DE4035410A1 - Kernspintomographiegeraet mit einer pulssequenz nach dem echoplanarverfahren - Google Patents
Kernspintomographiegeraet mit einer pulssequenz nach dem echoplanarverfahrenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Kernspintomographiegerät, das mit
einer Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren betrieben wird,
wobei je Scan nach einer Anregung ein aus Teilimpulsen mit wech
selnder Polarität zusammengesetzter Auslesegradient und minde
stens ein Phasenkodiergradient eingeschaltet werden, wobei der
Phasenkodiergradient aus Teilimpulsen besteht, die bei jedem
Polaritätswechsel des Auslesegradienten eingeschaltet werden,
wobei die entstehenden Signale digitalisiert und im K-Raum je
Teilimpuls des Auslesegradienten in eine Zeile einer Rohdaten
matrix eingeschrieben werden, wobei die Zeilen nach den durch
den Phasenkodiergradienten bestimmten Phasenfaktoren geordnet
sind.
Eine derartige Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren ist aus
der europäischen Patentschrift 00 76 054 bekannt.
Zur Erläuterung der Problemstellung sind in Fig. 1 die Grundkom
ponenten eines Kernspintomographiegerätes schematisch darge
stellt. Die Spulen 1 bis 4 erzeugen ein magnetisches Grundfeld
B0, in welchem sich bei Anwendung zur medizinischen Diagnostik
der zu untersuchende Körper eines Patienten 5 befindet. Diesem
sind außerdem Gradientenspulen zugeordnet, die zur Erzeugung
unabhängiger, zueinander senkrechter Magnetfeldkomponten der
Richtungen x, y und z gemäß dem Koordinatenkreuz 6 vorgesehen
sind. In der Fig. 1 sind der Übersichtlichkeit halber nur die
Gradientenspulen 7 und 8 gezeichnet, die zusammen mit einem
Paar gegenüberliegender, gleichartiger Gradientenspulen zur
Erzeugung eines x-Gradienten dienen. Die gleichartigen, nicht
eingezeichneten y-Gradientenspulen liegen parallel zum Körper 5
und oberhalb sowie unterhalb von ihm, die für das z-Gradienten
feld quer zu seiner Längsachse am Kopf- und am Fußende.
Die Anordnung enthält außerdem noch eine zur Erzeugung und Auf
nahme der Kernresonanzsignale dienende Hochfrequenzantenne 9.
Die von einer strichpunktierten Linie 10 umgrenzten Spulen 1,
2, 3, 4, 7, 8 und 9 stellen das eigentliche Untersuchungsin
strument dar. Es wird von einer elektrischen Anordnung aus be
trieben, die ein Netzgerät 11 zum Betrieb der Spulen 1 bis 4
sowie eine Gradientenstromversorgung 12, an welcher die Gra
dientenspulen 7 und 8 sowie die weiteren Gradientenspulen lie
gen, umfaßt. Die Hochfrequenzspule 9 ist über einen Signalver
stärker 14 bzw. einen Hochfrequenzsender 15 an einen Prozeß
rechner 17 gekoppelt, an dem zur Ausgabe der Abbildung ein
Bildschirmgerät 18 angeschlossen ist. Die Komponenten 14 und 15
bilden eine Hochfrequenzeinrichtung 16 zur Signalerzeugung und
-aufnahme. Ein Umschalter 19 ermöglicht das Umschalten von Sen
de- auf Empfangsbetrieb.
Der Prinzip der Bilderzeugung nach dem bekannten Echoplanar
(EPI-)verfahren wird im folgenden anhand der Fig. 2 bis 7 näher
erläutert. Eine detailierte Beschreibung findet sich in der be
reits genannten europäischen Patentschrift 00 76 054.
Zu Beginn der Pulssequenz wird ein HF-Anregungspuls RF nach
Fig. 2 unter der Einwirkung eines Schichtselektionsgradienten SS
in z-Richtung auf das Untersuchungsobjekt eingestrahlt. Damit
werden Kernspins in einer Schicht des Untersuchungsobjektes an
geregt. Anschließend wird die Richtung des Gradienten SS inver
tiert, wobei der negative Teil des Gradienten SS die durch den
positiven Teil des Gradienten SS verursachte Dephasierung der
Kernspins rückgängig gemacht.
