CN1215339C - 自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统 - Google Patents

自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统 Download PDF

Info

Publication number
CN1215339C
CN1215339C CNB021409242A CN02140924A CN1215339C CN 1215339 C CN1215339 C CN 1215339C CN B021409242 A CNB021409242 A CN B021409242A CN 02140924 A CN02140924 A CN 02140924A CN 1215339 C CN1215339 C CN 1215339C
Authority
CN
China
Prior art keywords
spin
excitation
time
pulse
magnetic resonance
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.)
Expired - Fee Related
Application number
CNB021409242A
Other languages
English (en)
Other versions
CN1396460A (zh
Inventor
浅野健二
小杉进
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Original Assignee
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Medical Systems Global Technology Co LLC filed Critical GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Publication of CN1396460A publication Critical patent/CN1396460A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1215339C publication Critical patent/CN1215339C/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • 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
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • 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
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

本发明是目的在于在磁共振成像的过程中能够成功地实现快速恢复，在该磁共振成像过程中实施快速自旋回波技术结合反向恢复技术。施加180°脉冲以激励自旋。此后，当经过了反向时间TI时，施加90°x脉冲以激励自旋。此后，当经过了esp的一半的时间时，施加180°y脉冲以激励自旋。此后，当经过了时间esp时，施加180°y脉冲奇数次以顺序地激励自旋。此后，当经过了esp一半的时间时，施加90°x脉冲以激励自旋。

