JP2002028149A - 磁気共鳴撮像 - Google Patents
磁気共鳴撮像Info
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- 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
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】双極子を励起し、共鳴を繰り返し反転させて一
連の磁気共鳴エコーを生成させることにより、黒色血液
磁気共鳴血管造影図を生成する。 【解決手段】初期エコーは、T2強調される後期エコーよ
りもプロトン密度を強調される。磁気共鳴エコーは受信
されて、一連のデータラインに復調される。このデータ
ラインはプロトン密度強調されたデータラインとT2デー
タラインとして保存され、これらはプロトン密度強調画
像およびT2強調画像として再構成される。T2強調画像か
ら黒色血液を抽出し、プロトン密度強調画像から組織を
抽出できるために、プロトン密度T2を組重ね合わる。合
される（90）。T2W画像からエッジ画像（96）が計算さ
れ、エッジ増強画像が形成され最小値投影法で強調画像
化される。得られる画像は血管エッジが強調された、黒
色の血管造影図である。
連の磁気共鳴エコーを生成させることにより、黒色血液
磁気共鳴血管造影図を生成する。 【解決手段】初期エコーは、T2強調される後期エコーよ
りもプロトン密度を強調される。磁気共鳴エコーは受信
されて、一連のデータラインに復調される。このデータ
ラインはプロトン密度強調されたデータラインとT2デー
タラインとして保存され、これらはプロトン密度強調画
像およびT2強調画像として再構成される。T2強調画像か
ら黒色血液を抽出し、プロトン密度強調画像から組織を
抽出できるために、プロトン密度T2を組重ね合わる。合
される（90）。T2W画像からエッジ画像（96）が計算さ
れ、エッジ増強画像が形成され最小値投影法で強調画像
化される。得られる画像は血管エッジが強調された、黒
色の血管造影図である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴撮像の分
野に関する。それは、黒色の血液磁気共鳴血管造影に関
連した特別の用途があるので、特にこれを参照して説明
する。しかし、本発明には、他のタイプの血管造影およ
び他のタイプの磁気共鳴撮像に関連した用途も存在する
ことが理解されるべきである。
野に関する。それは、黒色の血液磁気共鳴血管造影に関
連した特別の用途があるので、特にこれを参照して説明
する。しかし、本発明には、他のタイプの血管造影およ
び他のタイプの磁気共鳴撮像に関連した用途も存在する
ことが理解されるべきである。
【０００２】
【従来の技術】インビボでの血流の測定は、循環系の機
能的評価のために重要である。血管造影は、このような
機能評価を行うための標準技術になってきている。磁気
共鳴血管造影（MRA）は、造影剤または色素を使用せず
に、非侵襲的方法で身体の詳細な血管造影画像を提供す
る。
能的評価のために重要である。血管造影は、このような
機能評価を行うための標準技術になってきている。磁気
共鳴血管造影（MRA）は、造影剤または色素を使用せず
に、非侵襲的方法で身体の詳細な血管造影画像を提供す
る。
【０００３】従来から、MRA法は、「白血液」技術およ
び「黒血液」技術に分類することができる。白色の血液
血管造影または飛行時（TOF；time of flight）血管造
影においては、流動している血液からの磁気共鳴信号が
最適化されるのに対して、停滞血液または組織からの信
号は抑制される。この方法は、多くの理由で問題があっ
た。第一に、励起した血液が定常的に画像領域から移動
するので、血管系の正確な画像を発生するのが困難であ
る。また、血管エッジの遅く流れる血液は検出するのが
困難であるため、血管がより狭く見えることが多い。複
雑な血流属性、例えば脈動性、渦度および頻繁な加速度
は、位相のずれにより信号空隙を生じる。
び「黒血液」技術に分類することができる。白色の血液
血管造影または飛行時（TOF；time of flight）血管造
影においては、流動している血液からの磁気共鳴信号が
最適化されるのに対して、停滞血液または組織からの信
号は抑制される。この方法は、多くの理由で問題があっ
た。第一に、励起した血液が定常的に画像領域から移動
するので、血管系の正確な画像を発生するのが困難であ
る。また、血管エッジの遅く流れる血液は検出するのが
困難であるため、血管がより狭く見えることが多い。複
雑な血流属性、例えば脈動性、渦度および頻繁な加速度
は、位相のずれにより信号空隙を生じる。
【０００４】これに対して、黒色の血液血管造影法は、
流れに関連した信号空隙を利用する。流動する血液から
の磁気共鳴が抑制され、停滞血液および組織からの信号
は最適化される。換言すれば、流動する血液は、該血液
から発する共鳴信号の不存在または最小限であることに
起因して、磁気共鳴画像上では暗色または黒色に見え
る。この黒血液法は、上記の理由で、流動する血液を暗
く見えるようにするのが容易であるから、典型的には白
血液法よりも好ましい。加えて、ブラック血液血管造影
上では、縁部で遅く流れる血液が明瞭に撮像されるの
で、血管がより大きく見える。また、黒血液MRAは、血
流が遅い小血管の詳細な描写を与える。
流れに関連した信号空隙を利用する。流動する血液から
の磁気共鳴が抑制され、停滞血液および組織からの信号
は最適化される。換言すれば、流動する血液は、該血液
から発する共鳴信号の不存在または最小限であることに
起因して、磁気共鳴画像上では暗色または黒色に見え
る。この黒血液法は、上記の理由で、流動する血液を暗
く見えるようにするのが容易であるから、典型的には白
血液法よりも好ましい。加えて、ブラック血液血管造影
上では、縁部で遅く流れる血液が明瞭に撮像されるの
で、血管がより大きく見える。また、黒血液MRAは、血
流が遅い小血管の詳細な描写を与える。
【０００５】黒血液MRAにおいて、流速に関連した信号
空隙は、低下する階調、飽和前RFパルス、または焦点が
ボケた流動スピンを使用することによって発生すること
ができる。最初の二つの手段は、殆どはフィールドエコ
ー（FE）スタイルのシーケンスに使用されるのに対し
て、最後の一つは、典型的にはスピンエコー（SE）スタ
イルのシーケンス、例えば迅速スピンエコー（FSE）シ
ーケンスに使用される。
空隙は、低下する階調、飽和前RFパルス、または焦点が
ボケた流動スピンを使用することによって発生すること
ができる。最初の二つの手段は、殆どはフィールドエコ
ー（FE）スタイルのシーケンスに使用されるのに対し
て、最後の一つは、典型的にはスピンエコー（SE）スタ
イルのシーケンス、例えば迅速スピンエコー（FSE）シ
ーケンスに使用される。
【０００６】従来は、プロトン密度加重（PDW）FSEシー
