JP2014030723A - 生理学的周期と協調した磁気共鳴画像化方法 - Google Patents
生理学的周期と協調した磁気共鳴画像化方法 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2014030723A JP2014030723A JP2013160350A JP2013160350A JP2014030723A JP 2014030723 A JP2014030723 A JP 2014030723A JP 2013160350 A JP2013160350 A JP 2013160350A JP 2013160350 A JP2013160350 A JP 2013160350A JP 2014030723 A JP2014030723 A JP 2014030723A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- region
- acquisition
- magnetic resonance
- time
- 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.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title 1
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 89
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims abstract description 61
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 claims abstract description 7
- 238000003325 tomography Methods 0.000 claims abstract description 6
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 24
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims description 19
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims description 19
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 claims description 11
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims description 10
- 238000000264 spin echo pulse sequence Methods 0.000 claims description 8
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims description 7
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 4
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 2
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 description 36
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 25
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 25
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 23
- 238000012636 positron electron tomography Methods 0.000 description 19
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 18
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 16
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 11
- 230000016507 interphase Effects 0.000 description 10
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 9
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 7
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 230000003797 telogen phase Effects 0.000 description 6
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 4
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 3
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 3
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 2
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 2
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 2
- 206010006322 Breath holding Diseases 0.000 description 1
- 238000012879 PET imaging Methods 0.000 description 1
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000002107 myocardial effect Effects 0.000 description 1
- 238000009877 rendering Methods 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
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
- G01R33/543—Control of the operation of the MR system, e.g. setting of acquisition parameters prior to or during MR data acquisition, dynamic shimming, use of one or more scout images for scan plane prescription
-
- 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
- G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
- G01R33/5673—Gating or triggering based on a physiological signal other than an MR signal, e.g. ECG gating or motion monitoring using optical systems for monitoring the motion of a fiducial marker
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
-
- 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]
- G01R33/445—MR involving a non-standard magnetic field B0, e.g. of low magnitude as in the earth's magnetic field or in nanoTesla spectroscopy, comprising a polarizing magnetic field for pre-polarisation, B0 with a temporal variation of its magnitude or direction such as field cycling of B0 or rotation of the direction of B0, or spatially inhomogeneous B0 like in fringe-field MR or in stray-field 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
- G01R33/4808—Multimodal MR, e.g. MR combined with positron emission tomography [PET], MR combined with ultrasound or MR combined with computed tomography [CT]
- G01R33/481—MR combined with positron emission tomography [PET] or single photon emission computed tomography [SPECT]
-
- 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
- G01R33/56572—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Pathology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Power Engineering (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Nonlinear Science (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