Description

自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统
发明领域
本发明涉及自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统。更具体地说，本发明涉及根据快速自旋回波(FSE)技术结合反向恢复(inversion recovery)(IR)技术执行磁共振成像的自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统。
发明背景
在磁共振成像(MRI)系统中，将成像的对象输送进磁体系统的孔(即在其中产生静止磁场的成像空间)中。给对象施加磁场梯度和射频磁场以激励在对象体内的自旋。因此感应了磁共振信号，基于所接收的信号重构图像。
以重复时间TR的预定的间隔重复激励自旋以感应磁共振信号并接收该信号的序列。TR经常被设置为足够长的时间以使被激励的自旋恢复以便具有最初的纵向磁化。当成像时间必需缩短时，将TR设置为较短的时间并强制地使自旋恢复。以附加的激励实现自旋的强制恢复。这种技术称为快速恢复。
日本专利公开No.4-21488描述将快速恢复结合IR。简言之，如在附图7中所示，应用180°脉冲使自旋旋转180°并因此使其反向。此后，当经过了预定的反向时间TI后，施加90°脉冲以旋转自旋90°。然后采集因此所感应的自由感应衰减(FID)信号。
此后，当经过了一半回波时间TE时，施加-180°脉冲以使自旋反向。此后当经过了一半的TE时，施加-90°脉冲以旋转自旋-90°，然后施加180°脉冲以使自旋反向。因此，实现自旋的快速恢复。
美国专利说明书No.6054853描述将快速恢复结合FSE。简言之，如附图8所示，施加90°x脉冲以激励自旋并使它们相对于x轴旋转90°。此后，当经过了一半的回波空间esp时，施加180°y脉冲以使自旋相对于y轴反向。此后，当经过了esp时，施加180°y脉冲以使自旋再次相对于y轴反向。当经过了回波空间esp时，施加180°脉冲以使自旋再次相对于y轴反向。因此，在施加180°y脉冲之间的回波空间esp过程中采集自旋回波。
当从施加最后的180°y脉冲起经过了一半的回波空间esp时，施加-90°x脉冲以旋转自旋-90°，并施加180°x脉冲以使自旋反向。因此，实现了自旋的快速恢复。
根据在日本专利公开No.4-21488描述的技术，通过不是有意选择层面的无选择性激励实现应用-90°脉冲和180°脉冲的快速恢复。这不能实现多层面成像，这种多层面成像使如前述的脉冲序列交错并包括多个层面。
根据在美国专利说明书No.6054853中描述的相关技术，通过选择性激励执行应用-90°x脉冲和180°y脉冲的快速恢复。然而，所选择的层面并不是完美的正方形。应用两个有选择性激励脉冲不容易正确地实现快速恢复。
此外，由于应用180°y脉冲引起的自旋的反向次数为奇数值。如果由于应用180°y脉冲使自旋反向的程度有误差，则自旋不能恢复到沿x-y平面准确地面对。因此，不能很好地实现连续的快速恢复。
发明概述
因此，本发明的一个目的是实现自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统以在磁共振成像的过程中正确地执行快速恢复，在该磁共振成像过程中实施快速自旋回波技术结合反向恢复技术。
(1)在希望解决前述问题的本发明的一方面中，提供一种自旋激励方法，该自旋激励方法用于根据快速自旋回波技术结合反向恢复技术应用通过在成像的对象中的自旋所感应的磁共振信号产生图像。具体地说，施加180°脉冲以激励自旋。此后，当经过了第一时间时，施加第一90°x脉冲以激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加180°y脉冲以激励自旋。此后，当经过了长度为第二时间的两倍的第三时间时，施加180°y脉冲奇数次以顺序地激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加第二90°x脉冲以激励自旋。
(2)在希望解决前述问题的本发明的另一方面中，提供一种磁共振成像方法，该磁共振成像方法用于根据快速自旋回波技术结合反向恢复技术应用通过在成像的对象中的自旋所感应的磁共振信号产生图像。具体地说，施加180°脉冲以激励自旋。此后，当经过了第一时间时，施加第一90°x脉冲以激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加180°y脉冲以激励自旋。此后，当经过了长度为第二时间的两倍的第三时间时，施加180°y脉冲奇数次以顺序地激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加第二90°x脉冲以激励自旋。在第三时间中读取自旋回波，并且基于该自旋回波产生图像。
(3)在希望解决前述问题的本发明的另一方面中，提供一种磁共振成像系统，该磁共振成像系统根据快速自旋回波技术结合反向恢复技术应用通过在成像的对象中的自旋所感应的磁共振信号产生图像。该磁共振成像系统主要由自旋激励装置、回波读取装置和图像产生装置组成。自旋激励装置以应用180°脉冲激励自旋。此后，当经过了第一时间时，自旋激励装置施加第一90°x脉冲以激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加180°y脉冲以激励自旋。此后，当经过了长度为第二时间的两倍的第三时间时，自旋激励装置施加180°y脉冲奇数次以顺序地激励自旋。此后，当经过了第二时间时，自旋激励装置施加第二90°x脉冲以激励自旋。在第三时间中回波读取装置读取自旋回波。图像产生装置根据该自旋回波产生图像。
在第(1)至(3)段中所阐述的本发明的这些方面中，施加180°脉冲以激励自旋。此后，当经过了第一时间时，施加第一90°x脉冲以激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加180°y脉冲以激励自旋。此后，当经过了长度为第二时间的两倍的第三时间时，施加180°y脉冲奇数次以顺序地激励自旋。此后，当经过了第二时间时，施加90°x脉冲以激励自旋。由于施加了180°y脉冲所以使自旋反向偶数次，因此返回到沿着xy平面准确地面对。因此，通过随后应用90°x脉冲精确地恢复自旋。
此外，以90°x脉冲单独执行反向恢复。因此，不会产生象常规技术那样由于应用两个选择性激励脉冲所产生的不理想的快速恢复。
为了成功地使弛豫时间相对较长的自旋实现快速恢复，第二90°x脉冲优选应该+90°x脉冲。
为了实现成像同时增强由弛豫时间相对较长的自旋所感应的磁共振信号，第一时间优选应该比用于成像的自旋的极性恢复时间更短。
为了成功地实现其弛豫时间相对较短的自旋的快速恢复，第二90°x脉冲优选应该为-90°x脉冲。
为了实现成像同时增强由弛豫时间相对较短的自旋所感应的磁共振信号，第一时间优选应该比用于成像的自旋的极性恢复时间更长。