ケンスを使用して、黒色の血液血管造影画像を得てい
た。ｎ-エコーFSEシーケンス（ｎ＝2，4，…，32，et
c）の場合、第一のエコーはk-空間の中心近傍に向けら
れ、第二のエコーは隣接切片に配置される等々、中心か
ら計算される。このようなk-空間データの構成において
はPDW画像が得られる。これらの画像は、典型的には良
好なバックグラウンド組織描写を示す。しかし、流れの
遅い双極子は、後続の180°パルス寄与信号によって再
収束され、「充填」、即ち、動脈および静脈の中心にお
ける黒血液、並びに血管壁に沿った、または毛細血管お
よび血液が遅く流れる領域における白またはグレー血液
を生じる。この充填効果は偽血管画定を導く。この問題
は、前飽和RFパルスを使用することによって解決するこ
とができるが、これは患者磁界ドース（SAR）のコスト
をもたらし、高磁界システム（≧1.5T）では非常に重要
な問題になる。
ケンスを使用して、黒色の血液血管造影画像を得てい
た。ｎ-エコーFSEシーケンス（ｎ＝2，4，…，32，et
c）の場合、第一のエコーはk-空間の中心近傍に向けら
れ、第二のエコーは隣接切片に配置される等々、中心か
ら計算される。このようなk-空間データの構成において
はPDW画像が得られる。これらの画像は、典型的には良
好なバックグラウンド組織描写を示す。しかし、流れの
遅い双極子は、後続の180°パルス寄与信号によって再
収束され、「充填」、即ち、動脈および静脈の中心にお
ける黒血液、並びに血管壁に沿った、または毛細血管お
よび血液が遅く流れる領域における白またはグレー血液
を生じる。この充填効果は偽血管画定を導く。この問題
は、前飽和RFパルスを使用することによって解決するこ
とができるが、これは患者磁界ドース（SAR）のコスト
をもたらし、高磁界システム（≧1.5T）では非常に重要
な問題になる。
【０００７】典型的には、黒色の血液血管造影画像は、
従来の最小強度投射アルゴリズムを使用して処理され
る。しかし、最小強度投影アルゴリズムは信号空隙を増
強するので、暗い血管領域を暗いバックグラウンドおよ
び／またはキャビティーから識別するのが困難である。
過去において、血管および非血管の暗色領域を識別する
ことの困難さは、手動で定義された血管または非血管の
種３次元ピクセルを、出発点として定めることにより解
決されてきた。そこから、閾値および接続の基準を用い
て血管信号空隙が選択的に配置されてきた。この画像処
理方法は何れも遅く且つ複雑であり、ブラック血液MRA
応用の容易さおよび効率を低下させる。加えて、以前の
方法は、異なるタイプのコントラストを用いて補充デー
タおよび相補的データを含めることにより、二つのタイ
プの測定を使用することを試みては来なかった。
従来の最小強度投射アルゴリズムを使用して処理され
る。しかし、最小強度投影アルゴリズムは信号空隙を増
強するので、暗い血管領域を暗いバックグラウンドおよ
び／またはキャビティーから識別するのが困難である。
過去において、血管および非血管の暗色領域を識別する
ことの困難さは、手動で定義された血管または非血管の
種３次元ピクセルを、出発点として定めることにより解
決されてきた。そこから、閾値および接続の基準を用い
て血管信号空隙が選択的に配置されてきた。この画像処
理方法は何れも遅く且つ複雑であり、ブラック血液MRA
応用の容易さおよび効率を低下させる。加えて、以前の
方法は、異なるタイプのコントラストを用いて補充デー
タおよび相補的データを含めることにより、二つのタイ
プの測定を使用することを試みては来なかった。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明の一つの側面に従
えば、身体部分のブラック血液磁気共鳴血管造影生じさ
せるための方法は、選択された画像領域内の双極子を励
起して、磁気共鳴信号を生成させることが含まれる。こ
の励起の後に磁気共鳴エコーの列が導入される結果、該
列の初期エコーはより重くプロトン密度を加重され、後
期エコーはより重くT2を加重される。この磁気共鳴エコ
ーの列は、位相および周波数でコード化され、受信さ
れ、一連のデータラインに復調される。該データライン
は、より重くプロトン密度加重されたエコーからのデー
タラインと、より重くT2加重されたエコーからのデータ
ラインとの間に保存される。より重くプロトン密度加重
されたデータラインは、プロトン密度加重画像表現に再
構成される一方、より重くT2加重されたデータラインは
T2加重画像表現に再構成される。このプロトン密度加重
画像表現およびT2加重画像表現を結合して、組合された
画像表現が発生される。
えば、身体部分のブラック血液磁気共鳴血管造影生じさ
せるための方法は、選択された画像領域内の双極子を励
起して、磁気共鳴信号を生成させることが含まれる。こ
の励起の後に磁気共鳴エコーの列が導入される結果、該
列の初期エコーはより重くプロトン密度を加重され、後
期エコーはより重くT2を加重される。この磁気共鳴エコ
ーの列は、位相および周波数でコード化され、受信さ
れ、一連のデータラインに復調される。該データライン
は、より重くプロトン密度加重されたエコーからのデー
タラインと、より重くT2加重されたエコーからのデータ
ラインとの間に保存される。より重くプロトン密度加重
されたデータラインは、プロトン密度加重画像表現に再
構成される一方、より重くT2加重されたデータラインは
T2加重画像表現に再構成される。このプロトン密度加重
画像表現およびT2加重画像表現を結合して、組合された
画像表現が発生される。
【０００９】本発明のより制限された側面に従えば、こ
の組合せステップには、プロトン密度加重画像表現とT2
加重画像表現を、共通の最大強度レベルにスケーリング
することが含まれる。プロトン密度加重画像表現および
T2加重画像表現を平均して、平均画像表現が形成され
る。エッジ増強画像がT2加重画像表現から計算され、こ
のエッジ画像表現が平均画像表現から差し引かれて、血
管造影画像表現が形成される。
の組合せステップには、プロトン密度加重画像表現とT2
加重画像表現を、共通の最大強度レベルにスケーリング
することが含まれる。プロトン密度加重画像表現および
T2加重画像表現を平均して、平均画像表現が形成され
る。エッジ増強画像がT2加重画像表現から計算され、こ
のエッジ画像表現が平均画像表現から差し引かれて、血
管造影画像表現が形成される。
【００１０】本発明のもう一つの側面に従えば、磁気共
鳴撮像システムは、試験領域を通る一時的な定常磁界を
発生させるための磁石を含んでいる。高周波送信器は、
試験領域における磁気双極子を励起し、反転させて、磁
気共鳴エコーの列を発生させる。勾配のある磁界コイル
および勾配のある磁界コントローラは、試験領域を横切
る直交方向に、少なくとも位相および読取りの磁界勾配
パルスを発生する。受信器は、磁気共鳴エコーを受信お
よび復調して一連のデータラインを生成する。分類プロ
セッサは、プロトン密度加重データラインおよびT2加重