Nach der Anregung wird ein Phasenkodiergradient PC nach Fig. 4
in y-Richtung und ein Auslesegradient RO nach Fig. 5 in x-Rich
tung eingeschaltet. Der Auslesegradient RO besteht aus einem
Vorimpuls ROV sowie aus den mit 0 bis 5 bezeichneten Teilimpul
sen von wechselnder Polarität. Die Teilimpulse des Auslesegra
dienten RO werden vereinfacht als Rechteckimpulse betrachtet,
in der Praxis wird im allgemeinen eine Sinus-Funktion verwen
det, da dies gerätetechnisch einfacher zur realisieren ist.
Durch die wechselnde Polarität des Auslesegradienten RO werden
die Kernspins im Wechsel dephasiert und wieder rephasiert, so
daß eine Folge von Signalen S nach Fig. 6 entsteht. Dabei werden
nach einer einzelnen Anregung soviele Signale gewonnen, daß der
gesamte Fourier-K-Raum abgetastet wird, d. h. daß die vorliegen
den Informationen zur Rekonstruktion eines vollständigen Schnitt
bildes ausreichen.
Bei jedem Wechsel der Polarität des Auslesegradienten RO wird
der Phasenkodiergradient PC kurzzeitig eingeschaltet. Damit
wird jedesmal die Phasenlage der Kernspins um eine Stufe wei
tergeschaltet. Vor der Auslesesequenz wird ein Vorphasiergra
dient PCV eingeschaltet, dessen Zweck später noch erläutert
wird.
Die entstehenden Kernresonanzsignale S werden im Zeitbereich
abgetastet, digitalisiert und die so gewonnenen numerischen
Werte in eine Rohdatenmatrix eingetragen. Die Rohdatenmatrix
kann man als Meßdatenraum, bei dem im Ausführungsbeispiel vor
liegenden zweidimensionalen Fall als Meßdatenebene betrachten.
Dieser Meßdatenraum wird in der Kernspintomographie im allge
meinen als "K-Raum" bezeichnet.
Die für die Bilderzeugung notwendige Information über die räum
liche Herkunft der Signalbeiträge S ist in den Phasenfaktoren
kodiert, wobei zwischen dem Ortsraum (also dem Bild) und dem
K-Raum mathematisch der Zusammenhang über eine zweidimensionale
Fouriertransformation besteht. Es gilt:
Dabei gelten folgende Definitionen:
γ = gyromagnetisches Verhältnis
Gx(t′) = Momentanwert des Auslesegradienten RO
Gy(t′) = Momentanwert des Phasenkodiergradienten PC.
Gx(t′) = Momentanwert des Auslesegradienten RO
Gy(t′) = Momentanwert des Phasenkodiergradienten PC.
In der in Fig. 7 dargestellten Rohdatenmatrix entsprechen die
Zeilennummern der in Fig. 5 angegebenen Nummer der Teilimpulse
des Auslesegradienten. In Fig. 7 sind der Übersichtlichkeit we
gen lediglich 8 Zeilen dargestellt, in der Praxis ist diese
Zahl wesentlich größer, z. B. 256.
Durch die schrittweise Fortschaltung des Phasenkodiergradienten
PC erfolgt die Abtastung im K-Raum in aufeinanderfolgenden Zei
len, beginnend mit der Zeile 0. Der wechselnden Polarität des
Auslesegradienten RO wird dadurch Rechnung getragen, daß die
Meßwerte in aufeinanderfolgenden Zeilen in entgegengesetzter
Richtung eingeschrieben werden, also z. B. in der Zeile 0 von
links beginnend nach rechts, und in der Zeile 1 von rechts be
ginnend nach links.
Aus der in Fig. 7 dargestellten Rohdatenmatrix wird durch zwei
dimensionale Fouriertransformation eine Bildmatrix gewonnen,
aufgrund derer dann eine Bildrekonstruktion erfolgt. Die Fou
riertransformation liefert dann die besten Ergebnisse, wenn in
der mittleren Zeile (im Ausführungsbeispiel also in der Zeile
4) die dem Signalmaximum zugeordneten Meßwerte stehen. Anson
sten können Bildartefakte entstehen. Dies wird durch eine Vor
phasierung der Kernspins in y-Richtung durch den Impuls PCV
nach Fig. 4 erreicht. Dieser Impuls wird so eingestellt, daß
gerade für die mittlere Zeile (im Ausführungsbeispiel also Zei
le 4) eine Rephasierung erreicht ist.