为了产生断层图像，在所有的时间上激励优选应该是有选择性激励。
为了实现多层面成像，优选在顺序地改变层面的第一时间内的连续的时刻上开始这样的一系列激励：以施加180°脉冲开始的激励开始并以施加第二90°x脉冲开始的激励结束。
根据本发明，提供了这样的自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统：在实施快速自旋回波技术结合反向恢复技术的磁共振成像的过程中能够严格地实现快速恢复。
通过在附图中所示的本发明的优选实施例的描述，将会清楚本发明的进一步目的和优点。
附图概述
附图1所示为说明根据本发明的优选实施例磁共振成像系统的实例的方块图。
附图2所示为说明根据本发明的优选实施例磁共振成像系统的实例的方块图。
附图3所示为在磁共振成像中应用的脉冲序列的实例。
附图4所示为说明施加RF脉冲激励的自旋的特性的概念图。
附图5所示为说明施加RF脉冲激励的自旋的特性的概念图。
附图6所示为在多层面成像中应用的脉冲序列的实例。
附图7所示为常规的RF脉冲的脉冲序列。
附图8所示为常规的RF脉冲的脉冲序列。
本发明的详细描述
参考附图描述本发明的实施例。附图1所示为磁共振成像系统的方块图。该系统是本发明的实施例的实例。该系统结构提供了根据本发明的实施例的磁共振成像系统的实例。该系统的操作提供了根据本发明的实施例的磁共振成像方法的实例。
如图所示，该系统包括磁体系统100。磁体系统100主要由主磁场线圈组件102、梯度线圈组件106和射频(RF)线圈组件108组成。这些线圈组件基本为圆柱形并相互同轴设置。在成像对象1躺在托架500上时通过输送装置(未示)将成像对象1送入磁体系统100的基本为圆柱形孔中或从中送出。
主磁场线圈组件102在磁体系统100的孔中形成静止磁场。该静止磁场的方向基本平行于对象1的身体轴线方向。即，该主磁场线圈组件102形成所谓的水平磁场。主磁场线圈组件102可以例如由超导体形成。可替换的是，主磁场线圈组件102也可以以普通导体等实现。
梯度线圈组件106产生在三个相互垂直的轴(即层选轴、相位编码轴和频率编码轴)上取向的三个磁场梯度，这三个磁场梯度给静止磁场的强度提供了梯度。
假设在静止磁场的空间中的相互垂直的坐标轴为x，y和z轴，则在这些轴中的任一轴都可以看作层选轴。在这种情况下，在其余的两个轴中的任一轴都可以看作相位编码轴，而另一轴可以看作频率编码轴。此外，层选轴、相位编码轴和频率编码轴都可以相对于x，y和z轴任意倾斜，但同时仍然保持相互垂直。在本系统中，对象1的身体轴线方向应该作为z-轴方向。
在层选轴的方向上取向的磁场梯度称为层选磁场梯度。在相位编码轴的方向上取向的磁场梯度称为相位编码磁场梯度。在频率编码轴的方向上取向的磁场梯度称为读出磁场梯度。为了产生这些磁场梯度，梯度线圈组件106包括三个梯度线圈(未示)。在下文中梯度磁场可以简单地称为梯度。
RF线圈组件108在静止磁场的空间中产生用于激励在对象1的身体中的自旋的射频磁场。在下文中将形成射频磁场称为发射RF激励信号。此外，RF激励信号还可以称为RF脉冲。RF线圈组件108接收由所激励的自旋所产生的电磁波即磁共振信号。
RF线圈组件108包括发射线圈和接收线圈(在该附图中没有示出)。发射线圈和接收线圈可以以一个线圈实现或各自以专用的线圈实现。
梯度驱动单元130连接到梯度线圈组件106。梯度驱动单元130将驱动信号施加到梯度线圈组件106，由此使梯度线圈组件106产生梯度磁场。梯度驱动单元130包括与并入在梯度线圈组件106中的三个梯度线圈相关联的三个驱动电路(在该附图中没有示出)。
RF驱动单元140连接到RF线圈组件108。RF驱动单元140将驱动信号施加到RF线圈组件108，由此发射RF脉冲以激励在对象1的体内的自旋。
数据采集单元150连接到RF线圈组件108。数据采集单元150对通过RF线圈组件108中所接收的信号进行采样并以数字数据的形式采集该信号。
控制单元160分别连接到梯度驱动单元130、RF驱动单元140和数据采集单元150。控制单元160分别控制梯度驱动单元130、RF驱动单元140和数据采集单元150以进行成像。
RF线圈组件108、RF驱动单元140和控制单元160构成了在本发明中应用的自旋激励装置的实例。梯度线圈组件106、梯度驱动单元130、RF线圈组件108、数据采集单元150和控制单元160构成了在本发明中应用的回波读取装置的实例。控制单元160是在本发明中应用的控制装置的实例。
控制单元160例如以计算机实现。控制单元160包括存储器(未示)。描述给定到控制单元160的指令的程序和各种数据项都存储在存储器。当计算机运行存储在存储器中的程序时实现控制单元160的能力。
数据采集单元150的输出端连接到数据处理单元170。通过数据采集单元150所采集的数据传输到数据处理单元170。数据处理单元170例如以计算机实现。数据处理单元170包括存储器(未示)。描述给定到数据处理单元170的程序和各种数据项都存储在存储器中。
数据处理单元170连接到控制单元160。数据处理单元170比控制单元160的等级高并控制控制单元160。当数据处理单元170运行存储在存储器中的程序时实现本系统的设备。
数据处理单元170将数据采集单元150中所采集的数据存储在存储器中。数据空间保存在存储器中。该数据空间提供二维傅立叶(Fourier)空间。傅立叶空间应该称为k-空间。数据处理单元170对在k-空间中的数据进行二维反向傅立叶变换，由此重构对象1的图像。数据处理单元170是在本发明中应用的图像产生装置的实例。
显示装置180和操作面板190连接到数据处理单元170。以图像显示器等实现显示装置180。以具有指点设备的键盘实现操作面板190。
在显示装置180上显示通过数据处理单元170所提供的各种信息项和所重构的图像。用户操纵操作面板190并将在操作面板190上输入的各种指令和信息项传输到数据处理单元170。用户通过显示装置180和操作面板190可以交互地操作本系统。
附图2所示为另一种类型的磁共振成像系统的方块图。在附图2中所示的磁共振成像系统是本发明的实施例的实例。该系统的结构提供了根据本发明的实施例的磁共振成像系统的实例。该系统的操作提供了根据本发明的实施例的磁共振成像方法的实例。
本系统包括不同于在附图1中所示的系统的类型的磁体系统100′，除了磁体系统100′以外其它的部件与在附图1中所示的部件相同，相同的标号表示相同的部件，因此省略了这些部件的描述。
磁体系统100′包括主磁场磁体组件102′、梯度线圈组件106′和RF线圈组件108′。每个主磁场磁体组件102′和线圈组件都由一对单元组成，该单元对彼此相对并在其间具有空间。此外，每个单元都基本为盘形并共享一个中心轴。借助于没有示出的输送装置，将躺在托架500上的对象1送入到磁体系统100′的孔中或从该孔中送出。