データラインの間にデータラインを分類する。初期エコ
ー容量メモリーはプロトン密度加重データラインを保存
する一方、後期エコー容量メモリーはT2加重データライ
ンを保存する。画像プロセッサは、プロトン密度加重デ
ータラインをプロトン密度加重画像表現に再生し、T2加
重データラインをT2加重画像表現に再生する。組合せプ
ロセッサは、プロトン密度加重画像表現およびT2加重画
像表現を組合せる。
鳴撮像システムは、試験領域を通る一時的な定常磁界を
発生させるための磁石を含んでいる。高周波送信器は、
試験領域における磁気双極子を励起し、反転させて、磁
気共鳴エコーの列を発生させる。勾配のある磁界コイル
および勾配のある磁界コントローラは、試験領域を横切
る直交方向に、少なくとも位相および読取りの磁界勾配
パルスを発生する。受信器は、磁気共鳴エコーを受信お
よび復調して一連のデータラインを生成する。分類プロ
セッサは、プロトン密度加重データラインおよびT2加重
データラインの間にデータラインを分類する。初期エコ
ー容量メモリーはプロトン密度加重データラインを保存
する一方、後期エコー容量メモリーはT2加重データライ
ンを保存する。画像プロセッサは、プロトン密度加重デ
ータラインをプロトン密度加重画像表現に再生し、T2加
重データラインをT2加重画像表現に再生する。組合せプ
ロセッサは、プロトン密度加重画像表現およびT2加重画
像表現を組合せる。
【００１１】本発明の更に限定された側面に従えば、こ
の組合せプロセッサは、プロトン密度加重画像表現およ
びT2密度加重画像表現を共通の最大強度レベルにスケー
リングするためのスケーリングプロセッサを含んでい
る。該プロセッサは、プロトン密度加重画像表現および
T2画像表現を、組合された画像表現に合体させる。エッ
ジ画像プロセッサは、T2加重画像表現からエッジ画像表
現を計算する。該プロセッサは、エッジ画像表現および
組合された画像表現を組合せて、エッジ増強画像表現を
形成する。
の組合せプロセッサは、プロトン密度加重画像表現およ
びT2密度加重画像表現を共通の最大強度レベルにスケー
リングするためのスケーリングプロセッサを含んでい
る。該プロセッサは、プロトン密度加重画像表現および
T2画像表現を、組合された画像表現に合体させる。エッ
ジ画像プロセッサは、T2加重画像表現からエッジ画像表
現を計算する。該プロセッサは、エッジ画像表現および
組合された画像表現を組合せて、エッジ増強画像表現を
形成する。
【００１２】次に、添付の図面を参照して、本発明を実
施する方法の例について詳細に説明する。
施する方法の例について詳細に説明する。
【００１３】
【実施の形態】図１Ａおよび図１Ｂを参照すると、磁気
共鳴撮像システム10は主磁界コントロール12を含んでお
り、これは超伝導磁石または抵抗磁石14を制御して、ｚ
軸に沿って試験領域を通る実質的に均一な一時的磁界が
形成される。図１に示されたボア型磁石が示されている
が、本発明は開放型磁石システムにも等しく適用可能で
あることが理解されるべきである。磁気共鳴エコー手段
は、磁気共鳴撮像およびスペクトルシーケンスを発生す
るために、一連の高周波（RF）および磁界勾配パルスを
適用して磁気スピンを反転または励起し、磁気共鳴を誘
導し、磁気共鳴を再収束し、磁気共鳴を操作し、磁気共
鳴を空間的に（またはその他の方法で）コード化して、
スピンを飽和する。
共鳴撮像システム10は主磁界コントロール12を含んでお
り、これは超伝導磁石または抵抗磁石14を制御して、ｚ
軸に沿って試験領域を通る実質的に均一な一時的磁界が
形成される。図１に示されたボア型磁石が示されている
が、本発明は開放型磁石システムにも等しく適用可能で
あることが理解されるべきである。磁気共鳴エコー手段
は、磁気共鳴撮像およびスペクトルシーケンスを発生す
るために、一連の高周波（RF）および磁界勾配パルスを
適用して磁気スピンを反転または励起し、磁気共鳴を誘
導し、磁気共鳴を再収束し、磁気共鳴を操作し、磁気共
鳴を空間的に（またはその他の方法で）コード化して、
スピンを飽和する。
【００１４】より詳細に言えば、勾配パルス増幅器20
は、選択された個々のまたは対をなす全身勾配コイル22
に電流パルスを印加して、試験領域16のｘ軸、ｙ軸およ
びｚ軸に沿った磁界勾配を形成する。デジタル高周波送
信器24は、高周波パルスまたはパルスパケットを全身直
角位相RFコイル(whole-body quadrature RF coil) 26に
送信して、RFパルスを試験領域に送信する。典型的な高
周波パルスは、短い持続時間の即値連続パルスセグメン
ト(immediately contiguous pulse segments)で構成さ
れており、これは相互におよび何れかの印加された勾配
と共に、選択された磁気共鳴操作を達成する。該RFパル
スは、試験領域の選択された部分における共鳴を飽和、
励起させ、磁化を反転させ、共鳴を再収束し、または共
鳴を操作するために使用される。全身適用のために、共
鳴信号は、共通してRFコイル26により直交的にピックア
ップされる。
は、選択された個々のまたは対をなす全身勾配コイル22
に電流パルスを印加して、試験領域16のｘ軸、ｙ軸およ
びｚ軸に沿った磁界勾配を形成する。デジタル高周波送
信器24は、高周波パルスまたはパルスパケットを全身直
角位相RFコイル(whole-body quadrature RF coil) 26に
送信して、RFパルスを試験領域に送信する。典型的な高
周波パルスは、短い持続時間の即値連続パルスセグメン
ト(immediately contiguous pulse segments)で構成さ
れており、これは相互におよび何れかの印加された勾配
と共に、選択された磁気共鳴操作を達成する。該RFパル
スは、試験領域の選択された部分における共鳴を飽和、
励起させ、磁化を反転させ、共鳴を再収束し、または共
鳴を操作するために使用される。全身適用のために、共
鳴信号は、共通してRFコイル26により直交的にピックア
ップされる。
【００１５】患者の制限された領域の画像を発生するた
めに、選択された領域に連続して、局部コイルが共通に
配置される。例えば、挿入可能な頭部コイル30が、内腔
の同中心において、選択された脳領域を取囲んで挿入さ
れる。この挿入可能な頭部コイルは、好ましくは局部勾
配コイル32を含んでおり、これは勾配増幅器20から電流
を受けて、ヘッドコイル内の試験領域において、ｘ軸、
ｙ軸およびｚ軸に沿った磁界勾配を形成する。局部直交
高周波コイル34を使用して磁気共鳴を励起し、患者の頭
部から放出される磁気共鳴信号を受信する。或いは、身
体コイルRF送信により導入された共鳴信号を受信するた
めに、受信専用の局部高周波コイルを使用してもよい。
RFスクリーン36は、RF頭部コイルからのRF信号を、勾配
コイルおよび周囲の構造において如何なる電流を誘導す
ることからも遮蔽する。得られた高周波信号は、全身RF
コイル26、局部RFコイル34、または他の専用RFコイルの