Zusammenfassend ist also festzustellen, daß beim herkömmlichen
EPI-Verfahren die Reihenfolge der gemessenen Fourierzeilen im
K-Raum vorgegeben ist. Ferner müssen die gemessenen Fourierzei
len wegen des in der Richtung alternierenden Auslesegradienten
alternierend in positiver und negativer Richtung in die Meßma
trix eingetragen wird.
Diese Art der Datenaufnahme hat jedoch zwei wesentliche Nach
teile. Zum einen ist dieses Verfahren wegen des alternierenden
Eintrags in die Meßmatrix anfällig für sogenannten N/2-Geister.
Diese entstehen, wenn sich von Zeile zu Zeile auch nur gering
fügige Abweichungen ergeben. Sie äußern sich darin, daß bei ei
ner Bildmatrix von N×N Punkten das eigentliche Bild um N/2-
Punkte verschoben in positiver und negativer Richtung bezüglich
der Bildmatrixmitte nochmals abgebildet wird, und zwar im all
gemeinen in verschiedener Intensität. Ein zweiter Nachteil be
steht darin, daß die mittleren Meßzeilen im K-Raum bei einer
symmetrisch gemessenen Meßmatrix erst in der Mitte der Auslese
sequenz ausgelesen werden. Diese mittleren Zeilen bestimmen we
sentlich das Signal-zu-Rauschverhältnis (SNR) im Bild. Die FID-
Einhüllende, die sich bei freiem Induktionszerfall ergeben wür
de und die die maximal erreichbare Amplitude der einzelnen
Echos nach Fig. 6 darstellt, klingt nach der Anregung nach der
ebenfalls in Fig. 6 dargestellten Funktion e-t/T₂* ab. Dabei ist
T₂* die Zeitkonstante für den Verlust der Phasenkohäsenz der
Spins unter Berücksichtigung von Magnetfeldinhomogenitäten. Zu
dem Zeitpunkt, zu dem die mittleren Fourierzeilen ausgelesen
werden, ist somit die Signalamplitude gegenüber dem Beginn des
Ausleseintervalls bereits deutlich verringert. Damit wird das
Signal-zu-Rauschverhältnis verschlechtert.
Aufgabe der Erfindung ist es, eine Pulssequenz der eingangs ge
nannten Art so auszugestalten, daß N/2-Geister von vornherein
eliminiert werden und die mittleren Fourierzeilen möglichst
früh nach der Anregung ausgelesen werden.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Teil
impulse des Phasenkodiergradienten eine von Teilimpuls zu Teil
impuls wechselnde Polarität und eine schrittweise zunehmende
Amplituden-Zeit-Fläche aufweist. Da hierbei keine Vorphasierung
notwendig ist, wird die mittlere Fourierzeile aus den Meßwerten
des ersten Echosignals, d. h. unmittelbar nach dem Anregeimpuls,
gebildet, wo das FID-Signal nur geringfügig abgeklungen ist.
Durch die wechselnde Polarität des Phasenkodiergradienten wer
den alle Zeilen oberhalb der mittleren Zeile in einer einheit
lichen ersten Richtung und alle Zeilen unterhalb der Mittelzei
le in einer einheitlichen zweiten, zur ersten entgegengesetzten
Richtung ausgelesen. Somit fällt die Ursache für N/2-Geister
weg.
Vorteilhafterweise nimmt die Amplituden-Zeitfläche der Teilim
pulse des Phasenkodiergradienten in konstanten Schritten zu.
Damit werden auch die Phasenfaktoren um konstante Beträge ver
ändert, was einen konstanten Zeilenabstand im K-Raum bedeutet.
In einer vorteilhaften Ausführungsform wird vor dem ersten
Teilimpuls des Auslesegradienten ein Vorphasierimpuls in Rich
tung des Phasenkodiergradienten eingeschaltet. Damit wird die
mittlere Fourierzeile zwar nicht mehr im ersten Echosignal nach
der Anregung ausgelesen, dafür ist aber der störende Übergang
von den Zeilen einer ersten Ausleserichtung zu den Zeilen einer
entgegengesetzten Ausleserichtung aus der Matrixmitte vorscho
ben und wirkt sich somit weniger auf das Bild aus. Der Vorpha
siergradient kann wesentlich kleiner als beim Stand der Technik
gemacht werden, so daß das Auslesen der mittleren Fourierzeile
in kürzerem Zeitabstand zur Anregung als beim Stand der Technik
erfolgt und somit das Signal-Rauschverhältnis besser bleibt.