主磁场磁体组件102′在磁体系统100′的孔中形成静止磁场。该静止磁场的方向大致与对象1的身体轴线方向正交。该主磁场磁体组件102′形成所谓的垂直磁场。主磁场磁体组件102′例如以永磁体实现。然而，主磁场磁体组件102′并不限于永磁体。可替换的是，可以以超导磁体或普通的导电磁体实现主磁场磁体组件102′。
梯度线圈组件106′产生在三个相互垂直的轴(即层选轴、相位编码轴和频率编码轴)上取向的三个磁场梯度，这三个磁场梯度中的每个磁场梯度都给静止磁场的强度增加了梯度。
假设在静止磁场的空间中的相互垂直的坐标轴为x，y和z轴，在这些轴中的任一轴都可以看作层选轴。在这种情况下，在其余两个轴中的任一轴都可以看作相位编码轴，而另一轴可以看作频率编码轴。此外，层选轴、相位编码轴和频率编码轴可以相对于x，y和z轴任意倾斜，但同时仍然保持彼此垂直。在本系统中，对象1的身体轴线方向应该作为z-轴方向。
在层选轴的方向上取向的磁场梯度称为层选磁场梯度。在相位编码轴的方向上取向的磁场梯度称为相位编码磁场梯度。在频率编码轴的方向上取向的磁场梯度称为读出磁场梯度。为了产生这些磁场梯度，梯度线圈组件106′包括三个梯度线圈(未示)。
RF线圈组件108′在静止磁场的空间中发射RF激励信号，该RF激励信号用于激励在对象1中的自旋。RF线圈组件108′接收由所激励的自旋感应的磁共振信号。
RF线圈组件108′包括发射线圈和接收线圈(未示)。发射线圈和接收线圈可以以一个线圈实现或各自以专用的线圈实现。
RF线圈组件108′、RF驱动单元140和控制单元160构成了在本发明中应用的自旋激励装置的实例。梯度线圈组件106′、梯度驱动单元130、RF线圈组件108′、数据采集单元150和控制单元160构成了在本发明中应用的回波读取装置的实例。控制单元160是在本发明的实施例中应用的控制装置的实例。
下文描述本系统的操作。附图3示意性地示出了适合于在附图1或附图2中所示的系统中执行的磁共振信号的采集的脉冲序列。该脉冲序列是为结合反向恢复技术的快速自旋回波技术设计的一种脉冲序列。
参考附图3，(1)所示为RF脉冲。(2)、(3)、(4)和(5)所示分别为层选磁场梯度Gs、读出磁场梯度Gr、相位编码磁场梯度Gp和自旋回波MR。脉冲序列沿时间轴t从左向右行进。
如图所示，首先，施加180°x脉冲以使自旋反向，即使自旋反转。下文中，将180°x脉冲称为反向脉冲。在施加反向脉冲的同时，施加层选磁场梯度Gs1以选择预定的层面并使在该层面中的自旋反向。
当使自旋反向时，通过自旋所表现出的纵向磁化与静止磁场的方向相反。在下文中，将与静止磁场的方向相反地取向的纵向磁化称为负纵向磁化。负纵向磁化随着时间改变以恢复最初正确地取向的纵向磁化。在下文中，将正确地取向的纵向磁化称为正纵向磁化。在从负纵向磁化到正纵向磁化的恢复的过程中，纵向磁化的值从负值经过零改变到正值。在本说明书中，从使自旋反向的时刻到自旋所具有的磁化值越过零的时间称为自旋的极性恢复时间。
当从自旋反向经过了预定的时间TI时，施加90°x脉冲激励自旋以使它们相对于x轴翻转90°。预定的时间TI是反向时间。当激励自旋以使其相对于x轴旋转90°时，施加层选磁场梯度Gs2。选择相同的层面进行激励。因此，使所恢复的纵向磁化相对于x轴旋转90°。这就导致了横向磁化，即与xy平面成直角的磁化。
当从激励自旋使其相对于x轴旋转90°起经过了预定的时间esp时，施加180°y脉冲以使自旋反向。这时，施加层选磁场梯度Gs3以选择在相同的层面中的自旋进行反向。
在使自旋反向之后，以预定的时间esp的间隔施加180°y脉冲许多次以使自旋反向。当使自旋反向时，施加层选磁场梯度Gs4、GS5或GS6以进行有选择性反向。在每次选择相同的层面以使在其中的自旋反向。
以时间esp的间隔使自旋反向的次数为奇数值。在此，次数为3次。然而，次数并不限于3次。施加包括在90°x脉冲之后通过施加180°y脉冲开始的反向以进行激励，使自旋执行偶数次反向。在此，偶数次为4次。无须说明的是，偶数次数并不限于4次。
当从最后的自旋反向起经过了预定的时间esp的一半时，施加90°x脉冲以激励自旋并使自旋相对于x轴旋转90°。在这时，施加层选磁场梯度Gs7以选择相同的层面以进行有选择性的激励。应用90°x脉冲的激励产生了自旋的快速恢复。为什么实现快速恢复的原因将在下文中描述。
在以应用90°x脉冲开始的第一激励和应用180°y脉冲的激励之间，施加读出磁场梯度Gr0以使位于频率编码轴上的自旋去相。在以应用180°y脉冲开始的激励之间，施加读出磁场梯度Gr1、Gr2和Gr3以使自旋复相，然后再使它们去相。因此，读出自旋回波MR1、MR2和MR3。在应用180°y脉冲的最后激励和应用90°x脉冲的最后激励之间，施加读出磁场梯度Gr4以使自旋复相。
在施加读出磁场梯度Gr1、Gr2或Gr3之前和之后，施加相位编码磁场梯度Gp1和Gp1′、Gp2和Gp2′或Gp3和Gp3′以开始和停止相位编码。使相位编码开始或结束的磁场梯度对具有相同的绝对值但符号相反。在不同对之间的绝对值不同。
每个自旋回波MRi(这里i表示1，2，3，等)相对于回波中间具有对称的波形。在自旋回波的中间的时间间隔是预定的时间esp或回波空间。通过数据采集单元150将自旋回波MRi采集为视图数据。
以重复时间TR的间隔重复施加前述的脉冲序列预定次。每次重复脉冲序列，改变相位编码磁场梯度的方向。这产生了表示在不同的方向上的自旋分布的64至256个视点的视图数据项。将由此所采集的视图数据记录在数据采集单元170的存储器中的k-空间中。
对在k-空间中的数据进行二维反向傅立叶变换，由此产生了在实际空间中的二维图像数据(即，所重构的图像)。该图像显示在显示装置180上。
下文描述应用前述的脉冲序列实现的自旋的快速恢复。附图4所示为应用RF脉冲激励的自旋的特性的概念图。参考附图4，(1)所示为RF脉冲，(2)所示为在旋转参考系中应用箭头表示的自旋特性。
如图所示，在时刻t0上施加反向脉冲的激励使自旋具有负纵向磁化。具有负纵向磁化的自旋随着时间的经过恢复以具有正纵向磁化。
假设自旋的极性恢复时间比反向时间TI更长，则自应用反向时间经过了TI时，正在恢复的自旋仍然具有负纵向磁化。当在时刻t1上以90°x脉冲激励自旋时，自旋相对于x轴旋转90°。假设由于施加+90°x脉冲的激励所引起的自旋的90°翻转表示为90°顺时针旋转，则自旋朝左取向，如附图4所示。因此，自旋具有垂直于xy平面的磁化，即横向磁化。
在紧跟通过施加90°x脉冲激励自旋之后，自旋与y轴对准。这些自旋是一组无数个自旋。通过在施加90°x脉冲的激励之后施加读出磁场梯度Gr0，自旋的旋转速度彼此不相同。因此，具有较高的旋转速度的自旋超前于其它的自旋，而同时具有较低的旋转速度的其它自旋滞后。这就在自旋之间产生了相位差。相位差随着梯度应用时间的经过而增加。这种现象称为去相。
相位差表明在xy平面上在自旋之间的取向上的差别。现在，以实线箭头表示具有最高的旋转速度的自旋的取向，而以虚线箭头表示具有最低的旋转速度的自旋的取向。此外，在相位方面一个自旋超前于另一自旋的方向应该为顺时针方向，而在相位方面一个自旋滞后于另一自旋的方向应该为逆时针方向。