【課題】ＭＲデータを生理学的周期と協調して取得するＭＲイメージングにおいて、使用可能な測定時間をできるだけ良好に利用する方法および装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴（ＭＲ）トモグラフィを実施すべく、時間的に繰り返して起こる生理学的周期を認識するために、検査対象の生理学的パラメータ３１が時間の関数として取得される。第１領域のために第１のＭＲデータが取得され、第１領域の全ての点がＭＲ装置の視野の予め与えられた領域内に配置されている。第１のＭＲデータの取得４１が、生理学的周期に同期化されて待機インターバル４０によって互いに分離された第１の時間インターバルにおいて選択的に行われる。第２のＭＲデータが、第１領域に境を接する第２領域のために取得される。第２のＭＲデータの取得４２が第１の時間インターバルの間の待機インターバル４０において行われる。
【選択図】図５
【解決手段】磁気共鳴（ＭＲ）トモグラフィを実施すべく、時間的に繰り返して起こる生理学的周期を認識するために、検査対象の生理学的パラメータ３１が時間の関数として取得される。第１領域のために第１のＭＲデータが取得され、第１領域の全ての点がＭＲ装置の視野の予め与えられた領域内に配置されている。第１のＭＲデータの取得４１が、生理学的周期に同期化されて待機インターバル４０によって互いに分離された第１の時間インターバルにおいて選択的に行われる。第２のＭＲデータが、第１領域に境を接する第２領域のために取得される。第２のＭＲデータの取得４２が第１の時間インターバルの間の待機インターバル４０において行われる。
【選択図】図５
Description
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）トモグラフィ、ＭＲ装置および磁気共鳴（ＭＲ）−陽電子放射トモグラフィ（ＰＥＴ）ハイブリッドシステムに関する。本発明は、特に、ＭＲデータ取得を生理学的周期、例えば心周期又は呼吸周期と協調(coordinate)して行うこの種の方法および装置に関する。
ＭＲトモグラフィは医用イメージングにおいて広く使用されている。傾斜磁場の投入、励起パルスの照射およびその結果として生じる磁化の検出によって検査対象に関する情報を取得する種々の撮像技術が知られている。この種の撮像技術の例は、スピンエコー技術、又はグラジエントエコー技術である。
検査対象の部分が運動する場合に、その結果として生じる画像はモーションアーチファクトを有する。モーションアーチファクトは、少なくとも部分的に検査対象の生理学的周期によって引き起こされる。例えば胸部領域においては、通常の呼吸運動又は心筋運動が画質を低下させ得るので、信頼性の高い診断が困難になる。
画質向上のためには、いわゆるＥＣＧトリガリング、呼吸ゲーティング又はそれらの組み合わせを使用するとよい。これらの技術は、データ取得中の運動が僅かであるようにデータ取得を行なうために使用するとことができる。そのために心周期又は呼吸周期が取得される。ＭＲデータ取得は、生理学的周期と同期させるとよい。そのために、測定が常に同一の生理学的位相の期間中に始まって進行するように、トリガ信号を発生させるとよい。特に、ＭＲデータ取得は、検査対象の器官又はその他の撮像すべき部位が殆ど動かない休止相で行うとよい。ゲーティングの場合には、データ取得が、特定の時間窓の期間中に、例えば運動の非常に少ないときに投入され、その後、再び遮断される。ＥＣＧトリガリングは、例えばとりわけ心臓イメージングに使用されるのに対して、呼吸トリガリング又は呼吸ゲーティングは、モーションアーチファクトを低減するために、胸部もしくは腹部イメージングにも使用される。
ゲーティング技術およびトリガリング技術は、陽電子放射トモグラフィ（ＰＥＴ）においても、特に運動器官内の腫瘍を撮像するためにＰＥＴを使用する場合に、使用される。
複合化されたＭＲ−ＰＥＴハイブリッドイメージングにおけるＰＥＴ画像の信頼性の高い減弱補正のためには、その減弱補正のために使用されるＭＲデータ取得を生理学的周期と協調して行うことも望ましいことである。
複合化されたＭＲ−ＰＥＴハイブリッドイメージングにおけるＰＥＴ画像の信頼性の高い減弱補正のためには、その減弱補正のために使用されるＭＲデータ取得を生理学的周期と協調して行うことも望ましいことである。
トリガ法又はゲーティング法を用いた従来のＭＲ方法における欠点は、検査時間の一部しか実際の測定に利用されないことにある。
この欠点を軽減するためには、高速データ取得を可能にしかつ生理学的周期によって設定される時間窓を良好に利用するＭＲ撮像技術を使用するとよい。しかし、この時間窓の外側ではＭＲデータ取得が全く行われない。なぜならば、この位相の期間中は、存在する運動が画質を強く損ねるからである。代替又は追加として、データ取得の期間中に動きを固定するために、息止め法も使用することができる。長い測定の場合、又は息止めに問題を有する患者の場合、息止め法は限界に直面する。
ＭＲ装置の視野の仕様容積の外側にある周縁領域も撮像可能であるＭＲ画像化技術が特許文献１に記載されている。
本発明の課題は、ＭＲデータを生理学的周期と協調(coordinate)して取得するＭＲイメージングのための方法および装置を提供することにある。特に、本発明の課題は、使用可能な測定時間をできるだけ良好に利用することができるこの種の方法および装置を提供することにある。
独立の請求項に記載された特徴を有する方法および装置が提供される。従属請求項は実施形態を定義する。
本発明の実施形態に従って、生理学的周期に依存して確定される通例の時間窓の外側における待機時間が、動きの少ない身体部位におけるＭＲデータ取得のために利用される。実施形態では、ゲーティング時間窓で有り得る第１の時間インターバル内での動きの激しい領域の第１のＭＲデータ取得と、ゲーティング時間窓の間の待機インターバル内で行われる動きの少ない領域の第の２ＭＲデータ取得とが統合され又は交互に行われる。
１つの観点に従って、磁気共鳴（ＭＲ）トモグラフィのための方法が提供される。検査対象の生理学的パラメータは、時間的に繰り返して起こる生理学的周期を認識するために、時間の関数として検出される。第１の磁気共鳴（ＭＲ）データが第１領域のために取得され、第１領域の全ての点はＭＲ装置の視野の予め定められた領域内、特に静磁場のアイソセンタの予め与えられた周囲内に配置されている。第１のＭＲデータの取得は、生理学的周期と同期しかつ待機インターバルによって互いに分離されている第１の時間インターバル内で選択的に行われる。第２のＭＲデータは、第１領域とは異なる第２領域のために取得される。第２のＭＲデータの取得は、第１の時間インターバルの間の待機インターバル内で行われる。
本発明による方法では、検査対象の異なる領域を撮像するために異なる時間が使用される。ＭＲ装置の仕様領域内に配置されるとよい第１領域は、生理学的周期に協調して確定されている第１期間窓において取得される。第１の時間インターバルの間の待機インターバルは、第２領域のための画像データを取得するために使用される。これは、生理学的周期により位置が全く又はほんの少ししか変化しない検査対象の部分のための撮像である。待機インターバルの期間中における第２データの取得によって、使用可能な測定時間が良好に利用される。
第２のＭＲデータが取得される第２領域は、第１領域と接する。第２領域は第１領域を例えばリング状に取り囲む。第２領域と第１領域とは重なってもよい。
第１の時間インターバル内で第１のＭＲデータが取得される視野の仕様領域は、静磁場不均一性が予め与えられた閾値よりも小さい視界領域である。この種の領域は、しばしばＭＲ装置の仕様容積と呼ばれる。第２領域は部分的に又は完全に仕様容積の外側にある。
検査対象とＭＲ装置との間の相対位置は、生理学的周期で運動する検査対象の部分が第１領域に配置されているように調整される。それによってモーションアーチファクトが小さくとどまることが保証される。生理学的周期と協調（同期）して運動する部分のためのＭＲデータ取得は、運動が小さい第１の時間インターバルにおいて、従ってそのサイクルの休止相において行われる。
第２のＭＲデータは検査対象の動きの少ない部分を描出する。第２のＭＲデータは、生理学的周期中に閾値よりも小さい運動振幅を有する検査対象の部分を描出するとよい。第２のＭＲデータは、特に検査対象の腕を描出するとよい。腕の位置および輪郭は、例えば、ＭＲに基づく減弱補正の決定のために重要である。検査対象の動きの少ない部分は、ＭＲ装置の視野の周縁に位置決めされるとよい。検査対象の動きの少ない部分は、少なくとも部分的に仕様容積の外側に位置決めされるとよい。
第２のＭＲデータの取得は歪み低減のための措置を含む。そのために、傾斜磁場の少なくとも１つの勾配強度が、ＭＲ装置の静磁場の不均一性および傾斜磁場の非線形性に依存して、歪みの低減されたデータ取得を行うべき特定位置において調整されるとよい。代替又は追加として、第２のＭＲデータに対してコンピュータによる歪み補正が行われるとよい。
本発明による方法はＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムにより実施されるとよい。ＰＥＴ画像のための減弱マップは第１のＭＲデータおよび第２のＭＲデータに基づいて決定されるとよい。その減弱マップはＰＥＴデータの減弱補正のために使用することができる。その減弱マップは、減弱補正されたＰＥＴ画像を発生させるために使用することができる。
減弱マップの決定が、第１領域内に配置されている多数のボクセルについて、それぞれ第１のＭＲデータに基づいて、ＰＥＴの際に取得される光子に対する吸収パラメータが決定されることを含むとよい。第２領域内に配置されている多数のボクセルについて、それぞれ第２のＭＲデータに基づいて、ＰＥＴの際に検出される光子に対する吸収パラメータが決定されるとよい。
第１のＭＲデータの取得が、第１ＭＲ撮像技術により行われるとよい。特に、それによって次のことが考慮されるとよい。即ち、第１領域におけるＭＲデータ取得のためには高速の第１撮像技術が使用されるべきであるのに対して、第２領域におけるＭＲデータ取得については第２領域内での静磁場の不均一性および／または傾斜磁場の非線形性の補正を可能にする第２撮像技術が使用されることである。第２ＭＲ撮像技術は、この場合に、第１ＭＲ撮像技術と異なる。
第２ＭＲ撮像技術が、ディフェージング効果の補償を可能にするＭＲ撮像技術であるとよい。特に、第２ＭＲ撮像技術がスピンエコー撮像技術であるとよい。それによって、ＭＲ装置の視野の周縁における静磁場の不均一性によって引き起こされるディフェージング効果を補償することができる。