何れによって直角にピックアップされようと、受信器3
8、好ましくはデジタル受信器によって復調される。
めに、選択された領域に連続して、局部コイルが共通に
配置される。例えば、挿入可能な頭部コイル30が、内腔
の同中心において、選択された脳領域を取囲んで挿入さ
れる。この挿入可能な頭部コイルは、好ましくは局部勾
配コイル32を含んでおり、これは勾配増幅器20から電流
を受けて、ヘッドコイル内の試験領域において、ｘ軸、
ｙ軸およびｚ軸に沿った磁界勾配を形成する。局部直交
高周波コイル34を使用して磁気共鳴を励起し、患者の頭
部から放出される磁気共鳴信号を受信する。或いは、身
体コイルRF送信により導入された共鳴信号を受信するた
めに、受信専用の局部高周波コイルを使用してもよい。
RFスクリーン36は、RF頭部コイルからのRF信号を、勾配
コイルおよび周囲の構造において如何なる電流を誘導す
ることからも遮蔽する。得られた高周波信号は、全身RF
コイル26、局部RFコイル34、または他の専用RFコイルの
何れによって直角にピックアップされようと、受信器3
8、好ましくはデジタル受信器によって復調される。
【００１６】シーケンス制御プロセッサ40は、勾配パル
ス増幅器20および送信器24を制御して、迅速スピンエコ
ー画像および従来の他のシーケンスのような複数の磁気
共鳴撮像およびスペクトルシーケンスの何れかを発生す
る。選択されたシーケンスについて、受信器38は、各RF
励起パルスに続く迅速な連続するエコーからの複数のデ
ータラインを受信する。アナログ-デジタル変換器42
は、デジタルレシーバのための高周波受信コイルと受信
器38との間に配置され、また（図示のように）アナログ
受信器のための受信器から下流に配置される。
ス増幅器20および送信器24を制御して、迅速スピンエコ
ー画像および従来の他のシーケンスのような複数の磁気
共鳴撮像およびスペクトルシーケンスの何れかを発生す
る。選択されたシーケンスについて、受信器38は、各RF
励起パルスに続く迅速な連続するエコーからの複数のデ
ータラインを受信する。アナログ-デジタル変換器42
は、デジタルレシーバのための高周波受信コイルと受信
器38との間に配置され、また（図示のように）アナログ
受信器のための受信器から下流に配置される。
【００１７】図１Ａおよび図２と共に図２を参照する
と、迅速スピンエコー（FSE）撮像シーケンス50は、典
型的には90°の高周波励起パルス52で開始する。RF励起
パルスに続いて、一連の180°の再収束パルス541，5
42，…5416が印加される。各再収束パルスの印加によ
り、磁気共鳴エコー561，562，…5616が生じる。図２に
は示されていないが、迅速スピンエコーシーケンスにお
いて典型的なように、スライス選択勾配パルス、位相コ
ード化勾配パルス、読取り勾配パルス等もまた印加され
る。
と、迅速スピンエコー（FSE）撮像シーケンス50は、典
型的には90°の高周波励起パルス52で開始する。RF励起
パルスに続いて、一連の180°の再収束パルス541，5
42，…5416が印加される。各再収束パルスの印加によ
り、磁気共鳴エコー561，562，…5616が生じる。図２に
は示されていないが、迅速スピンエコーシーケンスにお
いて典型的なように、スライス選択勾配パルス、位相コ
ード化勾配パルス、読取り勾配パルス等もまた印加され
る。
【００１８】好ましい実施例において、FSEは16個のエ
コー列長（ETL）を有し、これは16個の再収束パルスの
夫々に続く16個のエコーを発生する。図２の実施例にお
いて、ETLの最初の半分、好ましくは８個のエコーは、
プロトン密度加重画像（PDW）に再構成されるのに対し
て、9番目のエコーから始まるETLの次の半分は、Ｔ2加
重画像に再構成される。
コー列長（ETL）を有し、これは16個の再収束パルスの
夫々に続く16個のエコーを発生する。図２の実施例にお
いて、ETLの最初の半分、好ましくは８個のエコーは、
プロトン密度加重画像（PDW）に再構成されるのに対し
て、9番目のエコーから始まるETLの次の半分は、Ｔ2加
重画像に再構成される。
【００１９】図１Ａおよび図１Ｂを再度参照すると、ソ
ータ60によって、デジタルデータラインは初期エコーデ
ータラインおよび後期エコーデータラインに分類され
る。最初のエコーは最も重くプロト密度加重またはT1加
重されるのに対して、最後のエコーは最も重くT2加重さ
れることが理解されるであろう。分類された高周波信号
は、初期エコーメモリー70および後期エコーメモリー74
に保存される。任意に、シーケンスの中点付近のエコー
は、両方のメモリーにチャンネルされてもよい。MRデー
タラインは、好ましくは、ブラックマンフィルタ、ハニ
ングフィルタ、ハミングフィルタまたはガウスフィルタ
のようなフィルタ76，78を通される。一対の再構成プロ
セッサ80，82（または信号時間共有プロセッサ）がデー
タを再構成して、電子画像表現を形成する。再構成は、
典型的には二次元フーリエ変換、または適切な再構成ア
ルゴリズムによって達成される。この画像は、三次元ス
ラブ、患者を通る平面スライス、平行平面スライスのア
レイ、または他の三次元堆積等を表す。この画像表現
は、画像メモリー84，86に保存される。
ータ60によって、デジタルデータラインは初期エコーデ
ータラインおよび後期エコーデータラインに分類され
る。最初のエコーは最も重くプロト密度加重またはT1加
重されるのに対して、最後のエコーは最も重くT2加重さ
れることが理解されるであろう。分類された高周波信号
は、初期エコーメモリー70および後期エコーメモリー74
に保存される。任意に、シーケンスの中点付近のエコー
は、両方のメモリーにチャンネルされてもよい。MRデー
タラインは、好ましくは、ブラックマンフィルタ、ハニ
ングフィルタ、ハミングフィルタまたはガウスフィルタ
のようなフィルタ76，78を通される。一対の再構成プロ
セッサ80，82（または信号時間共有プロセッサ）がデー
タを再構成して、電子画像表現を形成する。再構成は、
典型的には二次元フーリエ変換、または適切な再構成ア
ルゴリズムによって達成される。この画像は、三次元ス
ラブ、患者を通る平面スライス、平行平面スライスのア
レイ、または他の三次元堆積等を表す。この画像表現
は、画像メモリー84，86に保存される。
【００２０】撮像プロセスのこの時点において、プロト
ン密度加重（PDW）画像表現およびT2加重（Ｔ2W）堆積
画像表現は、画像メモリー84，86に保存される。プロト
ン密度加重画像は、典型的には、より良好なバックグラ
ウンドおよび組織描写を与えるのに対して、T2加重画像
は、典型的には黒血液技術のためのより良好な血管描写
を与える。
ン密度加重（PDW）画像表現およびT2加重（Ｔ2W）堆積
画像表現は、画像メモリー84，86に保存される。プロト
ン密度加重画像は、典型的には、より良好なバックグラ
ウンドおよび組織描写を与えるのに対して、T2加重画像