假设紧接在施加第一180°y脉冲的时刻t2之前，快速自旋和慢速自旋在它们之间具有如在附图4中所示的相位差。通过在时刻t2上施加180°y脉冲，所有的自旋相对于y轴改变它们的取向180°。因此，在xy平面上快速自旋的位置和慢速自旋的位置交换。最后，快速自旋和慢速自旋的关系如在附图4中所示。
在施加读出磁场梯度Gr1时，甚至在快速和慢速自旋的位置交换之后，快速自旋连续地使相位在顺时针方向上变化，而慢速自旋连续地使相位在逆时针方向上变化。在自旋之间的相位差降低。这种现象称为复相。
降低的相位差在时刻t3时变为零，即所谓的再聚焦。在相位差再聚焦时，自旋的取向与在时刻t1上通过施加90°x脉冲激励自旋时所实现的自旋的取向相同。
在经过再聚焦状态之后，在快速自旋和慢速自旋之间的相位差开始增加(去相)。在紧接施加第二180°y脉冲的时刻t4之前，在快速自旋和慢速自旋之间的相位差变得如附图4所示。通过在时刻t4上施加180°y脉冲，在xy平面上快速自旋的位置和慢速自旋的位置交换。
此后，自旋也象上面所述一样地表现。在紧接时刻t9之前，通过施加读出磁场梯度Gr4对相位差进行再聚焦。因此，自旋的取向变得与在应用90°x脉冲激励自旋时的时刻t1所到达的取向相同。
在时刻t9时，通过施加90°x脉冲激励自旋。因此，自旋顺时针改变其取向90°，因此具有正纵向磁化。因此，实现了自旋的快速恢复。
为了激励自旋以便恢复，单独施加90°x脉冲。因此，不会产生不良的快速恢复，虽然在综合应用-90°x脉冲和180°x脉冲进行快速恢复所需的激励时通常发生这种不良的快速恢复。此外，由于不需要180°x脉冲，所以可以缩短恢复所需的时间。
此外，当通过施加180°y脉冲使自旋反向时，在每偶数次激励时恢复自旋。即使由于不良的180°y脉冲引起在每次所进行的自旋反向不理想时，由于偶数次反向使得自旋仍然能够返回到在反向之前所达到的状态。没有被反向的自旋具有与xy平面成直角的横向磁化。当自旋反向偶数次同时应用180°y脉冲激励时，自旋恢复从而完全具有与xy平面成直角的横向磁化。
现在，描述每个RF脉冲的相位。以下标90表示第一90°x脉冲，以下标180表示每个180°y脉冲，并以下标FR表示最后90°x脉冲。在距静止磁场的中心(即磁体中心)距离sloc的层面中所观察到的脉冲的中心频率的偏差Δf表示如下：
Δf90＝γ×g90×sloc                               (1)
Δf180＝γ×g180×sloc                              (2)
ΔfFR＝γ×gFR×sloc                               (3)
这里g表示通过层选磁场梯度给定的梯度，γ表示旋磁比。
因此，在第一90°x脉冲和180°y脉冲之间的相位差ΔP和在180°y脉冲和最后90°x脉冲之间的相位差ΔP表示如下：
ΔP90-180＝2π(Δf90×t90-Δf180×t180)           (4)
ΔP180-FR＝2π(Δf180×t180-ΔfFR×tFR)           (5)
这里t表示每个RF脉冲的应用时刻开始到RF脉冲达到峰值的时刻的时间。
因此，RF脉冲的相位P表示如下；
P90＝-Δ90-180                                      (6)
P180＝π/2                                          (7)
PFR＝Δ180-FR                                       (8)
前述的快速恢复适合于极性恢复时间比反向时间TI更长的自旋的可视化，即适合于其纵向弛豫时间T1相对较长的自旋的可视化。这种自旋例如为处于水中的自旋。
为了可视化在水中的自旋，将反向时间TI设定为与在脂肪中的自旋的极性恢复时间相同的值。因此，产生了单独再现水而不再现脂肪的图像。
附图5所示为一种脉冲序列，该脉冲序列是为了可视化极性恢复时间短于其反向时间TI的自旋(即其纵向弛豫时间T1相对较短的自旋)而为执行快速恢复而设计的。
参考附图5，(1)所示为RF脉冲。(2)和(3)所示为在旋转参考系中的自旋的特性。(2)所示为其纵向弛豫时间T1相对较短的自旋的特性。(3)所示为其纵向弛豫时间T1相对较长的自旋的特性。这种脉冲序列在如下方面不同于在附图4中所示的脉冲序列：为进行激励而施加的最后90°x脉冲是-90°x脉冲。
其纵向弛豫时间T1相对较短的自旋在经过了反向时间TI之后具有正纵向磁化，如在(2)中所示。当在时刻t1上通过施加90°x脉冲进行激励时，自旋相对于x轴旋转90°并朝右取向。因此，自旋具有与xy平面成直角的横向磁化。在时刻t2、t4、t6和t8上给自旋施加180°y脉冲。通过每次施加180°y脉冲，自旋相对于y轴改变其取向180°。在时刻t9上，通过施加-90°x脉冲激励自旋。因此，自旋逆时针改变其取向90°，并具有正纵向磁化。因此，实现了快速恢复。
相反，在经过了反向时间TI之后，其纵向弛豫时间T1相对较长的自旋仍然具有如在附图中的(3)所示的负纵向磁化。当在时刻t1上通过施加90°x脉冲进行激励时，自旋相对于x轴旋转90°并朝左取向。因此，该自旋具有与xy平面成直角的横向磁化。在时刻t2、t4、t6和t8上给自旋施加180°y脉冲。通过每次施加180°y脉冲，自旋相对于y轴改变其取向180°。在时刻t9上施加-90°脉冲激励自旋，由此自旋逆时针地改变其取向90°并具有负纵向磁化。
抑制由具有负纵向磁化的自旋所感应的磁共振信号。即，通过采用前述的脉冲序列可以抑制由其纵向弛豫时间T1较长的自旋所感应的磁共振信号。该脉冲序列适合于流体衰减的反向恢复(FLAIR)技术，在这种技术中抑制流体所感应的信号以产生具有更高的对比度的再现软组织的图像。
在前述的情况中，以如下的方式表示RF脉冲的相位P：
P90＝-ΔP90-180                              (9)
P180＝π/2                                   (10)
PFR＝π+ΔP180-FR                            (11)
以施加RF脉冲开始的激励总是有选择性的激励。因此，如在附图6中所示，随着顺序地改变层面在反向时间TI内的连续的时刻上可以开始前述的激励序列许多次。这使得能够进行多层面成像。顺便指出，在附图5中所示的所有的脉冲序列包括在附图3中所示的磁场梯度Gs、Gr和Gp以及自旋回波MR，虽然磁场梯度和自旋回波没有示出。
基于优选实施例的实例已经描述了本发明。在不脱离本发明的技术范围的前提下在本发明所属的技术领域中的普通技术人员能够进行各种改变和替换。因此，本发明的技术范围不仅包括前述的实施例的实例而且也包括符合权利要求的所有实施例。
在不脱离本发明的精神范围的前提下可以构造出许多不同的实施例。应该理解的是本发明并不限于在说明书中所描述的特定的实施例，而是以所附加的权利要求来限定。