第１撮像技術がグラジエントエコーシーケンスの発生を含むとよい。第２撮像技術がスピンエコーシーケンスの発生を含むとよい。第１撮像技術は非スライス選択性であるとよい。第２撮像技術はスライス選択性であるとよい。この種の構成によって、生理学的周期で運動する検査対象の部分のための高速のデータ取得と、視界の周縁領域内に位置決めされている動きの少ない部分のデータ取得とを統合することができる。
第１撮像技術および第２撮像技術が異なる場合には、第１ＭＲ撮像技術によるデータ取得のために検査対象を準備すべく、生理学的周期と時間的に協調して移行シーケンスを発生させるとよい。第２のＭＲデータの取得は、その移行シーケンスを実行するために、待機インターバルの終端前に中止するとよい。移行シーケンスを導入する時点は、生理学的周期に依存して確定することができる。第２のＭＲデータの取得を待機インターバル中にそのつど中断する時点は、生理学的周期の持続時間と、第１撮像技術のための磁化準備に要する時間とに依存して自動的に確定することができる。
第１撮像技術は、横磁化の平衡状態での高速のグラジエントエコーシーケンス（例えば「“Steady State Free Precession”（定常状態自由歳差運動）」、ＳＳＦＰシーケンス）に基づくとよい。磁化準備のために、磁化ベクトルが＋α／２と−α／２との間の角度でＺ軸を中心に振動することをもたらす高周波パルス列を発生させるとよい。磁化をできるだけ迅速に準備するために、例えば、先ず＋α／２のフリップ角が第１パルスとして、続いて−αおよび＋αのフリップ角のための交替する高周波パルス列が照射されるとよい。最初の（＋α／２）高周波パルスと、−αのフリップ角を有する後続の高周波パルスとの間の時間間隔は、±αのフリップ角だけ傾けるための後続の高周波パルス間の時間間隔の半分の長さであるとよい。
待機インターバルの期間中にＭＲデータが取得される検査対象の第２領域が、ＭＲ装置の視野の周縁に配置されているとよい。その第２領域は、少なくとも部分的に仕様容積の外側にあるとよく、それによって、そこでは静磁場の不均一性および傾斜磁場の非線形性が閾値よりも大きくなり得る。
第２のＭＲデータは、それぞれ、待機インターバル内に含まれている第２の時間インターバル内で取得されるとよい。第２の時間インターバルの持続時間が生理学的周期の持続時間に依存して選定されるとよい。それによって、第２の時間インターバルの持続時間は、第１のデータが取得できる第１の時間インターバルに合わせることができ、必要な場合は、移行シーケンスの持続時間に合わせることができる。
生理学的周期は心周期又は呼吸周期であってよい。
他の観点に基づいてＭＲ装置が提供される。ＭＲ装置は、Ｂ0磁場、即ち静磁場の発生装置を含む。ＭＲ装置は、ＭＲデータを取得するための撮像装置と、ＭＲ装置を制御するための制御装置とを含む。制御装置は、検査対象の生理学的パラメータに依存する信号を受信するためのインターフェースを有する。制御装置は、そのインターフェースにおいて受信される信号に依存して時間的に繰り返し起こる生理学的周期を認識するように構成されている。制御装置は、第１領域のための第１のＭＲデータを取得するために撮像装置を制御するように構成され、第１領域の全ての点は、ＭＲ装置の視野の予め与えられた領域内、特に静磁場のアイソセンタの予め与えられた周囲内に配置されている。制御装置は、生理学的周期に同期化されかつ待機インターバルによって互いに分離されている第１の時間インターバル内で第１のＭＲデータの取得を選択的に行うべく、撮像装置を制御するように構成されている。制御装置は、第１領域に境を接する第２領域のための第２のＭＲデータを取得するために、第１の時間インターバル間の待機インターバル内で第２のＭＲデータの取得を行うべく、撮像装置を制御するように構成されている。
実施形態に基づくＭＲ装置の構成およびそれによりそれぞれ達成される作用は、本方法の構成に対応する。ＭＲ装置の制御装置は、方法ステップの自動的な実施を指令すべく、ＭＲ装置の相応の制御を自動的に生じさせる。
ＭＲ装置は、１つの観点又は実施例に基づく方法を実施するように構成されている。
他の観点に基づいて、ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムが提供される。ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムは、１つの観点又は実施例に基づくＭＲ装置を含む。ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムは、ＰＥＴデータを取得するための検出器を有する陽電子放射トモグラフを含む。陽電子放射トモグラフは、ＭＲ装置と結合されている処理装置を含み、この処理装置は、ＭＲ装置により取得された第１のＭＲデータおよび第２のＭＲデータに依存してＰＥＴデータのための減弱マップを求めるように構成されている。
検査対象の動きの少ない部分のためのＭＲデータ取得が、検査対象のその他の部分に例えば心周期又は呼吸周期がモーションアーチファクトをもたらすような待機インターバルにおいて行われる実施例に基づく技術は、特にＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムにおいて使用することができる。この種のシステムにとって、検出されたＰＥＴ信号における腕の輪郭および断面によって引き起こされる減弱を考慮できることは望ましい。実施例に基づく技術は、待機インターバルにおける第２のＭＲデータを用いて腕の画像化を行うことを可能にする。これらのデータは、例えば検査対象の減弱マップを算定するために、第１のＭＲデータと統合することができる。
本発明の実施例は、ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムにおける使用に限定されず、一般的に検査対象の運動部分のＭＲデータ取得を生理学的周期に協調して行うことによってモーションアーチファクトを低減するＭＲ画像化方法および装置において使用することができる。
以下において、この発明の上述の特性、特徴および利点ならびにこれらを達成する仕方をより明らかにすべく、図面を参照しながら実施例に基づいて本発明を更に詳細に説明する。
これらの図において、同じ又は対応する要素、装置又は方法ステップには同じ又は対応する符号が付されている。
各実施例の特徴は、以下の説明において明確に除外されていない限り、互いに組み合わせることができる。幾つかの実施例は、特殊な使用に関連して、例えばＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムに関連して説明するが、これらの実施例はこの種の使用に限定されない。
図１はＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１の概略図を示す。ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１は、トモグラフ２と、検査対象４、例えば患者４のための検査テーブル３と、制御装置６と、評価装置７と、駆動ユニット８とを含む。検査対象４は、検査テーブル３上でトモグラフ２の開口５を通して移動させることができる。制御装置６および評価装置７は１つ又は複数のプロセッサを含み得る。制御装置６および評価装置７はコンピュータとして構成されているとよい。制御装置６はトモグラフ２を制御し、トモグラフ２の信号を受信する。トモグラフ２の信号は例えばＭＲ受信コイル１２により取得される。
ＰＥＴ検出器１３がＰＥＴデータを取得するために設けられている。ＰＥＴデータのデータ取得およびＰＥＴデータの評価は、同様に制御装置６および評価装置７によって行うことができる。その代わりに、ＰＥＴデータの取得および処理のために別の制御装置および／または別の評価コンピュータを設けることができる。この場合に、ＰＥＴデータを取得するための制御装置は、ＭＲデータもＰＥＴデータも検査対象の生理学的周期に関連して取得するために、ＭＲデータ取得用の制御装置６と協調して動作させられる。
静磁場Ｂ0を発生させるために、トモグラフ２は（概略的にしか示されていない）静磁場磁石１４を有する。トモグラフ２は傾斜磁場を発生するために傾斜磁場システムを有する。トモグラフ２は高周波信号を発生させるために１つ又は複数の高周波アンテナを有する。駆動装置８は、検査テーブル３を方向Ｚに沿って検査対象４と一緒にトモグラフの開口５を通して移動させるために、制御装置６によって自動的に制御可能である。制御装置６および評価装置７は、例えば画面、キーボードおよびデータ媒体を有するコンピュータシステムであり、そのデータ媒体には電子的に読取可能な制御情報が記憶されており、それらの制御情報は、評価装置７および制御装置６においてデータ媒体を使用する際に、以下に詳述する方法の実施を指令するように構成されている。
ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１は、検査対象４の生理学的周期と協調して磁気共鳴（ＭＲ）データ取得を行うように構成されている。生理学的周期は例えば心周期又は呼吸周期である。ＭＲデータ取得を生理学的周期と協調して行うために、ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１は、検査対象４の生理学的パラメータを監視する装置を含む。この装置は、ＥＣＧ信号および／または検査対象の呼吸および／またはその他の生理学的パラメータを検出することができる。この装置は、生理学的パラメータを検出するためのセンサ１１を含む。この装置は、センサ１１によって検出された生理学的信号を評価する評価装置１０を含む。例えば、評価装置１０は、時間の関数として監視される生理学的パラメータを評価し、その生理学的パラメータに依存してトリガ信号又はゲーティング信号を発生する。制御装置６は、評価装置１０の信号を受信するための相応のインターフェース９を含む。更に別の構成では、評価装置１０の機能が制御装置６内に組み込まれているので、制御装置６は、インターフェース９において信号を直接にセンサ１１から受信することできる。
