JP2002511330A - 磁気共鳴エコー平面イメージングにおける磁場の不均質性から生じる信号欠如の回復 - Google Patents

磁気共鳴エコー平面イメージングにおける磁場の不均質性から生じる信号欠如の回復

Info

Publication number
JP2002511330A
JP2002511330A JP2000543845A JP2000543845A JP2002511330A JP 2002511330 A JP2002511330 A JP 2002511330A JP 2000543845 A JP2000543845 A JP 2000543845A JP 2000543845 A JP2000543845 A JP 2000543845A JP 2002511330 A JP2002511330 A JP 2002511330A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
gradient
magnetic field
rephasing
pixel
map
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.)
Ceased
Application number
JP2000543845A
Other languages
English (en)
Inventor
ダイエットマー コールデス，
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.)
Wisconsin Alumni Research Foundation
Original Assignee
Wisconsin Alumni Research Foundation
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 Wisconsin Alumni Research Foundation filed Critical Wisconsin Alumni Research Foundation
Publication of JP2002511330A publication Critical patent/JP2002511330A/ja
Ceased legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • 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
    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56527—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to chemical shift effects
    • 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

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

(57)【要約】 ＥＰＩパルスシーケンスによって一連の先行的イメージが取得されるプレスキャンプロセスが実行される。各先行的イメージは、異なるスライス選択リフォーカシング勾配とともに取得され、リフェージングマップが作成される。リフェージングマップには、各画素に使用される最適なリフォーカシング勾配が示される。リフェージングマップの用途は、最適なリフォーカシング勾配振幅を求めてそれをその後のスキャンで使用することによって、磁化率勾配によって引き起こされる信号の欠落を減少させることである。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 この出願は、１９９８年４月１４日に出願された仮出願Ｎｏ．６０/０８１，
６８８号に基づく。
【０００２】 発明の背景 本発明の分野は、核磁気共鳴イメージングの方法とシステムである。さらに詳
細には、本発明は、組織境界における局所的磁化率勾配によって引き起こされる
ＭＲイメージ内の信号欠落の回復に関する。
【０００３】 人間の組織などの物質が一定の磁場（分極磁場Ｂ0）にあるとき、組織内スピ
ンの個々の磁気モーメントがこの分極磁場で整列しようとするが、その周囲では
それらの特有のラーモア回転数での歳差運動が引き起こされる。物質または組織
が、ｘ−ｙ平面にありラーモア回転数に近い磁場（励起磁場Ｂ1）を受ける場合
、整列された正味モーメント（Ｍz）はｘ−ｙ平面に対して回転または「傾き」
が施され、正味横方向磁気モーメントＭtが生じる。信号は、励起されたスピン
によって放出される。励起信号Ｂ1が終了した後、この信号は受信され、イメー
ジ形成処理される。
【０００４】 これらの信号を利用してイメージを作成するとき、磁場の勾配（Ｇx、Ｇy、お
よびＧz）が採用される。典型的には、イメージを作成すべき領域は一連の測定
サイクルによってスキャンされる。その際、これらの勾配は使用される特定の局
所限定方法によって異なる。結果としての一連の受信ＮＭＲ信号は、数多くの周
知の復元技術の１つを使用して、デジタル化されイメージ復元処理される。
【０００５】 直線的磁場勾配（Ｇx、Ｇy、およびＧz）が不完全なことによって、復元され
たイメージにアーティファクト（人為構造部）が生じることはよく知られている
。例えば、勾配パルスによって生じた渦電流が磁場をゆがめ、イメージアーティ
ファクトを発生させることはよく知られた問題である。そのような渦電流エラー
を補正する方法もよく知られている。例えば、米国特許第４，６９８，５９１号
、４，９５０，９９４号、および５，２２６，４１８号に開示されている。さら
に、勾配がイメージングボリュームの全体にわたって完全に均一ではない場合が
あり、そのことがイメージのひずみにつながる可能性があることもよく知られて
いる。この非均一性を補正する方法はよく知られている。例えば米国特許第４，
５９１，７８９号に説明されている。
【０００６】 ＭＲイメージング方法は、均質の分極磁場Ｂ0の存在に依存する。均質で安定
した分極磁場を得るために、較正手順中に定期的な調整を行うことができるシム
コイルの使用などを含む、数多くの方法が考案された。しかし、そのような測定
では、患者が磁場内に置かれたときに生じる局所的磁化率勾配を原因とする不均
質性を修正することができない。そのような磁化率勾配は、空中組織境界の近く
で発生する。例えば、軽度の場合はそのような境界の近くに位置する画素におけ