In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform werden nur in
einem ersten Teil jeder Pulssequenz zur Signalgewinnung für die
zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix die Teilimpulse des Phasen
kodiergradienten mit wechselnder Polarität und zunehmender Am
plituden-Zeitfläche geschaltet und dann die Teilimpulse mit
konstanter Polarität und Amplituden-Zeitfläche geschaltet. Da
mit wird die notwendige maximale Gradientenamplitude reduziert.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand
der Fig. 8 bis 25 näher erläutert.
Beim ersten Ausführungsbeispiel nach den Fig. 8 bis 13 wird zu
nächst gemäß Fig. 8 ein Hochfrequenzimpuls RF auf die Probe ein
gestrahlt, der durch gleichzeitiges Aufschalten eines Schicht
selektionsgradienten SS gemäß Fig. 9 schichtselektiv wird. Durch
Invertierung des Schichtselektionsgradienten SS in einem zwei
ten Teil des Schichtselektionsgradienten SS wird die im ersten
Teil verursachte Dephasierung der Kernspins wieder rückgängig
gemacht. Anschließend wird ein Auslesegradient RO in negativer
Richtung (ROV) eingeschaltet. Wie beim herkömmlichen Echopla
narverfahren werden anschließend Teilimpulse des Auslesegra
dienten RO mit wechselnder Polarität eingeschaltet. In Fig. 11
sind lediglich fünf Teilimpulse dargestellt. Jeweils zwischen
zwei Teilimpulsen des Auslesegradienten RO wird ein Phasenko
diergradient PC eingeschaltet. Auch diese Phasenkodiergradien
ten weisen wechselnde Polarität auf. Sämtliche Phasenkodier
gradienten weisen eine konstante Länge tPC auf. Der erste Pha
senkodiergradient 1 weist ferner eine Amplitude dGPC auf, bei
den folgenden Phasenkodiergradienten (in Fig. 10 mit 2 bis 6 be
zeichnet) nimmt die Amplitude um jeweils einen Schritt dGPC zu.
Ebenfalls wie beim herkömmlichen Echoplanarverfahren wird das
in Fig. 12 dargestellte Signal unter jedem Teilimpuls des Aus
lesegradienten RO abgetastet und in eine Zeile einer in Fig. 13
dargestellten Meßmatrix geschrieben. Da hierbei jedoch positive
und negative Phasenkodiergradienten PC verwendet werden, ist
nunmehr das dem ersten Teilimpuls 0 des Auslesegradienten RO
zugeordnete Signal der mittleren Fourierzeile zugeordnet. In
Fig. 13 sind die Zuordnungen zwischen den Teilimpulsen 0 bis 5
des Auslesegradienten und den Zeilen der Rohdatenmatrix (auch
als "Fourierzeilen" bezeichnet) mit übereinstimmenden Ziffern
bezeichnet.
Aufgrund der wechselnden Polarität des Phasenkodiergradienten
PC werden die Fourierzeilen abwechselnd in der oberen und in
der unteren Hälfte der Rohdatenmatrix eingetragen. Dabei ergibt
sich, daß die gemessenen Werte für die obere Hälfte der Rohda
tenmatrix in einer einheitlichen ersten Richtung eingetragen
und in der unteren Hälfte der Rohdatenmatrix in einer einheit
lichen, zur ersten entgegengesetzten zweiten Richtung eingetra
gen werden. Im Ausführungsbeispiel werden z. B. die Meßwerte in
der oberen Hälfte der Rohdatenmatrix in negativer Richtung und
in der unteren Hälfte in positiver Richtung eingetragen. Mit
der dargestellten Pulssequenz sind also die eingangs geschil
derten Nachteile des EPI-Verfahrens beseitigt. Die Meßwerte zu
Beginn der Auslesesequenz, bei denen das FID-Signal nur wenig
abgeklungen ist, werden in die Mitte der Rohdatenmatrix einge
tragen. Da die Mitte der Rohdatenmatrix in besonderem Maße das
Signal-Rauschverhältnis bestimmt, wird dieses dadurch verbes
sert. Der Vorphasiergradient, der beim herkömmlichen EPI-Ver
fahren nötig war, um das Maximum des Meßsignales in die Mitte
der Rohdatenmatrix zu bringen, kann entfallen.