作動中、制御装置６は、インターフェース９で受信される信号に依存して、トモグラフ２を制御する。制御装置６は、空間的な第１領域の第１のＭＲデータの取得が生理学的周期に依存してかつ生理学的周期と時間的に協調して行われるように、トモグラフ２を制御する。この第１のＭＲデータの取得は、トリガリング又はゲーティングにより行われるデータ取得であるとよい。このようにして第１のＭＲデータが取得される第１領域は、生理学的周期にともなって著しく変化する検査対象の部分が第１のＭＲデータにより描出される場所にある。このトリガリング又はゲーティングにより行われるデータ取得は、検査対象４の断面の大部分を描出することができ、以下において「一次的ＭＲデータ取得」とも呼ぶ。モーションアーチファクトを小さく保つために、制御装置６は、第１のＭＲデータが生理学的周期と同期するように、トモグラフ２を制御する。即ち、第１のＭＲデータの取得は、それぞれ生理学的周期に対して予め与えられた時間的関係で行われる。第１のＭＲデータの取得は、複数の第１の時間インターバルにおいて行われ、これらは、例えばゲーティング時間窓又はトリガ信号によって規定される時間インターバルであってよい。これらの複数の第１の時間インターバルは、それぞれ待機インターバルによって互いに切り離されている。第１の時間インターバルは、それらが生理学的周期の休止相に相当するように選ばれているとよい。それらの休止相では撮像される検査対象部分は相対的静止状態にある。
更に、制御装置６は、これらの休止相の間の待機インターバルで第２の空間的領域のための第２のＭＲデータが取得されるように、トモグラフ２を制御する。第２領域は、第１領域に隣接していて、特に、生理学的周期中に動かないか又は少ししか動かない検査対象４の部分を含む。検査対象４のこの種の部分の例が、検査対象の腕１９である。第２のＭＲデータの取得は、ここでは「二次的データ取得」とも呼ばれる。
制御装置６は、生理学的周期に依存して予め与えられる第１の時間インターバル内でのみ選択的に取得されて検査対象４の動きの激しい部分を描出する第１のＭＲデータの取得と、第２のＭＲデータの取得とが統合されるように、トモグラフ２を制御する。後者の第２のＭＲデータは、検査対象４の動きの少ない部分を描出し、生理学的周期の休止相の間、即ち第１の時間インターバルの間における待機インターバルの期間中に取得される。２つのデータ取得は時間的に交互に行われる。第１のＭＲデータは第１の時間インターバルで取得され、第２のＭＲデータの取得はそれぞれ２つの第１の時間インターバルの間で行われる。
通常は動きのない腕１９又は検査対象４の他の部分の二次的ＭＲデータ取得は、動きの激しい呼吸時相もしくは心時相の期間中に行われる。従来、このような時相は利用されていない。従って、全体として必要な全測定時間を短縮すること、および／または使用可能な測定時間をより有効に利用することができる。
第１領域内の動きの激しい部分のための一次的ＭＲデータ取得と、第２領域内の動きの少ない部分のための二次的ＭＲデータ取得とをこのように交互に行うことは、動きの少ない部分をＭＲ装置の仕様容積の外側に配置することによって行うとよい。この場合に、歪み補正の方法は、視野の周縁領域内で仕様容積の外側においても歪みの低減されたＭＲ画像データを発生させ得るように、第２のＭＲデータ取得時に使用するとよい。ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１におけるＭＲ装置の視野は、例えば、静磁場の不均一性が予め規定された閾値よりも小さい仕様容積２１を含むことができる。それによって、仕様容積２１内でのデータ取得について歪みが小さいことを保証することができる。仕様容積は、一般的に静磁場のアイソセンタを含み、このアイソセンタから予め定められた距離まで広がっている。仕様容積は、部分的に「仕様視野」又は「仕様ＦＯＶ」とも呼ばれる。視野の周縁領域２２は、仕様容積２１と境を接して、仕様容積２１を取り囲んでいる。制御装置６は、検査対象の動きの激しい部分を仕様容積２１内に配置し、周縁領域２２に専ら、生理学的周期中に位置が変化しないか又は僅かにしか変化しない検査対象の動きの少ない部分を配置するように、トモグラフ２を制御することができる。
動きの少ない部分のみが視野の周縁領域２２に配置されているような検査対象４とトモグラフ２との間の相応の相対位置は、一般的には、簡単に達成することができる。特に、仕様容積２１は一般的に約５０ｃｍの直径を有するので、重要な動きの激しい部分を仕様容積２１の内部に位置決めすることができる。
第１の時間インターバル中に、即ち一次的データ取得時に、視野の周縁領域２２のＭＲデータも取得可能であることを考慮すべきである。しかし、一次的データ取得時に取得される周縁領域２２に関するこれらのＭＲデータは、歪み補正の処理を少なくするために、継続処理の際に切り捨ててよい。代替として、第２のＭＲデータと、一次的データ取得時に取得された周縁領域２２のＭＲデータとからなる重みづけ重ね合わせを形成することができる。同様に、待機インターバル中に、即ち二次的データ取得時に、視野の仕様容積２１のためのＭＲデータも取得することができる。しかし、二次的データ取得時に取得される仕様容積２１のためのこれらのＭＲデータは、モーションアーチファクトを少なくするために、継続処理の際に切り捨ててよい。代替として、第１のＭＲデータと、二次的データ取得時に取得された仕様容積２１のＭＲデータとからなる重みづけ重ね合わせを形成することができる。
第１のＭＲデータおよび第２のＭＲデータは評価装置７によって継続処理することができる。例えば第１のＭＲデータと第２のＭＲデータとを統合して１つのＭＲ画像を形成することができる。該当する画素は、検査対象の動きの激しい部分については第１のＭＲデータから取り出し、検査対象の動きの少ない部分については第２のＭＲデータから取り出すことができる。
第１のＭＲデータおよび第２のＭＲデータは、ＰＥＴ撮像のための減弱マップを生成すべく処理することができる。減弱マップは、ＰＥＴの場合に消滅によって発生される光子の吸収係数に関する空間分解された情報を含んでいる。第１のＭＲデータおよび第２のＭＲデータから、例えばセグメンテーション処理によって、位置に関する情報および大きく異なる組織型の情報を求めることができる。この情報から、例えば組織型に依存した吸収係数に関して予め算定された情報を利用して、評価装置７によって減弱マップを自動的に算定することができる。その減弱マップはＰＥＴデータの減弱補正に使用することができる。
図１を参照しながらＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１を説明したが、本発明の他の実施例では、以下において詳細に説明する方法を、ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムとして構成されていないＭＲ装置によっても実施することができる。このようなＭＲ装置の構成は図１に概略的に示されている構成に相当するが、しかしＰＥＴ検出器１３を設ける必要はない。
図２は一実施例に基づくＭＲ装置の異なる視野領域を示す。仕様容積２１内では静磁場の不均一性は小さく、歪みが小さい。仕様容積２１に接する周縁領域２２内では静磁場の不均一性および傾斜磁場の非線形性が指定された閾値より小さいことが保証されていない。仕様容積２１は静磁場のアイソセンタ２３を含む。生理学的周期により運動する検査対象の部分における画像化のために、検査対象が仕様容積２１内に位置決めされ、トリガリング又はゲーティング法を用いた一次的データ取得によって撮像される。検査対象の動きの少ない部分は、周縁領域２２内に位置決めされ、一次的データ取得の間の待機インターバルにおいて二次的データ取得により撮像される。
図３は実施例に基づく方法およびＭＲ装置の動作態様を示す。
生理学的パラメータ３１は時間の関数として取得される。例としてＥＣＧ信号３１が示されている。生理学的パラメータの時間的推移の１つの特徴、例えばＥＣＧ信号３１のＲピーク３２がトリガ信号を作動させることができる。トリガ事象後のトリガ遅延３８後に一次的データ取得４１が行われる。その際に、生理学的パラメータに依存して運動する検査対象の部分が撮像される。一次的データ取得４１が行われる第１の時間インターバルがゲーティング時間窓であってよい。一次的データ取得４１が行われる第１の時間インターバルは、待機インターバル４０によって互いに分離されている。
一次的データ取得によって、検査対象の動きの激しい部分が、規定された運動時相でそれぞれ取得される。収縮期３６および拡張期３７を含む心臓の運動３５が例示されている。生理学的周期に同期して行われる一次的データ取得は、検査対象の動きの激しい部分が生理学的周期の同じ時相でそれぞれ一次的データ取得を実行させるように行われる。生理学的周期に同期して行われる一次的データ取得は、検査対象の動きの激しい部分が運動速度の低い休止相でそれぞれ撮像されるように行われる。
一次的データ取得の間の待機インターバル４０において二次的データ取得４２が行われる。待機インターバルにおいて二次的データ取得４２の際に取得される第２のＭＲデータにより、検査対象の動きの少ない部分、特に検査対象の腕が描出される。二次的データ取得４２は、それが待機インターバル４０内で行われ、必要ならばトリガ遅延３８の終了前に一次的データ取得を導入するための移行シーケンスの実行を可能にするという意味でのみ、生理学的パラメータ３１の時間的推移に合わせられていなければならない。しかし、二次的データ取得４２は、仕様容積内に位置決めされた検査対象の部分が、（監視される生理学的パラメータ３１によって検出される）強い運動を有するときにも行われる。
図４は検査対象のＭＲ画像を示す。第１のＭＲデータ５１は検査対象の第１領域を描出する。第１領域は、例えばゲーティング窓内で又はトリガ信号によって規定される窓内で行われる一次的データ取得のために、仕様容積２１内に位置決めされるとよい。検査対象がＭＲ装置に対して相対的に移動可能であるので、検査対象の第１領域は、仕様容積２１を通して移動させられ、そこにおいてそのつど撮像可能である。
第２のＭＲデータ５２は検査対象の第２領域を描出する。検査対象の第２領域は、ゲーティング窓の間の待機インターバルにおいて、又はトリガ信号によって規定される窓の間の待機インターバルにおいて行われる二次的データ取得のために、視野の周縁領域２２内に位置決めされる。
一次的ＭＲデータ取得および二次的ＭＲデータ取得は、異なるＭＲ撮像技術に基づくことができる。例えば、第２のＭＲデータの取得４２はスピンエコーに基づくとよい。それによって、例えば、視野の仕様容積の外側でのディフェージング効果を効果的に低減又は除去することができる。第２のＭＲデータの取得４２はスライス選択性であるとよい。第１のＭＲデータのトリガリング又はゲーティングによる取得４１は、高速グラジエントエコーシーケンスに基づくとよい。特に、第１のＭＲデータを取得するために、横磁化平衡状態での高速グラジエントエコーシーケンス（例えば、ＳＳＦＰシーケンス）を使用するとよい。これは、検査対象の動きの激しい部分の撮像のために使用可能な休止相を良好に利用することを可能にする。第１のＭＲデータの取得４１は非スライス選択性であるとよい。