Claims (20)

1.一种自旋激励方法，该自旋激励方法用于根据快速自旋回波技术结合反向恢复技术应用通过在成像的对象中的自旋所感应的磁共振信号产生图像，该方法包括如下的步骤：
通过施加180°脉冲激励自旋；
在经过了第一时间后通过施加第一90°x脉冲激励自旋；
在经过了第二时间后通过施加180°y脉冲激励自旋；
在经过了长度为第二时间的两倍的第三时间后通过施加180°y脉冲奇数次激励自旋；以及
在经过了第二时间后通过施加第二90°x脉冲激励自旋。
2.根据权利要求1所述的自旋激励方法，其中第二90°x脉冲是+90°x脉冲。
3.根据权利要求2所述的自旋激励方法，其中第一时间比用于成像的自旋的极性恢复时间更短。
4.根据权利要求1所述的自旋激励方法，其中第二90°x脉冲是-90°x脉冲。
5.根据权利要求4所述的自旋激励方法，其中第一时间比用于成像的自旋的极性恢复时间更长。
6.根据权利要求1所述的自旋激励方法，其中激励总是有选择性的激励。
7.一种磁共振成像方法，该磁共振成像方法用于根据快速自旋回波技术结合反向恢复技术应用通过在成像的对象中的自旋所感应的磁共振信号产生图像，该方法包括如下的步骤：
通过施加180°脉冲激励自旋；
在经过了第一时间后通过施加第一90°x脉冲激励自旋；
在经过了第二时间后通过施加180°y脉冲激励自旋；
在经过了长度为第二时间的两倍的第三时间后，通过施加180°y脉冲奇数次激励自旋；
在经过了第二时间后通过施加第二90°x脉冲激励自旋。
在第三时间期间读出自旋回波，以及
根据回波产生图象。
8.根据权利要求7所述的磁共振成像方法，其中第二90°x脉冲是+90°x脉冲。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像方法，其中第一时间比用于成像的自旋的极性恢复时间更短。
10.根据权利要求7所述的磁共振成像方法，其中第二90°x脉冲是-90°x脉冲。
11.根据权利要求10所述的磁共振成像方法，其中第一时间比用于成像的自旋的极性恢复时间更长。
12.根据权利要求7所述的磁共振成像方法，其中激励总是有选择性的激励。
13.根据权利要求12所述的磁共振成像方法，其中在顺序地改变层面的第一时间内的连续的时刻上多次开始这样的一系列激励：该激励系列以施加180°脉冲开始的激励开始并以施加第二90°x脉冲开始的激励结束。
14.一种磁共振成像系统，该磁共振成像系统根据快速自旋回波技术结合反向恢复技术应用通过在成像的对象中的自旋所感应的磁共振信号产生图像，该系统包括：
自旋激励装置，该自旋激励装置用于应用180°脉冲激励自旋，在经过了第一时间后通过施加第一90°x脉冲激励自旋，在经过了第二时间后通过施加180°y脉冲激励自旋，在经过了长度为第二时间的两倍的第三时间后通过施加180°y脉冲奇数次顺序地激励自旋，以及在经过了第二时间后通过施加第二90°x脉冲激励自旋；
在第三时间中用于读取自旋回波的回波读取装置；以及
根据该自旋回波产生图像的图像产生装置。
15.根据权利要求14所述的磁共振成像系统，其中第二90°x脉冲是+90°x脉冲。
16.根据权利要求15所述的磁共振成像系统，其中第一时间比用于成像的自旋的极性恢复时间更短。
17.根据权利要求14所述的磁共振成像系统，其中第二90°x脉冲是-90°x脉冲。
18.根据权利要求17所述的磁共振成像系统，其中第一时间比用于成像的自旋的极性恢复时间更长。
19.根据权利要求14所述的磁共振成像系统，其中激励总是有选择性的激励。
20.根据权利要求19所述的磁共振成像系统，进一步包括在顺序地改变层面的第一时间内的连续的时刻上多次开始一系列激励的控制装置，该激励系列以施加180°脉冲开始的激励开始并以施加第二90°x脉冲开始的激励结束。
CNB021409242A 2001-07-10 2002-07-10 自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统 Expired - Fee Related CN1215339C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2001208916A JP2003038456A (ja) 2001-07-10 2001-07-10 スピン励起方法、磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置
JP208916/2001 2001-07-10