る信号強度が低減される可能性があり、厳しい場合は画素シフトや完全な信号損
失などのイメージアーティファクトを引き起こす可能性がある。
【０００７】 そのような磁化率勾配の不均質性を原因とするＭＲイメージ内の信号損失と信
号欠落を回復するための方法が提案された。これらには、３Ｄ−勾配エコー方法
の使用、より高いイメージ解像度の使用、調整されたＲＦ励起パルスの使用、お
よび磁化率の不均質性の補正による複数勾配エコー取得の使用などが含まれる。
信号損失または欠落は磁化率勾配を含む局所領域における横方向磁化の位相のず
れが原因で発生することを認識して、別の先行アプローチでは、複数のイメージ
を取得してスライスを変化させ、ＮＭＲ理論によって示された公称値から勾配を
リフォーカスする。複数のイメージは、一緒にして合計することができる。また
は、医師が各イメージを調べたり、結果を独自に合成したりすることができる。
【０００８】 発明の要約 本発明は、磁化率勾配によって信号損失と信号欠落が生じる検体からＭＲイメ
ージを取得する方法である。さらに具体的に説明すると、この方法には、患者の
プレスキャンを行って複数の先行的イメージ（ｐｉｌｏｔ ｉｍａｇｅ）を取得
して（内部でイメージ勾配が異なる値に設定される）、イメージ画素ごとの最大
輝度を実現するイメージ勾配の最適値を計算することによってリフェージング・
マップ（ｒｅｐｈａｓｉｎｇ ｍａｐ）を作成して、そのリフェージングマップ
内の最適イメージ勾配値を調べることによってイメージング勾配設定を決定して
、そのイメージ勾配設定を使用してスキャンを実行することなどが含まれる。
【０００９】 本発明の一般的な目的は、信号損失または信号欠落を回避するまたは減少させ
るようにスキャンに対して指示が可能な情報を作成することである。プレスキャ
ンによって作成されたリフェージングマップは、復元されるイメージ内の画素ご
とに最適な信号を生成するための、最適なイメージング勾配値を示す。このリフ
ェージングマップの用途は、最高のイメージを作成するイメージング勾配設定を
使用して、１つ以上のスキャンを手動または自動のいずれかの方法で指示するこ
とである。
【００１０】 本発明の別の目的は、イメージング勾配設定を自動的に決定して最善の結果を
達成することである。リフェージング勾配のヒストグラムは、それぞれのイメー
ジング勾配値について、リフェージングマップ内の画素数を数えることによって
作成される。リフェージング勾配のヒストグラムは、最善のイメージング勾配設
定を決定するためにスキャンされる。
【００１１】 本発明における前記のおよび他の目的と利点は、以下の説明から明らかとなる
。説明では、この文書の一部を構成する添付の図面を参照する。これらの図面に
は、本発明の好ましい実施態様が実例として示される。ただし、そのような実施
態様は、必ずしも本発明のすべての適用範囲を表すわけではない。したがって、
本発明の適用範囲を解釈するためにここに請求項の範囲が参照される。
【００１２】 本発明の概要 信号強度の損失は、ボクセル（ｖｏｘｅｌ）をまたがるスピンの位相のずれが
原因で生じる。この位相のずれは、磁化率勾配の結果であり、スライスの厚さに
伴って増加する。ここで、我々は、スピンの位相分布がスライス方向（ｚ）での
み異なり、垂直方向（ｘとｙ）での勾配は無視できると仮定する。ボクセルの信
号強度Ｓは、次に示すスライス選択リフォーカシング・勾配・オフセットＧref
（正確にバランスのとれたスライス選択勾配に関係する）の関数として記述する
ことができる。
【００１３】
【数１】
【００１４】 ここで、Ｍｏは磁化、γは磁気回転比、ＴＥはエコー時間、Ｇsus（ｚ）は磁
化率勾配（直線的であると仮定される）、τはリフォーカシング勾配パルスの持
続時間、およびΔｚはスライスの厚さである。積分値を求めてＳの絶対値を計算
することによって、次が得られる。
【００１５】
【数２】
【００１６】 測定される信号は、Ｇref＝−ＧsusＴＥ／τでその最大値をとる。
【００１７】 異なるＧrefを使用して一連のスキャンを実行することによって、対応する一
連のイメージを復元することができる。次に、これらのイメージ内のｘ，ｙ画素
ごとの信号の大きさは、等式（２）によって示される正弦関数に適合される。こ
の最も良い適合から、各画素のピーク信号レベルＳmax（ｘ，ｙ）と、このピー
ク信号を生成する対応するリフォーカシング勾配Ｇmax（ｘ，ｙ）が求められる
。これらの値は、リフェージングマップに格納される。
【００１８】 結果として作成されるリフェージングマップは、イメージを復元し、または患
者の詳細な検査を計画する数多くの方法で使用することができる。
【００１９】 好ましい実施態様の説明 最初に図１を参照すると、本発明を取り入れた好ましいＭＲＩシステムの主要
な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータコンソール１００から制
御される。オペレータコンソール１００には、キーボードとコントロールパネル
１０２、およびディスプレイ１０４が含まれる。コンソール１００は、リンク１
１６を通じて別のコンピュータシステム１０７とコミュニケートするため、オペ
レータはスクリーン１０４上でイメージの作成と表示を制御することができる。
コンピュータシステム１０７には、バックプレーンを通じて互いにコミュニケー
トするいくつかのモジュールが含まれる。これらのモジュールには、イメージプ
ロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、メモリモジュール１１３
などが含まれる。メモリモジュール１１３は、当該技術ではイメージデータを格
納するためのフレームバッファとして知られる。コンピュータシステム１０７は
、イメージデータとプログラムを保存するためのディスク記憶装置１１１とテー
プドライブ１１２にリンクされており、高速シリアルリンク１１５を通じて別の
システムコントロール１２２とコミュニケートする。
【００２０】 システムコントロール１２２には、バックプレーンによって一緒に接続される
一連のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１
９とパルス発生器モジュール１２１などが含まれる。パルス発生器モジュール１
２１は、シリアルリンク１２５を通じてオペレータコンソール１００と接続する
。システムコントロール１２２は、オペレータから実行すべきスキャンシーケン
スを示すコマンドをこのリンク１２５を通じて受け取る。パルス発生器モジュー