異なる撮像技術間の移行を保証するために、移行シーケンスを設けるとよい。これは、例えば一次的データ取得４１の前に行われる。
図５は、実施例による方法およびＭＲ装置におけるＭＲデータ取得を示す。データ取得は、図５に示すように、一次的データ取得および二次的データ取得が異なる撮像技術に基づく場合に使用することができる。
二次的データ取得は待機インターバル４０の終端前に終了する。移行シーケンス４３は、例えば傾斜磁場の適切な投入および／または高周波パルスの発生によって発生される。移行シーケンス４３は、トリガ遅延３８の終了までに終了するように発生される。移行シーケンス４３は、一次的データ取得４１ために、例えば第１のＭＲデータの取得４１が横磁化平衡状態での高速グラジエントエコーシーケンスに基づく場合に磁化を準備するのに使用するとよい。移行シーケンス４３として、特に、磁化が短い整定時間を有するパルスシーケンスを使用するとよい。例えば図１３を参照して更に詳細に説明するようなパルスシーケンス、又は上昇するフリップ角を持つパルスを有するパルスシーケンスを使用することができる。
他の実施例では、二次的ＭＲデータ取得がスライス選択方向における付加的な位相エンコーディングによって非選択的に行われる場合に、非スライス選択性のＭＲ撮像技術からスライス選択性のＭＲ撮像技術へ移行するためのスライス励起を放棄することができる。
図６は一実施例に基づく方法６０のフローチャートである。方法６０は一実施例に基づくＭＲ装置によって自動的に実施することができる。制御装置６はＭＲ装置の相応の自動制御を行うことができる。
ステップ６１では検査対象の生理学的周期が認識される。そのために生理学的パラメータ、例えばＥＣＧ信号又は呼吸が監視される。生理学的信号が記録され評価される。代替又は追加として、測定中に繰り返して生理学的位相に関する情報を収集して評価するパルス技術、所謂ナビゲーションを使用することができる。
ステップ６２では第１のＭＲデータが取得される。第１のＭＲデータの取得は、生理学的パラメータにともなう強い動きを持つ検査対象の部分が配置されている第１領域が撮像されるように行われる。第１のＭＲデータは、第１のＭＲデータの取得が動きの激しい部分の運動速度が小さい休止相において行われるように、生理学的周期に同期して取得するとよい。第１のＭＲデータは、ゲーティング技術又はトリガ技術によって確定可能な第１の時間インターバルにおいて取得される。
ステップ６３では２つの直接的に相前後する第１の時間インターバルの間における待機インターバルにおいて第２のＭＲデータが取得される。その際に、検査対象の動きの少ない部分、例えば腕が撮像される。第２のＭＲデータの取得は、ＭＲ装置の視野の周縁領域に配置されている動きの少ない部分について行われる。第２のＭＲデータの取得は、生理学的周期がちょうど休止相にあるか否かに無関係に行なうことができる。
ステップ６４では方法６０に従って更なるデータ取得が行われるべきか否かがチェックされる。検査対象の動きの激しい部分および動きの少ない部分のそれぞれのために連続的にＭＲデータが取得されるデータ取得は、動きの少ない全ての部分、例えば腕について、又は動きの激しい全ての部分、例えば心臓および胸部器官について、十分なデータが取得されたときに中止される。検査対象の動きの激しい部分および動きの少ない部分のそれぞれために連続的にＭＲデータが取得されるデータ取得は、動きの少ない全ての部分、例えば腕について、ならびに動きの激しい全ての部分、例えば心臓および胸部器官について、十分なデータが取得されたときに中止される。方法６０に従って更なるデータ取得が行われるべきであることが決定された場合には、方法６０はステップ６２に戻る。その前に、ステップ６５において、例えば第１のＭＲデータの取得のために磁化を準備するために、移行シーケンスが発生される。ステップ６４において方法６０に従って更なるデータ取得が行われる必要がないことが決定された場合には、方法６０はステップ６６に進む。
ステップ６６では、ステップ６２において取得された第１のＭＲデータと、ステップ６３において取得された第２のＭＲデータとが融合される。そのために、例えば検査対象の中央領域を描出できる第１のＭＲデータと、周縁領域を描出できる第２のＭＲデータとが組み合わされて１つのＭＲ画像が形成される。そのために、第１のＭＲデータから第１画像が再構成され、第２のＭＲデータから第２ＭＲ画像が再構成され、そして再構成された両画像が組み合わされる。例えば、動きの激しい組織に対応するピクセル又はボクセルは、第１のＭＲデータから再構成された画像から取り出される。動きの少ない組織に対応するピクセル又はボクセルは、第２のＭＲデータから再構成された画像から取り出される。代替又は追加として、第１のＭＲデータと第２のＭＲデータとから、ＰＥＴのための減弱マップを算定することができる。
待機インターバルにおいて第２のＭＲデータの取得と共に仕様容積の外側に配置されている動きの少ない領域が撮像される場合には、歪み補正が使用されるとよい。それによって、視界の周縁領域においても画質を高めることができる。歪み補正は、取得された第２のＭＲデータもしくはそれから再構成された画像のコンピュータによる補正を含み得る。代替又は追加として、視野の周縁における定められた位置において静磁場の不均一性と傾斜磁場の非線形性との破壊的な重なりが生じ、それによって全体の歪みが減少し、又は完全に除去されるように、勾配強度を的確に調整する歪み補正を使用することもできる。このために、特許文献１に記載された全ての技術を使用することができる。
そこで、待機インターバルにおいて第２のＭＲデータを取得するために、視野の周縁における予め定められた位置において、傾斜磁場の非線形性によって引き起こされる歪みと、Ｂ0磁場不均一によって引き起こされる歪みとが少なくとも部分的に消去されるように、傾斜磁場が発生されるとよい。視界の周縁における予め定められた位置を含んでいる第２のＭＲデータがそのように発生された傾斜磁場により取得され、予め定められた位置における検査対象の部分領域の画像が第２のＭＲデータから決定されるとよい。
傾斜磁場の勾配Ｇは次式、即ち，
Ｇ＝−δＢ0（ｘ，ｙ，ｚ）／ｃ（ｘ，ｙ，ｚ） （１）
に従って決定することができる。但し、δＢ0は視野の周縁における座標（ｘ，ｙ，ｚ）を有する予め定められた位置におけるＢ0磁場不均一性であり、ｃは予め定められた位置（ｘ，ｙ，ｚ）における相対勾配誤差である。ＭＲ装置が正確に測定されたならば、即ち、定められた位置又は領域、例えば見込みでは患者の腕がある領域についての相対勾配誤差およびＢ0磁場不均一性が決定されたならば、予め定められた位置における検査対象の画像を高い信頼性で、即ち歪みなしに又は少ない歪みでもって決定することができるように、簡単な方法で傾斜磁場の勾配を決定しかつ作ることができる。
Ｇ＝−δＢ0（ｘ，ｙ，ｚ）／ｃ（ｘ，ｙ，ｚ） （１）
に従って決定することができる。但し、δＢ0は視野の周縁における座標（ｘ，ｙ，ｚ）を有する予め定められた位置におけるＢ0磁場不均一性であり、ｃは予め定められた位置（ｘ，ｙ，ｚ）における相対勾配誤差である。ＭＲ装置が正確に測定されたならば、即ち、定められた位置又は領域、例えば見込みでは患者の腕がある領域についての相対勾配誤差およびＢ0磁場不均一性が決定されたならば、予め定められた位置における検査対象の画像を高い信頼性で、即ち歪みなしに又は少ない歪みでもって決定することができるように、簡単な方法で傾斜磁場の勾配を決定しかつ作ることができる。
代替又は追加として、傾斜磁場発生のために、視野の周縁における予め定められた位置におけるＢ0磁場不均一性が決定され、傾斜磁場発生のための傾斜磁場コイルが、予め定められた位置において傾斜磁場の非線形性およびＢ0磁場不均一性が打ち消し合うように構成されているとよい。例えばＰＥＴ減弱補正のためには、通常はＭＲ装置の視野の周縁における若干の領域のみを、例えば予想的に検査対象の腕がある領域のみを、歪みなしに検出すればよいので、傾斜磁場コイルによって発生される傾斜磁場非線形性が予め定められた傾斜磁場においてこれらの領域内のＢ0磁場不均一性をほぼ相殺するように、傾斜磁場コイルが最適化されるとよい。
代替又は追加として、傾斜磁場の発生のために、視野の周縁の予め定められた位置における傾斜磁場の非線形性が決定され、その予め定められた位置において傾斜磁場の非線形性とＢ0磁場不均一性とが打ち消し合うように、Ｂ0磁場を変化させることができる。Ｂ0磁場の変化は、例えば所謂シム板の適切な配置によって調整することができる。それによって、少なくとも予め決められた領域、例えば検査対象の腕があると予想される領域について、少ない歪みを達成し、あるいは歪みなしさえも達成することができる。
仕様容積の外側での第２のＭＲデータの取得に対して歪み補正を行う際に、例えば上述の技術のそれぞれを使用することができる。その際に、例えば検査対象の腕を歪みなしに又は低減された歪みで撮像するために、２つの休止相の間の待機インターバル中に相応のデータ取得が行われる。このデータ取得は、仕様容積のためのトリガ方式又はゲーティング方式のデータ取得と組み合わされる。
図７は、ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムにより実施可能な方法７０のフローチャートである。方法７０は、特にＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム１によって自動的に実施可能である。図６に基づいて説明したのと同様に実行することができる方法７０のステップは同一の符号で示されている。
ステップ７１では静磁場の不均一性が決定される。その不均一性はトモグラフ２の測定によって検出され、複数のＭＲデータ取得について制御装置６内のメモリに保存される。勾配強度が求められる。これは、例えば式（１）に従って行われる。その際に、腕が配置されている視野の周縁領域の部分において歪みが低減され又は完全に除去される勾配強度を求めることができる。
ステップ６１では生理学的周期が認識される。
ステップ６２〜６５におけるＭＲデータの取得に並行して、ステップ７２においてＰＥＴデータの取得を行うことができる。ＰＥＴデータは、同様に生理学的周期に同調させて取得するとよい。これは、特に、例えば器官内の腫瘍に対するＰＥＴデータを取得しようとする場合に当てはまる。ＰＥＴデータの取得は、生理学的周期の休止相の期間中に、従ってステップ６２における第１のＭＲデータの取得と並行して行うことができる。