Durch die einheitliche Richtung der Eintragung der Meßwerte im
oberen bzw. unteren Bereich der Rohdatenmatrix entfällt die al
ternierende, zu N/2- Geistern führende Einsortierung in die
Rohdatenmatrix.
Als die einzige Diskontinuität bleibt der Übergang in der mitt
leren Zeile, d. h. der Zeile 0 nach der Fig. 13, mit der Eintra
gung der Meßwerte in positive Richtung zur Zeile 1 mit der Ein
tragung der Signale in negative Richtung. Da hiermit die beson
ders signalträchtigen Zeilen 0 und 1 betroffen sind, können
Bildartefakte in Form von Verschmierungen in Phasenkodierrich
tung auftreten.
Um diese zu minimieren, kann, wie beim Ausführungsbeispiel nach
den Fig. 14 bis 19 dargestellt, eine Vorphasierung mit einem Vor
phasierimpuls PCV in Phasenkodierrichtung gemäß Fig. 16 erfol
gen. Ansonsten stimmt die in den Fig. 14 bis 17 dargestellte
Pulssequenz mit der Pulssequenz nach den Fig. 8 bis 12 überein.
Der Vorphasierimpuls PCV kann z. B. die Amplitude 2 dGPC haben.
Damit tritt das in die mittlere Zeile der Rohdatenmatrix einzu
tragende Echosignal mit der höchsten Amplitude unter dem Teil
impuls 4 des Auslesegradienten auf. Dieses Signal ist zwar ge
genüber dem unter dem ersten Teilimpuls 0 auftretenden bereits
etwas abgeschwächt, jedoch weit weniger als beim herkömmlichen
EPI-Verfahren. Dafür erhält man den Vorteil, daß der Übergang
von positiver zu negativer Ausleserichtung der Signale in der
Rohdatenmatrix und damit die Diskontinuität zu den weniger zum
Bildsignal beitragenden, von der Mittelzeile etwas entfernten
Zeilen der Rohdatenmatrix verschoben wird und daher der mögli
che Artefakt verringert wird.
Bei den bisher dargestellten Ausführungsbeispielen sind Phasen
kodiergradienten-Pulse mit sehr hoher Amplitude und sehr kurzer
Dauer notwendig. Die maximal erforderliche Gradientenamplitude
GPC max beträgt bei einer quadratischen Bildgröße
wobei tRO die Zeitdauer eines Teilimpulses des Auslesegradien
ten RO,
tPC die Zeitdauer eines Teilimpulses des Phasenkodier gradienten und
GRO die Amplitude des Auslesegradienten ist.
tPC die Zeitdauer eines Teilimpulses des Phasenkodier gradienten und
GRO die Amplitude des Auslesegradienten ist.
Der kürzere Phasenkodiergradienten-Puls müßte also um den Faktor
1/2 tRO/tPC höher sein als der längere Teilimpuls des Aus
lesegradienten. Dies ist technisch nur mit großem Aufwand zu
realisieren.
Ein Ausführungsbeispiel, bei dem die Anforderungen an die Gra
dientenstromversorgung geringer sind, ist in den Fig. 20 bis 25
dargestellt. Dieses Ausführungsbeispiel unterscheidet sich von
dem nach den Fig. 8 bis 12 dadurch, daß nur die ersten sechs
Phasenkodiergradienten-Pulse alternierendes Vorzeichen und
schrittweise zunehmende Amplitude aufweisen. Anschließend wird
in konventioneller Weise mit Phasenkodiergradienten-Pulsen kon
stanter Amplitude und einheitlicher Polarität fortgefahren. Da
mit werden, wie in Fig. 25 dargestellt, nur die mittleren Zeilen
der Rohdatenmatrix mit einheitlicher Ausleserichtung belegt,
während die weiter unten liegenden Zeilen der Rohdatenmatrix in
herkömmlicher Weise mit alternierender Ausleserichtung belegt
werden. Die oben verbleibenden Zeilen der Rohdatenmatrix werden
mit 0 aufgefüllt. Durch eine Halb-Fourier-Bildrekonstruktion
kann das Fehlen der oberen Zeilen ohne wesentlichen Verlust an
Bildqualität ignoriert werden.