ル１２１は、システム構成要素を動作させて所望のスキャンシーケンスを実行す
る。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるＲＦパルスのタイミング、振
幅、および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長さを示すデー
タを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、一連の勾配増幅器１２７と接
続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示す。さらに、
パルス発生器モジュール１２１は、生理的取得コントローラ１２９から患者のデ
ータを受信する。生理的取得コントローラ１２９は、患者に接続されたいくつか
の異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極からのＥＣＧ信
号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発生器モジュー
ル１２１は、スキャンルームインタフェース回路１３３と接続する。スキャンル
ームインタフェース回路１３３は、患者および磁気システムの状態と対応した様
々なセンサーからの信号を受信する。患者位置合わせシステム１３４がスキャン
のために患者を所望の位置に動かすコマンドを受信するのも、スキャンルームイ
ンタフェース回路１３３からである。
【００２１】 パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、増幅器Ｇx、
Ｇy、Ｇzから成る勾配増幅器システム１２７に加えられる。各勾配増幅器は、一
般に１３９として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、
取得された信号の空間的符号化に使用する磁場勾配を生成する。階調度コイルア
センブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２を含むマグネ
ットアセンブリ１４１の一部を形成する。システムコントロール１２２にあるト
ランシーバーモジュール１５０はパルスを発生させる。これらのパルスは、ＲＦ
増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル
１５２と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信号は、
同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４によってプ
リアンプ１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバー１５０
の受信機部分で復調、濾波、およびデジタル化される。送信／受信スイッチ１５
４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モード中
はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中はプリアン
プ１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は、さらに別個のＲＦコイル（
例えば、ヘッドコイルまたは表面コイル）を送信モードまたは受信モードのいず
れかで使用できるようにする。
【００２２】 ＲＦコイル１５２によって受信されるＮＭＲ信号は、トランシーバーモジュー
ル１５０によってデジタル化され、システムコントロール１２２内のメモリモジ
ュール１６０に転送される。スキャンが完了して、メモリモジュール１６０でデ
ータの全体の配列が取得されたとき、アレイプロセッサ１６１が作動してデータ
をイメージデータセットにフーリエ変換する。このイメージデータセットは、シ
リアルリンク１１５を通じてコンピュータシステム１０７に伝達され、そこでデ
ィスクメモリ１１１に格納される。オペレータコンソール１００から受信された
コマンドに対応して、このイメージデータセットをテープドライブ１１２に格納
したり、またはイメージプロセッサ１０６によってさらに処理して、オペレータ
コンソール１００に伝達してからディスプレイ１０４上に提示することもできる
。
【００２３】 特に図１および図２を参照すると、トランシーバー１５０は、コイル１５２Ａ
において電力増幅器１５１によってＲＦ励起磁場Ｂ1を生成し、コイル１５２Ｂ
において誘導された結果としての信号を受信する。上記に示されるように、コイ
ル１５２ＡおよびＢは図２に示されるように別個であってもよい。または、それ
らは図１に示されるように単一の全身コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場のベ
ース、または搬送波、周波数は、周波数合成器２００の制御のもとで生成される
。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１
２１から一連のデジタル信号を受信する。これらのデジタル信号は、出力２０１
で生成されたＲＦ搬送信号の周波数と位相を示す。命令されたＲＦ搬送波は、変
調器およびアップコンバータ２０２に加えられる。そこでは、その振幅が、同様
にパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応じて変調され
る。信号Ｒ（ｔ）は、生成すべきＲＦ励起パルスのエンベロープを特定して、格
納された一連のデジタル値を連続して読みだすことによってモジュール１２１で
生成される。これらの格納されたデジタル値は、次にオペレータコンソール１０
０から変更され、所望のＲＦパルスエンベロープの生成が可能になる。
【００２４】 出力２０５で生成されたＲＦ励起パルスの大きさは、励振器減衰器回路２０６
によって減衰される。励振器減衰器回路２０６は、バックプレーン１１８からデ
ジタルコマンドを受信する。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａ
を駆動する電力増幅器１５１に加えられる。トランシーバー１２２のこの部分に
関するさらに詳細な説明については、米国特許第４，９５２，８７７号を参照す
ることができる。
【００２５】 引き続き図１および図２を参照すると、対象体によって生成される信号は、受
信機コイル１５２Ｂによって受信され、プリアンプ１５３を通じて別の受信機増
幅器２０７の入力に加えられる。受信機増幅器２０７は、バックプレーン１１８
から受信されるデジタル減衰信号によって決定された量だけ信号をさらに増幅す
る。
【００２６】 受信信号はラーモア回転数またはその付近にある。この高い周波数信号は、ダ
ウンコンバータ２０８によって２ステッププロセスに下方変換される。ダウンコ
ンバータ２０８は、最初にＮＭＲ信号をライン２０１の搬送信号と混合してから
、結果として生じる差信号をライン２０４の２．５ＭＨｚ基準信号と混合する。
下方変換されたＮＭＲ信号は、アナログ-デジタル(Ａ／Ｄ)コンバータ２０９の
入力に加えられる。アナログ-デジタル(Ａ／Ｄ)コンバータ２０９は、アナログ
信号をサンプリングしてデジタル化してから、それをデジタル検出器および信号
プロセッサ２１０に加える。デジタル検出器および信号プロセッサ２１０は、受
信された信号に対応した１６ビット同相（Ｉ）値と１６ビット直角位相（Ｑ）値
を生成する。受信信号のデジタル化されたＩ値とＱ値の結果としてのストリーム
は、バックプレーン１１８を通じてメモリモジュール１６０に出力される。メモ
リモジュール１６０では、それらの値はイメージの復元に使用される。
【００２７】 本発明の好ましい実施態様で使用されるＥＰＩパルスシーケンスが、図４に示
される。９０°ＲＦ励起パルス２５０は、スライス選択勾配パルス２５１が存在
する状態で加えられ、スライス内で横方向磁化が発生する。励起されたスピンは
、スライス選択勾配上のネガティブローブ２５２によってリフェーズされるかま
たはリフォーカスされる。２５３で示される、Ｎy（例えば、Ｎy＝６４）分離Ｎ
ＭＲエコー信号の合計は、その後ＥＰＩパルスシーケンス中に取得される。ＮＭ
Ｒエコー信号２５３は、発信読み出し勾配２５５の適用によって生成された、勾
配によってリコールされたエコーである。読み出しシーケンスはプレフェーズ読
み出し勾配ローブ２５６から開始して、エコー信号２５３は読み出し勾配が正と
負の値を周期変動するときに生成される。Ｎx（例えば、Ｎx＝６４）サンプルの
合計は、それぞれの読み出し勾配パルス２５５中にそれぞれのＮＭＲエコー信号
２５３から得られる。連続したＮyＮＭＲエコー信号２５３は、一連の位相符号
化勾配パルス２５８によって別個に位相符号化される。プレフェーズ位相符号化
ローブ２５９は、エコー信号を取得して中央のビュー（Ｋy＝０）を所望のエコ
ー時間（ＴＥ）で位置合わせする前に発生する。その後の位相符号化パルス２５
８は、読み出し勾配パルス２５５が極性を切り換えたときに発生する。それらの
パルスの位相符号化は、ｋy−スペースによって上方に単調に実行される。
【００２８】 ＥＰＩパルスシーケンスが完了したとき、Ｎy分離位相符号化ＮＭＲエコー信
号２５３のＮx分離周波数符号化サンプルが取得される。他のすべてのエコーを
時間反転させた後、このＮx×Ｎy要素のｋスペースの複素数配列は、その次元（
ｋyとｋx）の両方に沿ってフーリエ変換され、その二次元（ｘとｙ）の各々に沿
ったＮＭＲ信号の大きさを示すイメージデータセットが生成される。
【００２９】 本発明の１つの局面はプレスキャンプロセスである。このプレスキャンプロセ
スの中で、オペレータが最適なスキャンを定めるのに役立つリフェージングマッ
プが作成される。このプレスキャンプロセスは、プログラムの指示のもとでシス
テムコントロール１２２によって実行される。このプログラムは、患者がマグネ
ット１４１内で位置合わせされた後かつスキャンされる前に実行される。この位
相プレスキャンは、上記に説明されたＥＰＩパルスシーケンスを使用する。さら
に、明らかになるように、リフォーカシングローブ２５２のサイズはプロセス中
に変化する。しかし、スライス選択勾配の変化はこの特定の勾配ローブに制限さ
れる必要がないことは、当該技術に熟練した人々にとって明らかである。ＲＦ励
起後および最初のＮＭＲ信号読み出し前の、任意の時点におけるスライス選択軸
に沿った位相ずれ勾配の応用は十分である。さらに、この時点で勾配モーメント
の無効化が血液の位相分散の補正に使用される場合、複数のリフォーカシングロ
ーブを使用して変更することができる。
【００３０】 特に図４を参照すると、プロセスブロック３００に示されるプレスキャンプロ
セスにおける最初の手順は、取得すべき先行的スライスイメージに対する適切な
パラメータを使用して、ＥＰＩパルスシーケンスをパルス発生器１２１にダウン
ロードすることである。好ましい実施態様では、９０°のフリップ角、５０ｍｓ
のＴＥ、２０００ｍｓのＴ／Ｒ、２４ｃｍ×２４ｃｍのＦＯＶ、７ｍｍのスライ
ス厚、２ｍｍのギャップ、１８スライス、６４×６４イメージングマトリクス、
および１２５ｋＨｚの受信機帯域幅が指定される。以下の説明から明らかになる
ように、このＥＰＩパルスシーケンスはプレスキャン中に数回繰り返され、リフ
ェージングマップの作成に必要なＮＭＲデータが取得される。図６に最も良く示
されるように、スライス選択勾配のリフェージングローブ２５２の振幅は、プレ
スキャン中の一連の値によってステップ化される。これらのステップの範囲は、
２５４で示される公称振幅の０．６倍から２６１で示される公称振幅の１．４倍
までである。公称振幅は、理論が示すところでは、理想的な条件のもとでスライ
ス選択勾配ローブ２５１が適用された後に横方向磁化をリフェーズする振幅であ
る。
【００３１】 再び図４を参照すると、ＥＰＩパルスシーケンスがダウンロードされてリフェ
ージングローブ２５２が０．６公称振幅に設定された後、ループに入る。このル
ープ内では、プロセスブロック３０２に示されるように、ＥＰＩパルスシーケン
スが実行されイメージデータが取得される。プロセスブロック３０４に示される
ように、取得されたｋスペースＮＭＲイメージデータは二次元に沿ってフーリエ
変換され、大きさイメージが復元される。プロセスブロック３０６に示されるよ
うに、このデータの取得とイメージの復元はリフェージングローブ振幅をインク
リメントした後に繰り返される。決定ブロック３０８に示されるように、リフェ
ージングローブ振幅が１．４公称値に達したときループから出る。好ましい実施
態様では、２０ステップのリフェージングローブ振幅が取得され、対応する２０
の先行的大きさイメージＩ1-20が復元される。各イメージＩは画素強度値ｐ（ｘ
，ｙ）の６４×６４配列である。
【００３２】 次に２０個のイメージ内にある対応する画素強度値ｐ（ｘ，ｙ）が調べられ、
異なる組織内でスライスイメージの全体にわたって発生する位相のずれが求めら
れる。図７を参照すると、例えば人間の脳を通したイメージが取得される場合、
磁化率勾配から離れた上部前前頭皮質に対応した画素の強度値ｐ（ｘ，ｙ）には
、公称リフェージングローブ振幅２６１でのピーク振幅がある。他のリフォーカ
シングローブ振幅では、前前頭皮質によって生成された信号強度はさらに小さく
、実線３１０によって示される正弦曲線上にある。他方では、小脳付近の視覚皮
質に対応する画素強度値ｐ（ｘ，ｙ）は、点線３１２によって示される下側のリ
フォーカシングローブ振幅でピーク振幅を持つ。言い換えれば、イメージ内の各
画素から取得することができるピーク信号強度は、リフォーカシング勾配ローブ
がその画素位置（ｘ，ｙ）で横方向磁化をリフェーズする際の精度である程度決
定される。プレスキャンプロセスにおける以下の手順では、２０の先行的イメー
ジ内の対応する画素強度値ｐ（ｘ，ｙ）の振幅を調べ、６４×６４画素位置の各
々について最適なリフォーカシングローブ振幅を計算する。
【００３３】 図４を再び参照すると、１画素位置（ｘ，ｙ）に対する２０の画素強度値を調
べて、その画素位置に対する最適リフォーカシング勾配振幅を見出すループに入
る。プロセスブロック３１６に示されるように、これは正弦関数の中央部分に近
似した二次曲線に値を合わせることによって達成される。プロセスブロック３１
８に示されるように、この後この二次曲線におけるピークが見出され、このピー
クで示される最適なリフォーカシングローブ勾配振幅Ｇmax（ｘ，ｙ）が、先行
的イメージ内の画素ｘ，ｙ位置に対応する、６４×６４要素リフェージングマッ
プ内の位置に格納される。さらに、このピークにおける最大画素強度値Smax（ｘ
，ｙ）も、リフェージングマップ内のプロセスブロック３２０に示されるのと同
じ位置に格納される。
【００３４】 このプロセスは、先行的イメージＩ1-20内のそれぞれの画素位置（ｘ，ｙ）に
対して繰り返される。プロセスブロック３２２で次の画素が選択され、プロセス
３１６、３１８、および３２０が繰り返される。決定ブロック３２４で求められ
るようにすべての画素位置（ｘ，ｙ）が処理されたとき、３２６でプレスキャン
が終了する。
【００３５】 その後のスキャンを定めるためのリフェージングマップの使用方法にはいくつ
かある。１つの実施態様では、リフォーカシング勾配振幅ごとの画素数が計算さ
れたヒストグラムが作成される。さらに具体的に説明すると、いくつかのリフォ
ーカシング勾配振幅「ビン」が定義され、各ビン内の画素数を数えるためにリフ
ェージングマップがスキャンされる。その後、図８に示されるように、結果とし
て作成されるヒストグラムがオペレータに表示される。このヒストグラムは、常
に公称リフォーカシング勾配振幅２６１で非常に大きなピーク３２８を有する。
なぜならば、ＭＲイメージ内のほとんどの画素はこの公称振幅で適切にリフェー
ズされるからである。しかし、他のさらに小さなピークは、異なるリフォーカシ
ング勾配ローブ振幅によって輝かせることができる有意の画素数を示す、３３０
および３３２におけるヒストグラムで発生する可能性がある。これらは、手動で
認識することができ、患者のその後のスキャンを定めるために使用することがで
きる。
【００３６】 本発明の別の好ましい実施態様では、プレスキャンプロセスによって作成され
たリフェージングマップを使用して、その後のスキャンを自動的に定める。これ
は自動リフェージングプロセスの指示のもとでシステムコントロール１２２によ
って実行される。このプロセスを図５に示す。
【００３７】 特に図５を参照すると、プロセスブロック３４０に示されるように、自動リフ
ェージングプロセスでは、対応する大きさイメージＩ1-20にしきい値処理を施す
ことによってリフェージングマップにフィルタがかけられる。特定の画素位置（
ｘ，ｙ）における２０の強度値の合計が最小値を超えない場合、リフェージング
マップ内の対応する位置（ｘ，ｙ）にゼロが設定される。これによって、バック
グラウンド画素をこれ以上処理してしまわないようにする。
【００３８】 プロセスブロック３４２によって示される次の手順は、累積的輝度ヒストグラ
ムを計算することである。上記に説明したように、この手順には、各リフェージ
ング勾配振幅での、リフェージングマップ内の画素数を数えることが伴う。しか
し、上記に説明したヒストグラムとは逆に、それぞれのリフェージング勾配ビン
は画素数ではなく、その代わりに、位相ずれマップ内に格納された対応する最大
強度値の合計である。その結果、このヒストグラムは各リフェージング勾配値で
のまたはヒストグラムビンでの累積輝度を示す。
【００３９】 次に、リフェージング勾配ヒストグラムから最善のリフェージング勾配振幅設
定が決定されるループに入る。これは、最高の累積輝度を生じる勾配設定を決定
するために、リフェージング勾配ヒストグラムをスキャンすることによって達成
される。ただし、ヒストグラムビンを交差してウィンドウをスライドさせること
によって、単一の最高累積輝度値が検索されるというよりも最高累積輝度レベル
の帯域またはウィンドウが選択される。好ましい実施態様では、このウィンドウ
の幅は、そのピーク値の１/２における正弦関数の中央ローブの幅に設定される
。このウィンドウはリフェージング勾配ヒストグラムの連続したビンによって進
められ、ウィンドウ内の画素の累積輝度が計算される。プロセスブロック３４４
に示されるように、最大累積輝度が見出されたとき、ウィンドウ内の画素はセグ
メント番号によってマークされる。セグメント番号は、リフェージングマップ内
の対応する画素位置（ｘ，ｙ）に格納され、ウィンドウを付けられた画素はその
後のセグメントに含まれないようにリフェージング勾配ヒストグラムから取り除
かれる。最終的に、プロセスブロック３４６に示されるように、セグメントに対
するリフォーカシング勾配設定は、このセグメント内のウィンドウを付けられた
すべての画素の累積輝度値とともに格納される。
【００４０】 最高累積輝度のウィンドウを選択することによるイメージ画素の区分プロセス
は、すべての画素が選択されてリフェージング勾配ヒストグラムから取り除かれ
るまで決定ブロック３４８で繰り返される。頭部の研究に関しては、これは一般
に５パス以下で達成される。その結果、先行的イメージ画素の６４×６４の配列
が区分され、各セグメントに対してリフォーカシング勾配設定と累積輝度値が格
納される。図９は、これらの格納されたセグメント値のグラフィック図である。
ここでは、水平軸はリフォーカシング勾配振幅であり垂直軸はセグメント内にあ
る画素の累積輝度である。この例のセグメンテーションマップでは、Ａ、Ｂ、Ｃ
、Ｄ、およびＥとラベルされた５つのセグメントが示される。
【００４１】 プロセスブロック３５０に示されるように、スキャンは、この時点で、格納さ
れたリフォーカシング勾配振幅ごとにイメージデータを取得するところに自動的
に進む。図９の例では、異なる５つのリフォーカシング勾配振幅では、５つのイ
メージを別個に取得する必要がある。必要に応じて、イメージ取得の数は自動ま
たは手動のいずれかで減らすことができる。例えば、最高累積輝度を有する２つ
または３つのセグメントを選択することができ、それらのリフォーカシング勾配
振幅は２つまたは３つの取得に使用される。
【００４２】 次に、プロセスブロック３５２に示されるように、結果として作成される復元
イメージは単一の複合イメージに合成される。これは、リフェージングマップに
格納されたセグメント番号を使用して取得された各イメージから、画素値を選択
することによって実行される。すなわち、最初のイメージに関しては、リフェー
ジングマップ内のセグメント１の画素に対応する画素が選択され、合成イメージ
内の対応する位置（ｘ，ｙ）に格納される。同じ手順は、その他の取得された各
々のイメージと、それらの対応するセグメント番号に使用される。識別されたセ
グメントよりも取得されたイメージの方が少ない場合、取得されていないセグメ
ントの画素は取得されたイメージの１つから選択される。取得されたイメージリ
フォーカシング勾配振幅は特定の画素に対して格納された最適値Ｇmax（ｘ，ｙ
）に最も近いことによって、選択が決定される。
【００４３】 プレスキャンプロセスによって作成されたリフェージングマップを、磁化率勾
配が原因で構造が不明瞭なまたは欠落しているＭＲイメージの品質改善を目的と
する多くの方法に使用できることは、当業者にとって明らかである。本発明は、
脳の様々な部分の活動がイメージ化される機能的ＭＲＩに対して特定の応用が可
能であると信じる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 図１は、本発明を使用するＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】 図２は、図１のＭＲＩシステムの部分を形成するトランシーバーの電気的ブロ
ック図である。
【図３】 図３は、ＥＰＩパルスシーケンスのグラフ表示である。
【図４】 図４は、図１のＭＲＩシステムによって実行されるプレスキャンプロセスのフ
ローチャートである。
【図５】 図５は、図１のＭＲＩシステムによって実行される自動リフェージングプロセ
スのフローチャートである。
【図６】 図６は、図３のパルスシーケンスの一部を構成するスライス選択勾配波形のグ
ラフ表示であり、図４の方法を実践するとき変更される。
【図７】 図７は、リフォーカシング勾配振幅の関数としての信号強度のグラフである。
【図８】 図８は、異なるリフォーカシング勾配振幅でピーク信号強度を達成する、イメ
ージ内の画素数を示す典型的なヒストグラムのグラフである。
【図９】 図９は、特定のリフォーカシング勾配振幅における累積的画素輝度を示す典型
的なセグメンテーションマップのグラフである。
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書
【提出日】平成１２年４月１７日（２０００．４．１７）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】０００７
【補正方法】変更
【補正内容】
【０００７】 そのような磁化率勾配の不均質性を原因とするＭＲイメージ内の信号損失と信
号欠落を回復するための方法が提案された。これらには、３Ｄ−勾配エコー方法
の使用、より高いイメージ解像度の使用、調整されたｒｆ励起パルスの使用、お
よび磁化率の不均質性の補正による複数勾配エコー取得の使用などが含まれる。 Ｊ．フラム（Ｊ．Ｆｒａｈｍ）他著の「勾配補正による磁場均質性の直接ＦＬＡ ＳＨ ＭＲイメージング（Ｄｉｒｅｃｔ ＦＬＡＳＨ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｉｅｓ ｂｙ Ｇ ｒａｄｉｅｎｔ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ）」Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎ ａｎｃｅ Ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ６、４７４−４８０（１９８８年）では、 信号の損失または欠落は、磁化率勾配を含む局所領域における横方向磁化の位相 のずれが原因であることが認識された。異なるリフェージング勾配値を使用して 取得された複数のイメージは、磁化率の影響を軽減するために一緒に合計するこ とができる。Ｒ．Ｔ．コンスタブル（Ｒ．Ｔ．Ｃｏｎｓｔａｂｌｅ）著の「大き な静磁場の不均質性が存在する状態での勾配エコーエコー平面を使用する機能的 ＭＲイメージング（Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ−Ｅｃｈｏ Ｅｃｈｏ−Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ ｉ ｎ Ｔｈｅ Ｐｒｅｓｅｎｃｅ ｏｆ Ｌａｒｇｅ Ｓｔａｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｉｅｓ）」、ＪＭＲＩ １９９５年、５：７４６− ７５２では、異なるリフェージング勾配値を有する９つのイメージを取得して、 各画素に対して９つの値を平均するか、または各画素に対して最大値を選択する かのいずれかによって合成イメージを形成することが提案された。異なるリフェ ージング勾配によってプレスキャン中に取得された先行的イメージを分析して、 スキャン中に使用する最適リフェージング勾配を求めるための努力は行われてい ない 。
【手続補正書】
【提出日】平成１３年８月２０日（２００１．８．２０）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ， ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，Ｍ Ｘ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ， ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ Ｆターム(参考） 4C096 AB05 AB18 AD09 AD12 BA42 CB08

Claims (13)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ａ）イメージング磁場勾配を使用するＮＭＲパルスシーケン
    スを使用して検体についての複数の先行的イメージを取得し、この場合にイメー
    ジング磁場勾配が前記複数の先行的イメージの取得において異なった値に設定さ
    れ、 ｂ）前記取得された複数の先行的イメージ内の対応する画素の大きさを調べるこ
    とによって、前記先行的イメージ内の画素ごとに最適なイメージング磁場勾配値
    を計算し、 ｃ）前記最適なイメージング磁場勾配値をリフェージングマップ内の対応する画
    素位置に格納し、 ｄ）前記リフェージングマップ内に格納された値を使用してイメージング磁場勾
    配設定を決定し、 ｅ）前記イメージング磁場勾配設定を有する前記ＮＭＲパルスシーケンスを使用
    して患者のスキャンを実行することを含む プレスキャンを実行して前記リフェージングマップを作成するステップを含んで
    なる、ＭＲＩシステムによって検体のイメージを作成するための方法。
  2. 【請求項２】 ステップｂ）が、前記先行的イメージ内の対応する画素の大
    きさを曲線に合わせ、その曲線のピークを求めること含む、請求項１記載の方法
    。
  3. 【請求項３】 前記曲線のピークが、画素に対する前記最適なイメージング
    磁場勾配値および前記画素に対する最適輝度値を示し、前記最適輝度値も前記リ
    フェージングマップ内の対応する画素位置に格納される、請求項２記載の方法。
  4. 【請求項４】 ステップｄ）におけるイメージング磁場勾配設定の決定は、
    複数のイメージング磁場勾配値の各々において最適輝度を有する画素数を示す前
    記リフェージングマップからヒストグラムを作成することを含む、請求項１記載
    の方法。
  5. 【請求項５】 設定を手動で選択できるように前記ヒストグラムを表示する
    ことによって、イメージング磁場勾配設定が決定される、請求項４記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記リフェージングマップ内のそれぞれの画素位置に、それ
    と対応する格納された最適イメージング磁場勾配値での画素輝度を示す画素値を
    格納することを含み、かつステップｄ）におけるイメージング磁場勾配設定の決
    定が、複数のイメージング磁場勾配値のそれぞれにおける最適輝度を有するリフ
    ェージングマップ画素位置での格納された画素輝度値の合計を示す、前記リフェ
    ージングマップから累積輝度ヒストグラムを作成することを含む、請求項１記載
    の方法。
  7. 【請求項７】 前記累積輝度ヒストグラムをスキャンすることによって前記
    イメージング磁場勾配設定が決定される、請求項６記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記累積輝度ヒストグラムを介してウィンドウをスライドさ
    せ、前記ウィンドウ内で前記最大累積輝度を提供する前記磁場勾配設定を位置さ
    せることによってスキャンを実行する、請求項７記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記ＮＭＲパルスシーケンスがエコー・平面・イメージング
    ・シーケンスである、請求項１記載の方法。
  10. 【請求項１０】 前記イメージング磁場勾配がスライス選択勾配である、請
    求項９記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記イメージング磁場勾配がリフォーカシング勾配である
    、請求項１０記載の方法。
  12. 【請求項１２】 ステップｄ）が、複数のイメージング磁場勾配設定を決定
    すること、および前記画素位置の設定を示す前記リフェージングマップセグメン
    ト番号内に格納することを含み、 ステップｅ）が、前記磁場勾配設定のそれぞれに対するスキャンを実行してイメ
    ージを復元すること、および ｆ）前記格納されたセグメント番号を使用してそれぞれから画素値を選択するこ
    とによってそれぞれのイメージを単一の出力イメージに合成することを含む、請
    求項１記載の方法。
  13. 【請求項１３】 前記ＮＭＲパルスシーケンスがエコー・平面・イメージン
    グ・パルス・シーケンスであり、前記イメージング磁場勾配がスライス勾配であ
    る、請求項１２記載の方法。
JP2000543845A 1998-04-14 1999-04-07 磁気共鳴エコー平面イメージングにおける磁場の不均質性から生じる信号欠如の回復 Ceased JP2002511330A (ja)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US8168898P 1998-04-14 1998-04-14
US60/081,688 1998-04-14
US09/246,622 1999-02-08
US09/246,622 US6157192A (en) 1998-04-14 1999-02-08 Recovery of signal void arising from field inhomogeneities in echo planar imaging
PCT/US1999/007348 WO1999053334A1 (en) 1998-04-14 1999-04-07 Recovery of signal void arising from field inhomogeneities in magnetic resonance echo planar imaging

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2002511330A true JP2002511330A (ja) 2002-04-16

Family

ID=26765834

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000543845A Ceased JP2002511330A (ja) 1998-04-14 1999-04-07 磁気共鳴エコー平面イメージングにおける磁場の不均質性から生じる信号欠如の回復

Country Status (6)

Country Link
US (1) US6157192A (ja)
EP (1) EP1073912A1 (ja)
JP (1) JP2002511330A (ja)
AU (1) AU754136B2 (ja)
CA (1) CA2326416C (ja)
WO (1) WO1999053334A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014057716A1 (ja) * 2012-10-10 2014-04-17 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10044424C2 (de) * 2000-09-08 2002-12-05 Siemens Ag Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes, wobei ein ortsaufgelöster Navigatorstab zur Positionsüberwachung eines zu untersuchenden Objektes gewonnen wird
JP2004513720A (ja) * 2000-11-14 2004-05-13 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 傾斜磁場の非線形性の補正を行う磁気共鳴撮像方法
US6724923B2 (en) * 2001-04-13 2004-04-20 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Automatic coil selection of multi-receiver MR data using fast prescan data analysis
JP5002099B2 (ja) * 2001-08-31 2012-08-15 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US7042220B2 (en) * 2004-04-30 2006-05-09 The Ohio State University Magnetic resonance imaging system and method
US8175366B2 (en) * 2006-10-17 2012-05-08 Yeda Research & Development Co. Ltd. Method for obtaining spatial images through MRI and processing the resulting spatial images and product
JP5740307B2 (ja) * 2009-09-17 2015-06-24 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び傾斜磁場印加方法
US8810242B2 (en) 2010-08-06 2014-08-19 Kabushiki Kaisha Toshiba Spatial intensity correction for RF shading non-uniformities in MRI
US8217652B2 (en) * 2010-08-06 2012-07-10 Kabushiki Kaisha Toshiba Spatial intensity correction for RF shading non-uniformities in MRI
DE102013206026B3 (de) * 2013-04-05 2014-08-28 Siemens Aktiengesellschaft Optimierte Gradientenecho-Multiecho-Messsequenz
US9805662B2 (en) * 2015-03-23 2017-10-31 Intel Corporation Content adaptive backlight power saving technology

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5378985A (en) * 1993-07-15 1995-01-03 General Electric Company Fast spin echo prescan for MRI system
JP3688773B2 (ja) * 1995-10-31 2005-08-31 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US5770943A (en) * 1996-12-30 1998-06-23 General Electric Company Method for measuring and compensating for spatially and temporally varying magnetic fields induced by eddy currents

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014057716A1 (ja) * 2012-10-10 2014-04-17 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
JPWO2014057716A1 (ja) * 2012-10-10 2016-09-05 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
US10132899B2 (en) 2012-10-10 2018-11-20 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus with voxel size control based on imaging parameters and magnetic susceptibility

Also Published As

Publication number Publication date
EP1073912A1 (en) 2001-02-07
US6157192A (en) 2000-12-05
AU754136B2 (en) 2002-11-07
CA2326416C (en) 2002-02-26
CA2326416A1 (en) 1999-10-21
WO1999053334A1 (en) 1999-10-21
AU3468399A (en) 1999-11-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP0634664B1 (en) Fast spin echo prescan for MRI system
US6078176A (en) Fast spin echo pulse sequence for diffusion weighted imaging
US5001428A (en) Method for mapping the RF transmit and receive field in an NMR system
US9575153B2 (en) MR imaging using a multi-point dixon technique
US6369568B1 (en) Fast spin echo phase correction for MRI system
US5759152A (en) Phase-aligned NMR surface coil image reconstruction
US8320646B2 (en) MRI acquisition using 2D sense and partial fourier pace sampling
US7804299B2 (en) Diffusion weighted preparatory sequence for magnetic resonance imaging pulse sequence
US5657757A (en) Interleaved MR spectroscopy and imaging with dynamically changing acquisition parameters
US5422576A (en) Magnetic resonance angiography using fast spin echo pulse sequence
US20080116891A1 (en) System and method for multi-echo bandwidth match imaging
US6242916B1 (en) Partial fourier acquistion of MR data over a limited field of view and image reconstruction
GB2113399A (en) Method and apparatus for rapid NMR imaging of nuclear parameters within an object
JPH10155769A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び方法
US6483308B1 (en) Method and apparatus for processing MRI data acquired with a plurality of coils using dixon techniques
US5107215A (en) Rf power calibration for an nmr scanner
US6331777B1 (en) Magnetic resonance method and device
US7254435B2 (en) Method and magnetic resonance apparatus for calibrating coil sensitivities
US7197353B2 (en) Sensitivity encoding MRI acquisition method
US6111411A (en) RF power calibration for an MRI system using multiple axis projections
JP2002511330A (ja) 磁気共鳴エコー平面イメージングにおける磁場の不均質性から生じる信号欠如の回復
WO2001084172A1 (en) Prospective multi-planar motion correction in mri
USRE33259E (en) Method and apparatus for rapid NMR imaging of nuclear parameters with an object
US6025718A (en) RF power calibration for an MRI system using local coils
US20040162482A1 (en) MRT apparatus, method and computer program product for speed-resolved flow measurement

Legal Events

Date Code Title Description
A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20040310

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20040406

A045 Written measure of dismissal of application [lapsed due to lack of payment]

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A045

Effective date: 20040914