第１のＭＲデータと第２のＭＲデータとから、ステップ７３において、ＰＥＴの光子放出についての減弱マップが決定される。そのために、例えば第１のＭＲデータと第２のＭＲデータとが図６に基づいて説明したのと同様に統合されて、１つのＭＲ画像が形成される。そのＭＲ画像のセグメンテーション処理によって異なる組織型を識別することができる。ＰＥＴにおいて放出された光子の吸収係数が異なる組織型について記憶されている特性データテーブルを用いて減弱マップを算定することができる。
ステップ７４では、ステップ７３において取得されたＰＥＴデータおよびステップ７３において決定された減弱マップから、ＰＥＴ画像が決定される。
方法７０において第２のＭＲデータの取得の際の歪み補正がＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステムのために使用される一方で、この方法７０は、ＰＥＴを実施するように構成されていないＭＲ装置においても相応に使用することができる。
図８は、歪み補正を用いた視野の周縁領域における第２のＭＲデータの取得が仕様容積のためのトリガ方式又はゲーティング方式によるＭＲデータ取得と組み合わされる実施例に基づく方法およびＭＲ装置を用いたＭＲ画像化を示す。
図８は、一実施例によるこの種の方法により発生させられたＭＲ画像８１を示す。その際に、式（１）による歪み補正が使用された。検査対象の腕が８２において殆ど歪みなしに描出されている。
図９は、比較のために、同様に腕が視野の周縁領域に配置されているが歪み補正を放棄したＭＲ画像８３を示す。検査対象の腕は８４に描出されており、かなりの歪みを有する。
図１０は、生理学的周期の休止相の期間中のみ選択的に取得されて第１領域を描出する第１のＭＲデータと、検査対象の動きの少ない部分を有する第２領域を描出し生理学的周期の休止相の間の待機インターバル中に取得される第２のＭＲデータとの統合を示す。
データ取得時に例えばＭＲ装置の仕様容積内に配置されている統合データセット９０のボクセル又はピクセル９１は、第１のＭＲデータから再構成された画像に基づいて埋められる。一次的データ取得の際に取得された第１のＭＲデータから仕様容積の外側の周縁領域のために再構成されるボクセル又はピクセルは捨ててよい。
データ取得時に例えば仕様容積の外側の周縁領域に配置されている統合データセット９０のボクセル又はピクセル９２は、第２のＭＲデータから再構成された画像に基づいて埋められる。二次的データ取得の際に取得された第２のＭＲデータから仕様容積のために再構成されるボクセル又はピクセルは捨ててよい。
統合データセット９０は例えばＭＲ画像又は減弱マップである。
実施例による方法およびＭＲ装置において、一次的ＭＲデータ取得が行われる生理学的周期の休止相の間の待機インターバルで高速の二次的ＭＲデータ取得を達成するために、第２のＭＲデータの取得時の歪み補正を、例えば式（１）に関連して説明したように、他の技術と組み合わせることができる。
例えば、第２のＭＲデータの取得のために、マルチスライススピンエコーシーケンスを使用することができる。そのために、例えば式（１）に従ったスライス位置に依存した読み出し勾配強度の確定を勾配アレイに拡張することができる。所望のスライス数および所望のスライス位置は、ユーザにより定められて確定することができる。各スライス位置に個別に決定された相応の勾配強度を有するアレイが自動的に発生される。その際に勾配振幅もしくは勾配強度は、例えばそのつど式（１）に従って決定することができる。その算定された勾配アレイを使用するマルチスライススピンエコーシーケンスは、歪みの低減された複数スライスの同時撮像をもたらし、従って測定時間の節約をもたらす。その際に、検査対象の腕を描出するために、この種のルチスライススピンエコーシーケンスは、検査対象の動きの激しい部分のゲート方式又はトリガ方式による撮像と組み合わされる。
歪み補正は、例えば式（１）に関連して説明したように、所謂「デュアルエコー」スピンエコーシーケンスと組み合わせることもできる。その際に、両腕の位置についてそれぞれ、例えば第１の読み出し勾配および第２の読み出し勾配の強度である勾配強度が式（１）に従って算定されるとよい。第１スピンエコーは、第１の読み出し勾配を用いて取得することができ、第２スピンエコーは、第２の読み出し勾配を用いて取得することができる。第１スピンエコーから第１腕が歪み補正なしに再構成される。第２スピンエコーから第２腕が歪み補正なしに再構成される。検査対象の腕を描出するために、この種の「デュアルエコー」スピンエコーシーケンスは、検査対象の動きの激しい部分のゲート方式又はトリガ方式による撮像と組み合わされる。
一般に「デュアルエコー」スピンエコーシーケンスを実施するために、第１の読み出し傾斜磁場は、ＭＲ装置の視野の予め定められた第１位置において、第１の読み出し傾斜磁場の非線形性によって引き起こされる歪みと、Ｂ0磁場不均一性によって引き起こされる歪みとが、ほぼ打ち消し合うように決定するとよい。第２の読み出し傾斜磁場は、視野の予め定められた第１位置とは異なる第２位置において、第２の読み出し傾斜磁場の非線形性によって引き起こされる歪みと、Ｂ0磁場不均一性によって引き起こされる歪みとが、ほぼ打ち消し合うように決定するとよい。マルチエコーシーケンスが実行され、その際に１８０°パルス後に第１スピンエコーのＭＲデータが第１の読み出し傾斜磁場により取得され、他の１８０°パルス後に第２スピンエコーのＭＲデータが第２の読み出し傾斜磁場により取得される。
図１１および図１２はこの種の方法を示す。トモグラフ２は、例えば６００ｍｍの直径を有し、これに対して仕様容積２１はそれより小さい、例えば５００ｍｍの直径を有する。
３つのファントム対象物１０１，１０２，１０３のイメージングのレイアウトが具体例で示されている。ファントム対象物１０２は磁気共鳴装置１のアイソセンタに配置されている。ファントム対象物１０１は負のｘ方向においてトモグラフ２の内側周縁にある。ファントム対象物１０３は正のｘ方向においてトモグラフ２の内側周縁にある。
図１１は、第１エコーおよび第１の読み出し傾斜磁場により取得されたＭＲデータに基づく３つのファントム対象物１０１〜１０３のＭＲ画像１００を示す。ファントム対象物１０２は、例えばゲーティング又はトリガリングによるデータ取得により検出される視野の中心において歪みなしに検出された。第１の読み出し傾斜磁場が負のｘ方向の周縁領域内の位置に対して最適化されていたために、ファントム対象物１０１は比較的少ない歪みで表示される。特に、仕様容積２１の外側における矢印で示された領域１０５では、ファントム対象物１０１の構造がほんの僅かだけ歪んでいる。これに対して、ファントム対象物１０３は、仕様容積２１の外側における領域２２において、１０６において矢印で示されているように、強く歪んでいる。
図１２は、第２エコーおよび第２の読み出し傾斜磁場により取得されたＭＲデータに基づいて求められたＭＲ画像１０７を示す。これらのＭＲデータの取得時には正のｘ方向の位置に対して最適化されていた読み出し傾斜磁場が励起された。ファントム対象物１０３は、今や特に矢印で示された周縁領域１０９において比較的僅かだけ歪んでいる。これに対して、ファントム対象物１０１は、矢印で示された領域１０８において強く歪んでいる。
ＭＲ画像１００，１０７と、ゲーティング又はトリガリングによるデータ取得により求められた仕様容積のためのＭＲ画像とを統合することによって、全体として高画質の画像を作成することができる。そのために、視野の周縁領域２２におけるピクセル又はボクセルは、該当するピクセル又はボクセルにおける読み出し傾斜磁場が式（１）に従って選定されていて少ない歪みをもたらすＭＲ画像１００，１０７のピクセル又はボクセルから取り出される。
歪み補正は、例えば式（１）に関連して説明したように、検査テーブル３の連続的な移動と組み合わせることもできる。そのためには、自由に選択可能なスライス位置において読み出し傾斜磁場の勾配強度を算定して使用するとよい。その算定は、例えば式（１）に基づいて行うことができる。所謂「連続移動テーブル」技術によって、測定対象が、この最適化されたスライス位置を通って移動される。
本発明の実施例では、ゲーティング又はトリガリングによるＭＲデータ取得として行われる第１のＭＲデータの取得と、検査対象の動きの少ない部分を描出することができる第２のＭＲデータの取得とが、異なるＭＲ撮像技術により行われる。例えば、第１のＭＲデータの取得は、非スライス選択性のグラジエントエコーシーケンスにより行うとよい。スライス磁化の準備のために図５および図６に関連して既に説明したように、移行シーケンスを発生させるとよい。
移行シーケンスは、磁化の短い整定時間が得られるように選択されているとよい。それによって、第２のＭＲデータの取得がそれぞれ行われる期間を長くすることができる。一実施形態では、平行磁化状態への磁化を準備するためのパルスシーケンスが使用され、これが整定プロセスを加速する。この種のパルスシーケンスが図１３に示されている。
図１３は、第１のＭＲデータを取得するための磁化を準備するために使用することができるような高周波パルス列１１０を示す。複数の高周波パルスが発生され、それによりスピンの１つの特定のフリップ角がそれぞれ得られる。（図１３に示されていない）傾斜磁場が照射される。横磁化の平衡状態への移行のための従来のシーケンスと違って、全ての高周波パルスが大きさの等しいフリップ角に相当するわけではない。α／２のフリップ角に相当する第１高周波パルス１１１が発生する。第１期間１２１後に第２高周波パルス１１２が発生し、これは大きさαのフリップ角、即ち第１高周波パルス１１１の２倍の大きさのフリップ角に相当する。他の期間１２２後にそれぞれ相次いで他の高周波パルス１１３，１１４が発生し、これらは第２高周波パルス１１２と等しい大きさαを有するフリップ角に相当する。第１期間１２１は繰り返し時間ＴＲの半分であり、第２高周波パルス１１２から繰り返し時間ＴＲ後ごとに新しい高周波パルスが発生する。フリップ角の符号が交替するようにＭＲ装置を制御するとよい。この種のパルスシーケンスは整定プロセスを短縮することができる。
その他の移行シーケンスを使用することができる。例えば高周波パルスが直線状に上昇するフリップ角に相当するパルス列を使用することができる。
図と関連させて実施例を説明したが、更に別の実施例において変形例を実現することができる。例えばゲート方式又はトリガ方式によるＭＲデータ取得と、検査対象の腕を描出する第２のＭＲデータ取得との統合を説明したが、生理学的周期の休止相の間で検査対象の動きの少ない他の部分を撮像するためにも、本発明による方法および装置を使用することができる。ＰＥＴのための減弱マップを決定するための実施例による方法および装置の使用を説明したが、実施例はこの種の使用に限定されない。
本発明を細部において好ましい実施例により詳細に図解して説明したが、本発明は開示した実施例によって限定されず、これから専門家によって、本発明の保護範囲を逸脱することなく、その他の変形例を導き出すことができる。
１ ＭＲ−ＰＥＴハイブリッドシステム
２ トモグラフ
３ 検査テーブル
４ 検査対象
５ 開口
６ 制御装置
７ 評価装置
８ 駆動装置
９ インターフェース
１０ 評価装置
１１ センサ
１２ ＭＲ受信コイル
１３ ＰＥＴ検出器
１４ 静磁場磁石
１９ 腕
２１ 仕様容積
２２ 周縁領域
２３ アイソセンタ
３１ 生理学的パラメータ（ＥＣＧ信号）
３２ Ｒピーク
３５ 心臓運動
３６ 収縮期
３７ 拡張期
３８ トリガ遅延
４０ 待機インターバル
４１ 一次的データ取得
４２ 二次的データ取得
４３ 移行シーケンス
５１ 第１のＭＲデータ
５２ 第２のＭＲデータ
９０ 統合データセット
９１ ボクセル又はピクセル
９２ ボクセル又はピクセル
１００ ＭＲ画像
１０１ ファントム対象物
１０２ ファントム対象物
１０３ ファントム対象物
１０５ 領域
１０６ 領域
１０７ ＭＲ画像
１０８ 領域
１０９ 領域
２ トモグラフ
３ 検査テーブル
４ 検査対象
５ 開口
６ 制御装置
７ 評価装置
８ 駆動装置
９ インターフェース
１０ 評価装置
１１ センサ
１２ ＭＲ受信コイル
１３ ＰＥＴ検出器
１４ 静磁場磁石
１９ 腕
２１ 仕様容積
２２ 周縁領域
２３ アイソセンタ
３１ 生理学的パラメータ（ＥＣＧ信号）
３２ Ｒピーク
３５ 心臓運動
３６ 収縮期
３７ 拡張期
３８ トリガ遅延
４０ 待機インターバル
４１ 一次的データ取得
４２ 二次的データ取得
４３ 移行シーケンス
５１ 第１のＭＲデータ
５２ 第２のＭＲデータ
９０ 統合データセット
９１ ボクセル又はピクセル
９２ ボクセル又はピクセル
１００ ＭＲ画像
１０１ ファントム対象物
１０２ ファントム対象物
１０３ ファントム対象物
１０５ 領域
１０６ 領域
１０７ ＭＲ画像
１０８ 領域
１０９ 領域
Claims (17)
- 時間的に繰り返して起こる生理学的周期を認識するために検査対象（４）の生理学的パラメータ（３１）が時間の関数として検出され、
第１領域（２１）のための第１の磁気共鳴（ＭＲ）データ（５１）の取得（４１）が行われ、第１領域（２１）の全ての点がＭＲ装置（２）の視野（２０）の予め与えられた領域内に配置されていて、第１のＭＲデータ（５１）の取得（４１）が選択的に、生理学的周期に同期化されて待機インターバル（４０）によって互いに分離された第１の時間インターバルにおいて行われ、そして
第１領域（２１）とは異なる第２領域（２２）のための第２のＭＲデータ（５２）の取得（４２）が行われ、第２のＭＲデータ（５２）の取得（４２）が第１の時間インターバルの間の待機インターバル（４０）において行われる
磁気共鳴トモグラフィ方法。 - 生理学的周期と協調して運動する検査対象（４）の部分が第１領域（２１）内に配置されているように、検査対象（４）とＭＲ装置との間の相対位置が調整されることを含む請求項１記載の方法。
- 第２のＭＲデータ（５２）が検査対象（４）の動きの少ない部分（１９）を描出する請求項１又は２記載の方法。
- 第２のＭＲデータ（５２）の取得（４２）が、歪み低減のためにＭＲ装置のＢ0磁場の不均一性および傾斜磁場の非線形性に依存して少なくとも１つの傾斜磁場の勾配強度を調整することを含む請求項１乃至３の１つに記載の方法。
- 磁気共鳴（ＭＲ）−陽子放射トモグラフ（ＰＥＴ）ハイブリッドシステムにより実施され、第１のＭＲデータ（５１）および第２のＭＲデータ（５２）に基づいてＰＥＴ画像のための減弱マップ（９０）を決定することを含む請求項１乃至４の１つに記載の方法。
- 減弱マップ（９０）の決定が、
第１領域（２１）内に配置されている複数のボクセル（９１）に対する吸収パラメータを第１のＭＲデータ（５１）に基づいて決定することと、
第２領域（２２）内に配置されている他の複数のボクセル（９２）に対する吸収パラメータを第２のＭＲデータ（５２）に基づいて決定することと、
を含む請求項５記載の方法。 - 第１のＭＲデータ（５１）の取得（４１）が第１ＭＲ撮像技術により行われ、第２のＭＲデータ（５２）の取得（４２）が第１ＭＲ撮像技術とは異なる第２ＭＲ撮像技術により行われる請求項１乃至６の１つに記載の方法。
- 第２ＭＲ撮像技術がディフェージング効果の補償を可能にするＭＲ撮像技術である請求項７記載の方法。
- 第１ＭＲ撮像技術がグラジエントエコーシーケンスの発生を含み、第２ＭＲ撮像技術がスピンエコーシーケンスの発生を含む請求項７又は８記載の方法。
- 第１撮像技術による第１のＭＲデータの取得（４１）のために検査対象（４）の準備を行うべく、生理学的周期と時間的に協調して移行シーケンス（４３，１１０）が発生されることを含む請求項７乃至９の１つに記載の方法。
- 第１撮像技術が非スライス選択性であり、第２撮像技術がスライス選択性である請求項７乃至１０の１つに記載の方法。
- 第２領域がＭＲ装置（２）の視野の周縁（２２）に配置されている請求項７乃至１１の１つに記載の方法。
- 第２のＭＲデータ（５２）が、待機インターバル（４０）内に含まれている第２の時間インターバル内でそれぞれ取得され、第２の時間インターバルの持続時間が生理学的周期の周期に依存して選定される請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
- 生理学的周期が心周期又は呼吸周期である請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
- 静磁場の発生装置（１４）と、
磁気共鳴（ＭＲ）データを取得するための撮像装置（１２）と、
磁気共鳴（ＭＲ）装置を制御するための制御装置（６）と、
を含み、
前記制御装置（６）が、検査対象（４）の生理学的パラメータに依存した信号（３１）を受信するためのインターフェース（９）を含み、
前記制御装置（６）が、前記インターフェース（９）において受信される信号（３１）に依存して時間的に繰り返して起こる生理学的周期を認識し、かつ第１領域（２１）の第１のＭＲデータ（５１）の取得（４１）を行うべく前記撮像装置を制御するように構成され、
第１領域（２１）の全ての点がＭＲ装置の視野（２０）の予め与えられた領域内に配置され、
前記制御装置（６）が、生理学的周期に同期化されて待機インターバル（４０）によって互いに分離されている第１の時間インターバル内で第１のＭＲデータ（５１）の取得（４１）を選択的に行うべく撮像装置（１２）を制御するように構成されており、
前記制御装置（６）が、第１領域（２１）とは異なる第２領域（２２）のための第２のＭＲデータ（５２）の取得（４２）のために、第２のＭＲデータ（５２）の取得（４２）を第１の時間インターバル間の待機インターバル（４０）内で行なうべく前記撮像装置（１２）を制御するように構成されている
磁気共鳴装置。 - 請求項２乃至１４の１つに記載の方法を実施するように構成されている請求項１５記載の磁気共鳴装置。
- 請求項１５又は１６記載の磁気共鳴（ＭＲ）装置（２）と、陽子放射トモグラフ（ＰＥＴ）とを備え、
陽子放射トモグラフが、ＰＥＴデータを取得するための検出器（１３）と、磁気共鳴装置（２）に結合されている処理装置（７）とを有し、
その処理装置（７）が、磁気共鳴装置（２）により取得された第１のＭＲデータ（５１）および第２のＭＲデータ（５２）に依存してＰＥＴデータのための減弱マップ（９０）を求めるように構成されている
磁気共鳴−陽子放射トモグラフハイブリッドシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE102012213696.7 | 2012-08-02 | ||
| DE102012213696.7A DE102012213696A1 (de) | 2012-08-02 | 2012-08-02 | Mit einem physiologischen Zyklus koordinierte Magnetresonanzbildgebung |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2014030723A true JP2014030723A (ja) | 2014-02-20 |
Family
ID=49944008
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2013160350A Pending JP2014030723A (ja) | 2012-08-02 | 2013-08-01 | 生理学的周期と協調した磁気共鳴画像化方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20140035577A1 (ja) |
| JP (1) | JP2014030723A (ja) |
| KR (1) | KR20140018139A (ja) |
| CN (1) | CN103565436A (ja) |
| DE (1) | DE102012213696A1 (ja) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102011083898B4 (de) * | 2011-09-30 | 2013-04-11 | Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg | Erfassen von Magnetresonanzdaten am Rande des Gesichtsfelds einer Magnetresonanzanlage |
| DE102012213551A1 (de) * | 2012-08-01 | 2014-02-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur bewegungsgemittelten Schwächungskorrektur und Magnetresonanz-Anlage |