Bei dieser Anordnung wird man die Fortschaltung der Amplitude
der Phasenkodiergradienten-Pulse solange fortführen, wie es die
Gradientenspule und der Gradientenverstärker erlauben und an
schließend in konventioneller Weise mit Phasenkodiergradienten-
Pulsen konstanter Amplitude fortfahren.
Claims (5)
1. Kernspintomographiegerät, das mit einer Pulssequenz nach dem
Echoplanarverfahren betrieben wird, wobei je Scan nach einer
Anregung ein aus Teilimpulsen mit wechselnder Polarität zusam
mengesetzter Auslesegradient (RO) und mindestens ein Phasenko
diergradient (PC) eingeschaltet werden, wobei der Phasenkodier
gradient (PC) aus Teilimpulsen besteht, die bei jedem Polari
tätswechsel des Auslesegradienten (RO) eingeschaltet werden,
wobei die entstehenden Signale digitalisiert und im K-Raum je
Teilimpuls des Auslesegradienten (RO) in eine Zeile einer Roh
datenmatrix eingeschrieben werden, wobei die Zeilen nach den
durch den Phasenkodiergradienten (PC) bestimmten Phasenfaktoren
geordnet sind, dadurch gekennzeichnet,
daß die Teilimpulse des Phasenkodiergradienten (PC) eine von
Teilimpuls zu Teilimpuls wechselnde Polarität und eine schritt
weise zunehmende Amplituden-Zeitfläche aufweisen.
2. Kernspintomographiegerät nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß die Amplituden-Zeitfläche
der Teilimpulse des Phasenkodiergradienten (PC) in konstanten
Schritten zunimmt.
3. Kernspintomographiegerät nach Anspruch 1 oder 2, da
durch gekennzeichnet, daß die Teil
impulse des Phasenkodiergradienten (PC) gleiche Zeitdauer auf
weisen.
4. Kernspintomographiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet, daß vor dem
ersten Teilimpuls des Auslesegradienten (RO) ein Vorphasierim
puls (PVC) in Richtung des Phasenkodiergradienten (PC) einge
schaltet wird.
5. Kernspintomographiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4,
dadurch gekennzeichnet, daß nur in
einem ersten Teil jeder Pulssequenz zur Signalgewinnung für die
zentralen Zeilen der Rohdatenmatrix die Teilimpulse des Phasen
kodiergradienten (PC) mit wechselnder Polarität und zunehmender
Amplituden-Zeitfläche geschaltet werden und daß dann die Teil
impulse mit konstanter Polarität und Amplituden-Zeitfläche ge
schaltet werden.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP89121460 | 1989-11-20 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4035410A1 true DE4035410A1 (de) | 1991-06-20 |
DE4035410C2 DE4035410C2 (de) | 2000-03-16 |
Family
ID=8202143
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4035410A Expired - Fee Related DE4035410C2 (de) | 1989-11-20 | 1990-11-07 | Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5162730A (de) |
DE (1) | DE4035410C2 (de) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0529527A1 (de) * | 1991-08-23 | 1993-03-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Verfahren und Apparat für schnelle Bilderzeugung mit verbesserter Bildqualität mittels magnetischer Resonanz |
DE4139509A1 (de) * | 1991-11-29 | 1993-06-03 | Siemens Ag | Kernspintomographiegeraet mit einer pulssequenz nach dem echoplanarverfahren |
EP0560168A1 (de) * | 1992-03-12 | 1993-09-15 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz für ein Kernspinresonanzgerät |
EP0572075A1 (de) * | 1992-05-27 | 1993-12-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Verfahren und Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz |
EP0576712A1 (de) * | 1992-07-03 | 1994-01-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie |
DE4415393A1 (de) * | 1993-06-01 | 1994-12-08 | Siemens Ag | Turbospinechosequenz zur Erzeugung von Bildern mit schwacher bis mittelstarker T2-Wichtung |
Families Citing this family (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE4107515C2 (de) * | 1991-03-08 | 1995-03-09 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegeräts zur Erzeugung von Schnittbildern in beliebiger Lage und Schaltungsanordnung zur Druchführung des Verfahrens |
US5569266A (en) * | 1991-03-11 | 1996-10-29 | Fischer Imaging Corporation | Magnetic resonance imaging device useful for guiding a medical instrument |
DE4203036C2 (de) * | 1992-02-04 | 1994-04-14 | Bruker Medizintech | Verfahren zur Erzeugung eines seitenbandfreien NMR-Spektrums |
US5317262A (en) * | 1992-08-05 | 1994-05-31 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Single shot magnetic resonance method to measure diffusion, flow and/or motion |
US5492123A (en) * | 1993-08-13 | 1996-02-20 | Siemens Medical Systems, Inc. | Diffusion weighted magnetic resonance imaging |
JPH07308302A (ja) * | 1993-11-26 | 1995-11-28 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴を用いての、組織または流体の選択された領域の像の形成およびバックグランドの抑圧方法 |
JPH08507247A (ja) * | 1993-12-24 | 1996-08-06 | フィリップス エレクトロニクス ネムローゼ フェンノートシャップ | 読み取り傾斜極性補正及びt▲下2▼測定をもつgrase型mri |
US5685305A (en) * | 1994-08-05 | 1997-11-11 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for MRI detection of abnormal blood flow |
DE4435183C2 (de) * | 1994-09-30 | 2000-04-20 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts |
JP3496898B2 (ja) * | 1995-03-03 | 2004-02-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴撮影装置 |
DE19520203C1 (de) * | 1995-06-01 | 1996-11-21 | Siemens Ag | Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multiechosequenzen betrieben werden |
JP3051374B2 (ja) * | 1998-07-21 | 2000-06-12 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 磁気共鳴撮像装置 |
JP6172730B2 (ja) * | 2012-05-23 | 2017-08-02 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Mri装置 |
CN105939661B (zh) * | 2014-01-27 | 2019-03-08 | 株式会社日立制作所 | 磁共振成像装置以及降噪方法 |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB2056078B (en) * | 1979-08-03 | 1984-02-29 | Emi Ltd | Nuclear magnetic resonance systems |
GB2107469B (en) * | 1981-09-21 | 1985-09-18 | Peter Mansfield | Nuclear magnetic resonance methods |
JPH0714386B2 (ja) * | 1985-04-10 | 1995-02-22 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
DE3604280A1 (de) * | 1986-02-12 | 1987-08-13 | Philips Patentverwaltung | Verfahren zur bestimmung der raeumlichen und der spektralen verteilung der kernmagnetisierung in einem untersuchungsbereich und anordnung zur durchfuehrung des verfahrens |
GB8711379D0 (en) * | 1987-05-14 | 1987-06-17 | Nat Res Dev | Echo planar imaging systems |
US4748410A (en) * | 1986-08-06 | 1988-05-31 | Stanford University | Rapid NMR imaging system |
US4740748A (en) * | 1986-12-03 | 1988-04-26 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method of high-speed magnetic resonance imaging |
US4767991A (en) * | 1986-12-03 | 1988-08-30 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method of high speed imaging with improved spatial resolution using partial k-space acquisitions |
US4868502A (en) * | 1987-02-05 | 1989-09-19 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Magnetic resonance imaging method and apparatus therefor |
JP2642362B2 (ja) * | 1987-09-30 | 1997-08-20 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
-
1990
- 1990-11-07 DE DE4035410A patent/DE4035410C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1990-11-13 US US07/611,677 patent/US5162730A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0529527A1 (de) * | 1991-08-23 | 1993-03-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Verfahren und Apparat für schnelle Bilderzeugung mit verbesserter Bildqualität mittels magnetischer Resonanz |
US5361028A (en) * | 1991-08-23 | 1994-11-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method and apparatus for high speed magnetic resonance imaging with improved image quality |
DE4139509A1 (de) * | 1991-11-29 | 1993-06-03 | Siemens Ag | Kernspintomographiegeraet mit einer pulssequenz nach dem echoplanarverfahren |
EP0560168A1 (de) * | 1992-03-12 | 1993-09-15 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz für ein Kernspinresonanzgerät |
EP0572075A1 (de) * | 1992-05-27 | 1993-12-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Verfahren und Gerät zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz |
EP0576712A1 (de) * | 1992-07-03 | 1994-01-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie |
DE4415393A1 (de) * | 1993-06-01 | 1994-12-08 | Siemens Ag | Turbospinechosequenz zur Erzeugung von Bildern mit schwacher bis mittelstarker T2-Wichtung |
DE4415393B4 (de) * | 1993-06-01 | 2010-10-14 | Siemens Ag | Verfahren zur Erzeugung von Bildern in einem Kernspintomographiegerät mit einer Spinecho-Pulssequenz |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5162730A (en) | 1992-11-10 |
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