特性を変えることを特徴とする請求項1に記載の装置。
- 処置具の画像サイズを可変するために非対称性が可変である非対称スピンエコーMRIシーケンスを発生するための磁場発生及び検出コイルと、
前記磁場発生及び検出コイルに印加される一連のパルスを発生させるパルスシーケンス制御部であって、該一連のパルスとして、
撮影領域選択用の傾斜磁場パルスと、
位相エンコード用の傾斜磁場パルスと、
リードアウト用の傾斜磁場パルスと、
RF励起パルスと少なくとも1つのRFリフォーカスパルスとを有する非対称RF歳差運動パルスシーケンスであって、前記RF励起パルスの発生と前記RFリフォーカスパルスの発生の間の時間と、前記RFリフォーカスパルスと検出されたNMRスピンエコー信号との間の時間が異なるように前記RF励起パルス、リフォーカスパルス、リードアウト傾斜磁場パルス発生の間の時間的な非対称性の程度が可変であるパルスシーケンスと、を発生させるパルスシーケンス制御部と、
を具備し、
前記パルスシーケンス制御部は該非対称性の程度を前記処置具の画像サイズに影響するよう変更させる磁気共鳴イメージング装置。 - 前記処置具は常磁性体、反磁性体、強磁性体のいずれかからなることを特徴とする請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 処置具の画像サイズを制御するために非対称性が可変である非対称スピンエコーMRIシーケンスを発生するための磁場発生及び検出コイルと、
前記磁場発生及び検出コイルに印加される一連のパルスを発生させるパルスシーケンス制御部であって、該一連のパルスとして、
撮影領域選択用の傾斜磁場パルスと、
位相エンコード用の傾斜磁場パルスと、
リードアウト用の傾斜磁場パルスと、
RF励起パルスと少なくとも1つのRFリフォーカスパルスとを有する非対称RF歳差運動パルスシーケンスであって、該非対称RF歳差運動パルスシーケンスは前記RF励起パルスの発生と前記RFリフォーカスパルスの発生の間の時間と、前記RFリフォーカスパルスと検出されたNMRスピンエコー信号との間の時間が異なるように前記RF励起パルス、リフォーカスパルス、リードアウト傾斜磁場パルス発生の間の時間的な非対称性の程度が可変であり、前記非対称性が処置具の画像サイズに影響し、また前記非対称性が前記パルスシーケンス制御部によって位相エンコード傾斜磁場の関数として変化するパルスシーケンスと、を発生させるパルスシーケンス制御部と、
を具備する磁気共鳴イメージング装置。 - 前記非対称性の程度は前記処置具の画像のコントラスト特性を変えることを特徴とする請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記非対称性の程度はインターベンショナルMRI透視処置において組織内に挿入された処置具の画像サイズを変えることを特徴とする請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記パルスシーケンス制御部はプログラム可能なコンピュータ処理装置の制御に従って前記パルスを発生させることを特徴とする請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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