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1396460A CN1396460A (zh) 2003-02-12
CN1215339C true CN1215339C (zh) 2005-08-17

Family

ID=19044653

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNB021409242A Expired - Fee Related CN1215339C (zh) 2001-07-10 2002-07-10 自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6771069B2 (zh)
JP (1) JP2003038456A (zh)
KR (1) KR100459100B1 (zh)
CN (1) CN1215339C (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103323800A (zh) * 2012-03-20 2013-09-25 西门子公司 用于运行磁共振系统的方法和控制装置

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005523052A (ja) * 2002-04-16 2005-08-04 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ Ｔ１強調マルチエコー磁気共鳴撮像法
JP4576534B2 (ja) * 2006-03-28 2010-11-10 国立大学法人 筑波大学 磁気共鳴イメージング装置および撮像方法
JP5121219B2 (ja) * 2006-12-07 2013-01-16 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 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
CN101518445B (zh) * 2008-02-29 2011-06-01 西门子（中国）有限公司 基于反转恢复技术的水脂分离成像方法及系统
JP6139119B2 (ja) * 2012-01-13 2017-05-31 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
US10261146B2 (en) * 2014-05-21 2019-04-16 Aspect Imaging Ltd. Unipolar fast spin echo for permanent magnet MRI
US11300531B2 (en) 2014-06-25 2022-04-12 Aspect Ai Ltd. Accurate water cut measurement
CN105433944B (zh) * 2014-07-31 2018-07-03 西门子公司 用于获取对象的磁共振数据的方法及装置
US11105875B2 (en) 2016-09-12 2021-08-31 Aspect Imaging Ltd. Simultaneously frequency- and phase-shifted NMR signals and improved NMR signal analysis
US10345251B2 (en) 2017-02-23 2019-07-09 Aspect Imaging Ltd. Portable NMR device for detecting an oil concentration in water