| DE102013219258A1 (de) * | 2013-09-25 | 2015-03-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Bestimmung einer positionsabhängigen Schwächungskarte von Hochfrequenz-Spulen eines Magnetresonanz-PET-Geräts |
| DE102013224255A1 (de) * | 2013-11-27 | 2015-03-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Durchführung einer Messung eines kombinierten medizinischen Bildgebungsgeräts |
| DE102014206929B4 (de) * | 2014-04-10 | 2015-10-29 | Siemens Aktiengesellschaft | Unterdrückung unerwünschter Kohärenzpfade in der MR-Bildgebung |
| DE102014218901B4 (de) * | 2014-09-19 | 2017-02-23 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Korrektur von Atemeinflüssen von Aufnahmen eines Untersuchungsobjekts mittels eines Magnetresonanzgerätes |
| CN107212887B (zh) * | 2016-03-22 | 2021-06-22 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 一种心脏弥散成像的受激回波序列扫描方法和装置 |
| EP3557276A1 (de) * | 2018-04-16 | 2019-10-23 | Siemens Healthcare GmbH | Verfahren und steuereinrichtung zur erzeugung von magnetresonanzaufnahmen innerhalb und ausserhalb des b0-homogenitätsvolumens |
| DE102018217888A1 (de) * | 2018-10-18 | 2020-04-23 | Siemens Healthcare Gmbh | Durchführen einer bildgebenden Messung eines Patienten in einem Computertomographiesystem |
| US10726588B2 (en) * | 2018-10-31 | 2020-07-28 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Magnetic resonance imaging (MRI) image filtration according to different cardiac rhythms |
| CN110031786B (zh) | 2019-05-14 | 2022-01-11 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 磁共振图像重建方法、磁共振成像方法、设备及介质 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102005044336A1 (de) * | 2005-09-16 | 2007-04-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Aufnahme von Bilddaten des Herzens |
| DE102008032996B4 (de) * | 2008-07-14 | 2014-08-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Bestimmung einer Schwächungskarte |
| DE102010044520A1 (de) * | 2010-09-07 | 2012-03-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zum Abbilden eines Teilbereichs eines Untersuchungsobjekts in einer Magnetresonanzanlage |
-
2012
- 2012-08-02 DE DE102012213696.7A patent/DE102012213696A1/de not_active Withdrawn
-
2013
- 2013-07-25 US US13/950,381 patent/US20140035577A1/en not_active Abandoned
- 2013-07-30 CN CN201310323765.4A patent/CN103565436A/zh active Pending
- 2013-08-01 JP JP2013160350A patent/JP2014030723A/ja active Pending
- 2013-08-01 KR KR1020130091552A patent/KR20140018139A/ko not_active Application Discontinuation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20140035577A1 (en) | 2014-02-06 |
| CN103565436A (zh) | 2014-02-12 |
| DE102012213696A1 (de) | 2014-02-06 |
| KR20140018139A (ko) | 2014-02-12 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2014030723A (ja) | 生理学的周期と協調した磁気共鳴画像化方法 | |
| KR101596549B1 (ko) | 검사 구역에서 공간적으로 분해된 자기 공명 완화 파라미터들의 신속한 결정을 위한 방법 | |
| US7689263B1 (en) | Method and apparatus for acquiring free-breathing MR images using navigator echo with saturation RF pulse | |
| KR101461099B1 (ko) | 자기공명영상장치 및 기능적 영상획득방법 | |
| KR101703382B1 (ko) | 생체 검사 대상자를 자극하는 것에 의한 검사 대상자의 사전 결정된 체적 세그먼트의 ｍｒ 영상화 방법 및 자기 공명 시스템 | |
| US8183864B2 (en) | System for multi nucleus cardiac MR imaging and spectroscopy | |
| US20140121496A1 (en) | Automatic System for Timing In Imaging | |
| US10302732B2 (en) | Real-time adaptive physiology synchronization and gating for steady state MR sequences | |
| US20140301622A1 (en) | Method and apparatus to generate image data | |
| JP6467341B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム | |
| KR20150128607A (ko) | 멀티 슬라이스 자기 공명 영상을 사용하는 조직 특성 감별 시스템 및 방법 | |
| JP2008142553A (ja) | 血管壁変化の画像撮影方法および磁気共鳴装置 | |
| JP6568760B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置、および、画像処理装置 | |
| JP4711732B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| Yang et al. | Three‐dimensional coronary MR angiography using zonal echo planar imaging | |
| JP6133926B2 (ja) | 可変コントラストを用いたダイナミックイメージング | |
| US10094900B2 (en) | 4D velocity profile image recording with a magnetic resonance system | |
| JP2005040416A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US20170254868A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| CN112394311A (zh) | 具有改进的导航器的mri系统 | |
| WO2016021440A1 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US11925419B2 (en) | Systems and methods for position determination | |
| US20170231523A1 (en) | Method and magnetic resonance apparatus scar quantification in the myocardium | |
| JP5116257B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| US20170258409A1 (en) | Synchronized multi-module pulsed arterial spin labeled magnetic resonance imaging |