は、典型的には黒血液技術のためのより良好な血管描写
を与える。
【００２１】これら二つの画像表現は、組合せプロセッ
サ90によって画像空間内で組合される。このPDW画像お
よびT2W画像は、閾値法、画像の加算および乗算のよう
な種々の方法を使用して組合せることができる。図１Ａ
および図１Ｂと共に図３を参照すると、一つの好ましい
実施例において、組合せプロセッサ90は、PDWおよびT2W
画像を同じ最大強度レベルにスケールする（92）。換言
すれば、PDW画像上の最も明るい点は、T2W画像上の最も
明るい点と同じ強度を有する。ここから、T2W画像信号
は分岐される。T2W画像信号の一つの枝は、より均一な
バックグラウンドを形成するために、好ましくは複合平
均化プロセッサ93によってPDWと一緒に平均化され、平
均化または組合された画像を形成し、これはPDWおよびT
2Wの組合せ画像メモリー94に保存される。複合平均化
は、向上した信号／ノイズ比（SNR）を与えることが予
想される。T2W画像信号の他の枝は、血管エッジを抽出
して、エッジ画像メモリー96に保存されるエッジまたは
勾配画像を生じるために、エッジ検出器またはエッジ増
強プロセッサ95によって処理される。好ましくは、T2W
画像から最大指向性微分、即ち、二次微分画像を計算
し、3×3グリッド内のその絶対値を取ることにより、勾
配画像96、Gが生成される。数学的には、この勾配は下
記に従って計算される。
サ90によって画像空間内で組合される。このPDW画像お
よびT2W画像は、閾値法、画像の加算および乗算のよう
な種々の方法を使用して組合せることができる。図１Ａ
および図１Ｂと共に図３を参照すると、一つの好ましい
実施例において、組合せプロセッサ90は、PDWおよびT2W
画像を同じ最大強度レベルにスケールする（92）。換言
すれば、PDW画像上の最も明るい点は、T2W画像上の最も
明るい点と同じ強度を有する。ここから、T2W画像信号
は分岐される。T2W画像信号の一つの枝は、より均一な
バックグラウンドを形成するために、好ましくは複合平
均化プロセッサ93によってPDWと一緒に平均化され、平
均化または組合された画像を形成し、これはPDWおよびT
2Wの組合せ画像メモリー94に保存される。複合平均化
は、向上した信号／ノイズ比（SNR）を与えることが予
想される。T2W画像信号の他の枝は、血管エッジを抽出
して、エッジ画像メモリー96に保存されるエッジまたは
勾配画像を生じるために、エッジ検出器またはエッジ増
強プロセッサ95によって処理される。好ましくは、T2W
画像から最大指向性微分、即ち、二次微分画像を計算
し、3×3グリッド内のその絶対値を取ることにより、勾
配画像96、Gが生成される。数学的には、この勾配は下
記に従って計算される。
【００２２】
【数１】 これから、最大勾配Gが計算される。
【００２３】
【数２】 本発明の別の実施例では、T2W画像の２Ｄフーリエ変
換、ｊωxおよびｊωyの乗算、および逆変換を行うこと
によって、高解像度微分画像が計算される。ノイズレベ
ルに起因した如何なる偽勾配をも除去するために、任意
に、最大勾配Ｇに閾値マスク98が適用される。この閾値
は下記により決定される。
換、ｊωxおよびｊωyの乗算、および逆変換を行うこと
によって、高解像度微分画像が計算される。ノイズレベ
ルに起因した如何なる偽勾配をも除去するために、任意
に、最大勾配Ｇに閾値マスク98が適用される。この閾値
は下記により決定される。
【００２４】
【数３】 これにより、血流エッジに沿った最大の黒色（典型的に
は約2〜4画素幅）およびそれ以外は血流の中心を含めて
何処も白色である画像を生じる。勿論、黒色と白色は反
転させることができる。
は約2〜4画素幅）およびそれ以外は血流の中心を含めて
何処も白色である画像を生じる。勿論、黒色と白色は反
転させることができる。
【００２５】最後の組合された白黒血管造影画像または
エッジ増強画像、即ちＩBBは、エッジ画像と平均もしく
は組合せ画像とを組合せることによって、好ましくは、
プロセッサ100、好ましくは減算器を使用して、平均画
像からエッジ画像を差し引くことによって発生される。
数学的には、ＩBBは下記式によって与えられる。
エッジ増強画像、即ちＩBBは、エッジ画像と平均もしく
は組合せ画像とを組合せることによって、好ましくは、
プロセッサ100、好ましくは減算器を使用して、平均画
像からエッジ画像を差し引くことによって発生される。
数学的には、ＩBBは下記式によって与えられる。
【００２６】
【数４】 平均画像からのエッジ画像の減算は増幅された画像を使
用して行われるので、エッジ画像と平均画像との間の位
相の問題は存在しない。当業者は、撮像平面に対して直
交方向に血液を循環させる血管について、撮像の困難さ
が生じ得ることを理解するであろう。平均画像からのエ
ッジ画像の減算は、組合された画像における2〜4画素に
ついて、血管のエッジを黒色にすると思われる。従っ
て、血管造影において最も興味或る血管、即ち、約5〜6
画素幅の直系を有する欠陥は黒く現れる。撮像平面を横
切る大きな直系の血管、即ち、10〜15画素幅の血管は、
中心が明るい黒色の環状リングとして見える。このエッ
ジ増強または組合された画像は、エッジ増強画像メモリ
ー102の中に保存される。任意に、環状リングの中心
は、最小強度投影および領域成長等のような多くの従来
の技術を用いて、フィルインプロセッサ104によって黒
く塗りつぶされる。
用して行われるので、エッジ画像と平均画像との間の位
相の問題は存在しない。当業者は、撮像平面に対して直
交方向に血液を循環させる血管について、撮像の困難さ
が生じ得ることを理解するであろう。平均画像からのエ
ッジ画像の減算は、組合された画像における2〜4画素に
ついて、血管のエッジを黒色にすると思われる。従っ
て、血管造影において最も興味或る血管、即ち、約5〜6
画素幅の直系を有する欠陥は黒く現れる。撮像平面を横
切る大きな直系の血管、即ち、10〜15画素幅の血管は、
中心が明るい黒色の環状リングとして見える。このエッ
ジ増強または組合された画像は、エッジ増強画像メモリ
ー102の中に保存される。任意に、環状リングの中心
は、最小強度投影および領域成長等のような多くの従来
の技術を用いて、フィルインプロセッサ104によって黒
く塗りつぶされる。
【００２７】組合された血液画像の計算の後、血管を表
す信号空隙を増強するために、任意に、組合された黒血
液画像に対して従来の最小強度投影アルゴリズム106が
適用される。上記画像組合せ技術は、２Ｄおよび３Ｄデ
ータ処理、フィールドエコーおよび／またはスピンエコ
ー処理、二以上のソース画像処理、動脈造影図および静
脈造影図を形成するための黒血液および白血液MRA画像
の組合せ等のような、種々の他の撮像用途に対して適用
可能であると思われる。更に、増強された組合せ画像を
作成するために、好ましい画像組合せ技術を使用して、
異なる選択的特性を有する種々の複合画像表現を組合せ
てもよい。
す信号空隙を増強するために、任意に、組合された黒血
液画像に対して従来の最小強度投影アルゴリズム106が
適用される。上記画像組合せ技術は、２Ｄおよび３Ｄデ
ータ処理、フィールドエコーおよび／またはスピンエコ
ー処理、二以上のソース画像処理、動脈造影図および静
脈造影図を形成するための黒血液および白血液MRA画像
の組合せ等のような、種々の他の撮像用途に対して適用
可能であると思われる。更に、増強された組合せ画像を
作成するために、好ましい画像組合せ技術を使用して、
異なる選択的特性を有する種々の複合画像表現を組合せ
てもよい。
【００２８】組合せプロセスのもう一つの実施例では、
T2画像の黒色血液部分が、PDW画像の組織画像と組合さ
れる。より具体的には、血液を示す充分に黒色／暗色で
あるボクセルを同定するために、T2W画像は閾値処理さ
れる。T2W画像表現からは閾値よりも黒いボクセルがと
られ、PDW画像表現からは閾値よりも白いボクセルがと
られる。
T2画像の黒色血液部分が、PDW画像の組織画像と組合さ
れる。より具体的には、血液を示す充分に黒色／暗色で
あるボクセルを同定するために、T2W画像は閾値処理さ
れる。T2W画像表現からは閾値よりも黒いボクセルがと
られ、PDW画像表現からは閾値よりも白いボクセルがと
られる。
【００２９】採用する組合せプロセスとは無関係に、PD
W画像およびT2W画像の組合せによって、MRAメモリー110
に保存される黒色の血液血管造影図が生じる。動作制御
下にあるビデオプロセッサ112は、PDW画像メモリー84、
T2W画像メモリー86およびMRA画像メモリー110の何れか
または全部データを選択する。一つの好ましいモードに
おいて、ビデオプロセッサは三つの画像メモリーの全て
から、モニター114上の同時並列表示のために対応する
スライスを選択して、人間が読取り可能な表示を与え
る。
W画像およびT2W画像の組合せによって、MRAメモリー110
に保存される黒色の血液血管造影図が生じる。動作制御
下にあるビデオプロセッサ112は、PDW画像メモリー84、
T2W画像メモリー86およびMRA画像メモリー110の何れか
または全部データを選択する。一つの好ましいモードに
おいて、ビデオプロセッサは三つの画像メモリーの全て
から、モニター114上の同時並列表示のために対応する
スライスを選択して、人間が読取り可能な表示を与え
る。
【００３０】好ましい実施例の組合せプロセスは、夫々
の複合画像表現が異なった選択的属性を有する場合に、
その何れか二つ以上の複合画像表現を組合せるために用
いることができると思われる。例えば、夫々の複合画像
表現が補足的および相補的情報を有する多重複合PDW、T
2WおよびT1W画像表現を、この好ましい組合せ法によっ
て組合せればよい。
の複合画像表現が異なった選択的属性を有する場合に、
その何れか二つ以上の複合画像表現を組合せるために用
いることができると思われる。例えば、夫々の複合画像
表現が補足的および相補的情報を有する多重複合PDW、T
2WおよびT1W画像表現を、この好ましい組合せ法によっ
て組合せればよい。
【００３１】白黒血管造影のための多重コントラスト取
得で、血管形態をMRIにレンダリングするための上記で
説明した方法の一つの利点は、走査時間が効率的なこと
である。もう一つの利点は、改善された信号／ノイズ比
をもたらすことである。もう一つの利点は、プロトン密
度加重画像、T2加重画像および黒色血液血管造影図のよ
うな多重コントラスト画像が、一回の走査で得られるこ
とである。もう一つの利点は、より正確な血管形態学お
よび超微細血管のより良好な描写を導くことである。も
う一つの利点は、プロトン密度加重画像とT2加重画像と
の間の過誤登録エラーを排除することである。更にもう
一つの利点は、SARレベルを低下させることである。
得で、血管形態をMRIにレンダリングするための上記で
説明した方法の一つの利点は、走査時間が効率的なこと
である。もう一つの利点は、改善された信号／ノイズ比
をもたらすことである。もう一つの利点は、プロトン密
度加重画像、T2加重画像および黒色血液血管造影図のよ
うな多重コントラスト画像が、一回の走査で得られるこ
とである。もう一つの利点は、より正確な血管形態学お
よび超微細血管のより良好な描写を導くことである。も
う一つの利点は、プロトン密度加重画像とT2加重画像と
の間の過誤登録エラーを排除することである。更にもう
一つの利点は、SARレベルを低下させることである。
【図１Ａ】図１Ａは図１Ｂと共に、本発明による磁気共
鳴撮像システムを示す図である。
鳴撮像システムを示す図である。
【図１Ｂ】図１Ｂは図１Ａと共に、本発明による磁気共
鳴撮像システムを示す図である。
鳴撮像システムを示す図である。
【図２】図２は、本発明による好ましい迅速スピンエコ
ー画像シーケンスの一つの反復単位を示す図である。
ー画像シーケンスの一つの反復単位を示す図である。
【図３】図３は、本発明による組合せプロセッサを示す
図である。
図である。
16…試験領域、20…勾配パルス増幅器、22…全身勾配コ
イル、24…デジタル高周波送信器、26…全身直角位相RF
コイル、30…頭部コイル、32…選択された脳領域、34…
局部直交高周波コイル、36…RFスクリーン、38…受信器
38、40…シーケンス制御プロセッサ40は、42…アナログ
-デジタル変換器、50…迅速スピンエコー（FSE）撮像シ
ーケンス、52…高周波励起パルス52、541，542，…5416
…再収束パルス、561，562，…5616…磁気共鳴エコー、
60…ソータ、70…初期エコーメモリー70、74…後期エコ
ーメモリー、76，78…フィルタ、80，82…再構成プロセ
ッサ，84，86…画像メモリー
イル、24…デジタル高周波送信器、26…全身直角位相RF
コイル、30…頭部コイル、32…選択された脳領域、34…
局部直交高周波コイル、36…RFスクリーン、38…受信器
38、40…シーケンス制御プロセッサ40は、42…アナログ
-デジタル変換器、50…迅速スピンエコー（FSE）撮像シ
ーケンス、52…高周波励起パルス52、541，542，…5416
…再収束パルス、561，562，…5616…磁気共鳴エコー、
60…ソータ、70…初期エコーメモリー70、74…後期エコ
ーメモリー、76，78…フィルタ、80，82…再構成プロセ
ッサ，84，86…画像メモリー
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジアン リン アメリカ合衆国 オハイオ州 44139 ソ ーローン サウス ラウンドヘッド ドラ イヴ 32701 (72)発明者 ポール エム マーゴシアン アメリカ合衆国 オハイオ州 44107 レ イクウッド スローン アベニュー 18813 アパートメント １ Ｆターム(参考） 4C096 AA04 AA05 AA10 AB04 AB08 AB11 AB25 AC01 AD06 AD12 AD14 AD25 BA07 BA36 BA41 CB01 DA03 DA08 DB12 DC11 DC35 FB01
Claims (12)
- 【請求項１】 身体部分の白黒磁気共鳴血管造影図を発
生するための方法であって：該方法は、 （ａ）選択された撮像領域（16）内の双極子（52）を励
起して、磁気共鳴信号を生成することと； （ｂ）前記励起の後に、列の初期エコー（561，…，5
68）はより重くプロトン密度加重され、後期エコー（56
9，…，5616）はより重くT2加重された磁気共鳴エコー
列（561，…，5616）を誘導することと； （ｃ）前記磁気共鳴エコーの列を位相および周波数でコ
ードすること（40）と； （ｄ）前記磁気共鳴エコーの列を一連のデータラインに
復調する（38）ことと； （ｅ）前記データラインを、より重くプロトン密度加重
されたエコーからのデータラインと、より重くT2加重さ
れたエコーからのデータラインとの間に保存する（60）
ことと； （ｆ）より重くプロトン密度加重されたデータライン
を、プロトン密度加重された画像表現に変換し、より重
くT2加重されたデータラインをT2加重された画像表現に
再構成する（80，82）ことと； （ｇ）前記プロトン密度加重画像表現およびT2加重画像
表現を組合せて（90）、組合された画像表現を発生する
こととを含む方法。 - 【請求項２】 請求項１に記載の方法であって、前記組
合せるステップ（90）は、該組合せるステップ（90）の
前に、前記プロトン密度加重画像表現および前記T2加重
画像表現を共通の最大強度レベルにスケーリングするこ
とと；前記T2加重画像表現からエッジ増強画像（95，9
6）を計算することと；前記エッジ増強画像および前記
組合された画像表現を組合せ（100）て、血管撮像画像
表現を形成する工程とを含む方法。 - 【請求項３】 請求項２に記載の方法であって、該方法
は更に、前記血管撮像画像表現に対する最小強度投影増
強（106）を含む方法。 - 【請求項４】 請求項２または３に記載の方法であっ
て、前記エッジ増強画像を計算することは、前記T2加重
画像表現に基づいて最大指向性微分画像表現を計算する
（95）と；周囲の画素値の前記微分画像グリッドの書く
画素値をフィルタ−することとを含む方法。 - 【請求項５】 請求項２〜４の何れか１項に記載の方法
であって、更に、前記プロトン密度加重画像表現、前記
T2加重画像表現および前期血管造影画像表現の対応する
部分を選択することと；該選択された画像表現部分を、
前記選択された部分の同時並列の人間が読取り可能な表
示（114）に変換する（112）こととを含む方法。 - 【請求項６】 請求項２〜５の何れか１項に記載の方法
であって、更に、血管エッジ増強い画像表現を計算する
（95）ことと；前記プロトン密度画像表現およびエッジ
増強画像表現を組合せて（100）、血管エッジが増強さ
れた血管造影画像表現を発生することとを含む方法。 - 【請求項７】 請求項１に記載の方法であって、前記組
合せるステップ（90）は、前記プロトン密度加重画像表
現および前記T2加重画像表現を共通の最大強度レベルに
スケーリングする（92）ことと；前記プロトン密度加重
画像表現および前記T2加重画像表現を平均化して（9
3）、平均画像を形成することと；前記T2加重画像表現
からエッジ画像を計算する（95）ことと；前記平均画像
表現から前記エッジ画像を差し引いて（100）、血管造
影画像表現を形成することとを含む方法。 - 【請求項８】 請求項７に記載の方法であって、前記エ
ッジ画像を計算することは、前記T2加重画像表現に基づ
いて、最大指向性微分画像表現を計算する（95）こと
と；周囲の画素値の微分画像表現の各画素値をフィルタ
することとを含む方法。 - 【請求項９】 試験領域（16）を通る一時的な定常磁界
を発生させるための磁石（14）と、試験領域（16）にお
ける磁気双極子を励起および反転させて、磁気共鳴エコ
ーの列（561，…，5616）を発生させるための高周波送
信器（24）と、試験領域（16）を横切る直交方向に、少
なくとも位相および読取り磁界勾配パルスを発生するた
めの勾配磁界コイルおよび勾配磁界コントローラと、前
記磁気共鳴エコー（561，…，5616）を受信および復調
して、一連のデータラインを生成するための受信器（3
8）とを含む磁気共鳴撮像システムであって：該システ
ム（10）は更に、前記プロトン密度加重データラインお
よびT2加重データラインの間にデータラインを分類する
ための分類プロセッサと、前記プロトン密度加重データ
ラインを保存するための初期エコー容量メモリー（70）
と、前記T2加重データラインを保存するための後期エコ
ー容量メモリー（72）と、前記プロトン密度加重データ
ラインをプロトン密度加重画像表現に再構成し、前記T2
加重データラインをT2加重画像表現に再構成するための
画像プロセッサ（81，82）と、前記プロトン密度加重画
像表現および前記T2加重画像表現を組合せるための組合
せプロセッサ（90）とを具備するシステム。 - 【請求項１０】 請求項９に記載の磁気共鳴撮像システ
ムであって，前記組合せプロセッサは，前記プロトン密
度加重画像表現および前記T2加重画像表現を共通の最大
強度レベルにスケーリングするスケーリングプロセッサ
（92）と；前記プロトン密度加重画像表現および前記T2
加重画像表現を組合された画像表現に組合せるプロセッ
サ（93）と；前記T2画像表現からエッジ画像表現を計算
するエッジ画像プロセッサ（95）と；前記エッジ画像表
現および前記組合された画像表現を組合せて、エッジ撮
像画像表現を形成するプロセッサ（100）とを含むシス
テム。 - 【請求項１１】 請求項９に記載の磁気共鳴撮像システ
ムであって、前記組合せプロセッサ（90）は、前記プロ
トン密度加重画像表現および前記T2加重画像表現を共通
の最大強度レベルにスケールするスケーリングプロセッ
サ（92）と；前記プロトン密度加重画像表現および前記
T2加重画像表現を、平均画像表現に平均化する平均化プ
ロセッサ（93）と；前記T2画像表現からエッジ画像表現
を計算するエッジ画像プロセッサ（95）と；前記平均画
像表現から前記エッジ画像表現を差し引いて、エッジ増
強画像表現を形成する減算器（100）とを含むシステ
ム。 - 【請求項１２】 請求項１１に記載の磁気共鳴撮像シス
テムであって、前記エッジ画像プロセッサ（95）は、前
記T2加重画像表現に基づいて二次微分画像を計算するシ
ステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/400,228 US6340887B1 (en) | 1999-09-21 | 1999-09-21 | Multiple contrast FSE approach to black blood angiography with redundant and supplementary vascular information |
| US09/400228 | 1999-09-21 |
Publications (1)
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|---|---|---|---|---|
| JP2008272248A (ja) * | 2007-04-27 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| JP2017516587A (ja) * | 2014-06-18 | 2017-06-22 | カチョン ユニバーシティ オブ インダストリー−アカデミック コーオペレイション ファウンデイション | 磁気共鳴映像システムにおいて血管壁の映像を得る方法 |
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Families Citing this family (10)
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|---|---|---|---|---|
| US7546155B2 (en) | 2001-10-05 | 2009-06-09 | General Electric Company | Efficient multi-slice acquisition with black blood contrast in fast spin echo imaging |
| US6498946B1 (en) * | 2001-10-05 | 2002-12-24 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Efficient multi-slice acquisition with black blood contrast |
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| DE102006011253B4 (de) * | 2006-03-10 | 2009-04-02 | Siemens Ag | Magnet-Resonanz-Bildgebung mit verbessertem Kontrast zwischen weißer und grauer Hirnsubstanz sowie CSF auf Basis einer Gradientenechosequenz |
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| US5528144A (en) | 1994-07-29 | 1996-06-18 | Picker International, Inc. | Interleaved slab inversion for enhanced throughput in fluid attenuated inversion recovery imaging |
| DE4427496C2 (de) | 1994-08-03 | 1999-02-18 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes zur Gewinnung mindestens zweier unterschiedlich gewichteter Bilder |
| US5594336A (en) | 1995-06-02 | 1997-01-14 | Picker International, Inc. | Three point technique using spin and gradient echoes for water/fat separation |
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| US5652513A (en) | 1996-08-01 | 1997-07-29 | Picker International, Inc. | Phase sensitive magnetic resonance technique with integrated gradient profile and continuous tunable flow |
| US5825185A (en) | 1996-11-27 | 1998-10-20 | Picker International, Inc. | Method for magnetic resonance spin echo scan calibration and reconstruction |
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Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9538936B2 (en) | 2006-11-22 | 2017-01-10 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI apparatus acquires first and second MR data and generates therefrom third image data having higher contrast between blood and background tissues |
| US10098563B2 (en) | 2006-11-22 | 2018-10-16 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US10219721B2 (en) | 2006-11-22 | 2019-03-05 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus reconstructing rephase and dephase images |
| JP2008272248A (ja) * | 2007-04-27 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2010253256A (ja) * | 2009-04-03 | 2010-11-11 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013166040A (ja) * | 2013-06-03 | 2013-08-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2017516587A (ja) * | 2014-06-18 | 2017-06-22 | カチョン ユニバーシティ オブ インダストリー−アカデミック コーオペレイション ファウンデイション | 磁気共鳴映像システムにおいて血管壁の映像を得る方法 |
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