Family Cites Families (37)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6024463A (ja) * 1983-07-20 1985-02-07 Toshiba Corp 核磁気共鳴映像法
US4694250A (en) * 1985-02-27 1987-09-15 Yokogawa Electric Corporation Nuclear magnetic resonance imaging device
DE3514530A1 (de) * 1985-04-22 1986-10-23 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Kernspinresonanzgeraet
US5055787A (en) * 1986-08-27 1991-10-08 Schlumberger Technology Corporation Borehole measurement of NMR characteristics of earth formations
US5113865A (en) * 1988-04-06 1992-05-19 Hitachi Medical Corporation Method and apparatus for correction of phase distortion in MR imaging system
US5629624A (en) * 1990-06-29 1997-05-13 The Regents Of The University Of California Switched field magnetic resonance imaging
DE4037381C2 (de) * 1990-11-23 1995-03-09 Bruker Medizintech Verfahren zum Anregen einer Probe für die NMR-Tomographie
US5189371A (en) * 1991-08-08 1993-02-23 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method and means for magnetic resonance imaging and spectroscopy using two-dimensional selective adiabatic PI pulses
JP3212644B2 (ja) * 1991-10-08 2001-09-25 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置
JP3276669B2 (ja) 1992-05-29 2002-04-22 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US5281917A (en) * 1992-08-05 1994-01-25 Wisconsin Alumni Research Foundation Off-resonance spin-locking for enhanced tumor contrast in NMR imaging
US5404882A (en) * 1992-08-05 1995-04-11 Wisconsin Alumni Research Foundation Adiabatic off-resonance spin-locking for enhanced tumor contrast in NMR imaging
JP3359938B2 (ja) * 1992-08-26 2002-12-24 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
JP3341914B2 (ja) * 1993-01-08 2002-11-05 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒ装置及びプレパレーションパルスの印加方法
US5497773A (en) 1993-03-12 1996-03-12 Kabushiki Kaisha Toshiba Nuclear magnetic resonance imaging with patient protection against nerve stimulation and image quality protection against artifacts
US5677626A (en) 1993-04-27 1997-10-14 Kabushiki Kaisha Toshiba System for magnetic resonance imaging
JP3483947B2 (ja) * 1993-10-14 2004-01-06 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US6023634A (en) 1995-03-20 2000-02-08 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging using mutual interaction between different kinds of pools of nuclear spins
US5655531A (en) * 1995-05-15 1997-08-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University MRI method and apparatus for selective image suppression of material based on T1 and T2 relation times
US5588431A (en) * 1995-08-17 1996-12-31 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Inversion recovery MRI
US5657757A (en) * 1995-08-17 1997-08-19 General Electric Company Interleaved MR spectroscopy and imaging with dynamically changing acquisition parameters
JP3348572B2 (ja) * 1995-08-21 2002-11-20 株式会社島津製作所 Ｍｒイメージング装置
JP3569066B2 (ja) 1996-03-21 2004-09-22 株式会社東芝 傾斜磁場パルスの設定方法および磁気共鳴イメージング装置
JP3544782B2 (ja) 1996-04-16 2004-07-21 株式会社東芝 磁気共鳴診断装置
US5742163A (en) * 1996-04-26 1998-04-21 Picker International, Inc. Magnetic resonance scan calibration and reconstruction technique for multi-shot, multi-echo imaging
IL119233A0 (en) 1996-09-10 1996-12-05 Elscint Ltd Frequency selective pulse
JP4101300B2 (ja) 1996-12-23 2008-06-18 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スペクトロスコピー磁気共鳴画像化方法及び装置
JP4040742B2 (ja) * 1997-03-28 2008-01-30 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
JPH1133012A (ja) 1997-07-16 1999-02-09 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置及び撮像方法
US6144201A (en) 1997-12-26 2000-11-07 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging utilizing ECG gating technique
JP2002519165A (ja) 1998-07-02 2002-07-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スプリアスの磁気信号が原因による磁気共鳴信号における人工物を減少させる方法
JP3236274B2 (ja) 1999-06-24 2001-12-10 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 選択励起装置および磁気共鳴撮像装置
US6294913B1 (en) 1999-11-22 2001-09-25 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Compensation of variations in polarizing magnetic field during magnetic resonance imaging
JP2001258863A (ja) * 2000-03-10 2001-09-25 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒイメージング方法およびｍｒｉ装置
US6320378B1 (en) 2000-03-31 2001-11-20 Brigham & Women's Hospital Continuous magnetic resonance line-scan imaging in the presence of motion and varying magnetic field inhomogeneities within the field of view
US6393313B1 (en) 2000-08-23 2002-05-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Producing a phase contrast MR image from a partial Fourier data acquisition
JP2002102200A (ja) 2000-09-26 2002-04-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴信号獲得方法および装置、記録媒体並びに磁気共鳴撮影装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103323800A (zh) * 2012-03-20 2013-09-25 西门子公司 用于运行磁共振系统的方法和控制装置

Also Published As

Publication number Publication date
KR20030007062A (ko) 2003-01-23
JP2003038456A (ja) 2003-02-12
KR100459100B1 (ko) 2004-12-03
US6771069B2 (en) 2004-08-03
CN1396460A (zh) 2003-02-12
US20030011367A1 (en) 2003-01-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1215339C (zh) 自旋激励方法、磁共振成像方法和磁共振成像系统
CN1278647C (zh) 磁场非均匀性测量方法和设备,相位校正方法和设备,以及磁共振成像设备
CN1130570C (zh) 磁共振成象方法和装置
CN1229076C (zh) 利用快速自旋回波采集的多切片和多角度磁共振成像
CN1745705A (zh) 磁共振影像生成方法和磁共振成像装置
CN1247151C (zh) 磁共振成像系统
CN101034153A (zh) 基于梯度回波序列的磁共振成像方法及设备
CN1102320A (zh) 梯度和自旋回波磁共振成像中的重影抑制
JPH0549611A (ja) 磁気共鳴映像装置
CN101044979A (zh) 磁谐振成像设备和rf线圈
CN1920592A (zh) 相位分布及相位校正方法和装置以及磁共振成像方法和装置
CN1196940C (zh) 磁共振信号获取方法及装置、记录媒体和磁共振成像装置
CN1232220C (zh) 俘获磁共振信号的方法和装置及应用该方法和装置的磁共振成像系统
CN1192245C (zh) 磁共振成象方法和装置
CN1355425A (zh) 磁共振成像方法、三维成像方法和磁共振成像系统
CN1210574C (zh) 相位分布测量及相位校正方法和装置以及磁共振成像装置
CN1286069A (zh) 磁共振信号接收方法和装置以及磁共振成像装置
CN1222244C (zh) 磁谐振信号获取方法、装置和磁谐振图象设备
JP2009160051A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN111721796B (zh) 一种多层激发信号采集方法及系统
CN1486672A (zh) 磁场校正方法、磁场产生设备和磁共振成像设备
CN1281185C (zh) Rf线圈装置和磁共振成像装置
US20140375315A1 (en) Energy-saving method of generating time-varying magnetic gradients for use in mri
CN1192246C (zh) 减小快速自旋回波mr图像中麦克斯韦项后生物的系统和方法
CN1006578B (zh) 减小傅利叶轭式图示法成象误差的方法

Legal Events

Date Code Title Description
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C19 Lapse of patent right due to non-payment of the annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee