JP3342059B2 - 磁気共鳴画像装置 - Google Patents
磁気共鳴画像装置Info
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- JP3342059B2 JP3342059B2 JP30485792A JP30485792A JP3342059B2 JP 3342059 B2 JP3342059 B2 JP 3342059B2 JP 30485792 A JP30485792 A JP 30485792A JP 30485792 A JP30485792 A JP 30485792A JP 3342059 B2 JP3342059 B2 JP 3342059B2
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- 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
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Description
【０００１】
【発明の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）画像装
置、さらに詳しくは、流れの立体ＭＲ画像装置つまり３
次元ＭＲ血管造影装置に関する。
置、さらに詳しくは、流れの立体ＭＲ画像装置つまり３
次元ＭＲ血管造影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つ原子核は、磁場を
加えると、磁気モーメントの方向を加えた磁場の方向に
一致させようとする。しかし、そうすることで、原子核
はこの方向を中心として、磁場の強さおよび核種の特定
の性質（原子核の磁気回転定数）によって決定される特
定の角振動数（ラーモア振動数）で歳差運動をする。
加えると、磁気モーメントの方向を加えた磁場の方向に
一致させようとする。しかし、そうすることで、原子核
はこの方向を中心として、磁場の強さおよび核種の特定
の性質（原子核の磁気回転定数）によって決定される特
定の角振動数（ラーモア振動数）で歳差運動をする。
【０００３】例えば人間の組織のような物質を一様な静
磁場（分極磁場Ｂo ）にさらすと、組織内の常磁性原子
核の個々の磁気モーメントが、この磁場に合わせようと
して、そのまわりにそれぞれの特性ラーモア振動数でば
らばらに歳差運動をする。正味磁気モーメントＭo は、
分極磁場の方向（ｚ）に生成される成分ＭL を含むが、
分極磁場の面を横断する面（つまりｘ−ｙ面）でばらば
らに配向された成分ＭT は相互に消去し合う。しかし、
ｘ−ｙ面上にあり、しかもラーモア振動数に近い振動数
を持つ別の磁場（ＲＦ励起磁場Ｂ１）を物質または組織
に加えると、磁気モーメントの縦成分ＭL はｘ−ｙ面へ
傾斜し（フリップされ）、ｘ−ｙ面上にラーモア振動数
で回転する正味横磁気モーメントＭT が生成される。Ｍ
L 成分がＭT 成分へ傾斜する程度を、フリップ角度とい
う。正味磁気モーメント（Ｍ＝ＭL ＋ＭT ）の大きさお
よび方向は、主として、加えられる励起磁場Ｂ１の振幅
および持続時間によって決定される。
磁場（分極磁場Ｂo ）にさらすと、組織内の常磁性原子
核の個々の磁気モーメントが、この磁場に合わせようと
して、そのまわりにそれぞれの特性ラーモア振動数でば
らばらに歳差運動をする。正味磁気モーメントＭo は、
分極磁場の方向（ｚ）に生成される成分ＭL を含むが、
分極磁場の面を横断する面（つまりｘ−ｙ面）でばらば
らに配向された成分ＭT は相互に消去し合う。しかし、
ｘ−ｙ面上にあり、しかもラーモア振動数に近い振動数
を持つ別の磁場（ＲＦ励起磁場Ｂ１）を物質または組織
に加えると、磁気モーメントの縦成分ＭL はｘ−ｙ面へ
傾斜し（フリップされ）、ｘ−ｙ面上にラーモア振動数
で回転する正味横磁気モーメントＭT が生成される。Ｍ
L 成分がＭT 成分へ傾斜する程度を、フリップ角度とい
う。正味磁気モーメント（Ｍ＝ＭL ＋ＭT ）の大きさお
よび方向は、主として、加えられる励起磁場Ｂ１の振幅
および持続時間によって決定される。
【０００４】この磁気回転現象の１つの実用値は、正味
横磁気モーメントＭT の結果として放出される無線周波
数信号に存在する。一般によく使用されている「パルス
方式ＮＭＲ測定法」という技術は、励起磁場Ｂ１を短い
間隔で加えた後、その結果生じる横磁気モーメントＭT
によって発生する信号を受信する。こうしたパルス方式
ＮＭＲ測定サイクルを何回も繰り返すと、物体の様々な
場所で同じ測定を行なったり、多数ある予備的励磁技術
のどれでも用いて様々な測定を行なうことができる。
横磁気モーメントＭT の結果として放出される無線周波
数信号に存在する。一般によく使用されている「パルス
方式ＮＭＲ測定法」という技術は、励起磁場Ｂ１を短い
間隔で加えた後、その結果生じる横磁気モーメントＭT
によって発生する信号を受信する。こうしたパルス方式
ＮＭＲ測定サイクルを何回も繰り返すと、物体の様々な
場所で同じ測定を行なったり、多数ある予備的励磁技術
のどれでも用いて様々な測定を行なうことができる。
【０００５】ＭＲ画像診断法では、静磁場の他に磁場勾
配を使用する。歳差運動する原子核の共鳴周波数は、原
子核に加えられる正確な磁場の強さによって決まるの
で、加えられる磁場の勾配を利用することにより、空間
情報を感知される周波数応答信号へ符号化するメカニズ
ムを得ることができる。ＭＲ画像診断装置は、任意の周
波数の信号強度を原子核の濃度および任意の場所におけ
る緩和パラメータに相関させる。これにより、原子核濃
度および／または緩和時間の差によって生じる信号強度
の変化に基づく空間情報が得られ、診断対象のマップま
たは画像を形成するために使用される。こうした技術は
現在、２次元（２Ｄ）画像を提供するＭＲ医療診断装置
を形成するために常套的に使用されている。また、生成
される画像の診断価値を向上するために使用できる、様
々なパルス系列や勾配系列が知られている。
配を使用する。歳差運動する原子核の共鳴周波数は、原
子核に加えられる正確な磁場の強さによって決まるの
で、加えられる磁場の勾配を利用することにより、空間
情報を感知される周波数応答信号へ符号化するメカニズ
ムを得ることができる。ＭＲ画像診断装置は、任意の周
波数の信号強度を原子核の濃度および任意の場所におけ
る緩和パラメータに相関させる。これにより、原子核濃
度および／または緩和時間の差によって生じる信号強度
の変化に基づく空間情報が得られ、診断対象のマップま
たは画像を形成するために使用される。こうした技術は
現在、２次元（２Ｄ）画像を提供するＭＲ医療診断装置
を形成するために常套的に使用されている。また、生成
される画像の診断価値を向上するために使用できる、様
々なパルス系列や勾配系列が知られている。
【０００６】最近まで、ＭＲ画像診断における３次元視
覚化法の適用は冗長気味であった。従来の２次元獲得技
術では、患者が耐えられる時間枠内で３次元表示に充分
な品質の画像を生成することができなかった。「磁気共
鳴画像診断」誌１９９１年第９巻第３号００１−０１３
頁に発表した「ＭＲＩにおける３Ｄ獲得および視覚化の
改良」と題する論文（"IMPROVEMENT OF 3-D ACQUISITIO
N AND VISUALIZATIONIN MRI"in Magnetic Resonance Im
aging, Vol. 9, No. 3, 1991, Pages 001-013）に述べ
るような最近の開発は、医療診断用途において３次元Ｍ
Ｒ画像をもっと魅力的なものにする３次元技術の改良を
示している。
覚化法の適用は冗長気味であった。従来の２次元獲得技
術では、患者が耐えられる時間枠内で３次元表示に充分
な品質の画像を生成することができなかった。「磁気共
鳴画像診断」誌１９９１年第９巻第３号００１−０１３
頁に発表した「ＭＲＩにおける３Ｄ獲得および視覚化の
改良」と題する論文（"IMPROVEMENT OF 3-D ACQUISITIO
N AND VISUALIZATIONIN MRI"in Magnetic Resonance Im
aging, Vol. 9, No. 3, 1991, Pages 001-013）に述べ
るような最近の開発は、医療診断用途において３次元Ｍ
Ｒ画像をもっと魅力的なものにする３次元技術の改良を
示している。
【０００７】新しく生まれてきたＭＲ画像診断法の１つ
の様式は、流動または血管画像診断である。これに関し
て、ＭＲ環境で流動画像を獲得するために使用される１
つの基本的な物理的原理は、飛行時間効果を利用するこ
とである。飛行時間効果は、縦磁化による核スピンの巨
視的運動に基づく。一般に、血液のボーラスの磁化をあ
る時点で（選択的ＲＦ励起により）ラベル付けし、その
後の時点で（読出し時に）検出する。ラベル付けから検
出までの間にボーラスは場所を移動するので、飛行時間
という名前が使用される。流入増強とは、ボーラスの励
磁と検出が同一のスライス内で行なわれる特別な場合の
飛行時間のことである。ＭＲ画像診断における流入増強
の１例を、図１ａに示す。ここで、流動はスライス面に
直交している。１回の繰返し時間中に、スピンの幾つか
がスライスから流出し、スライス内に流入してくる別の
スピンに置換される。ＭＲ画像化系列を繰り返すことに
より、数回の繰返し後に静止状態の組織が部分的または
完全に飽和状態になり、これによって静止組織からの信
号が低下する。選択されたスライスに流入する血液は、
隣接する静止組織に比べて高い信号および高いコントラ
ストを生成する未飽和スピンを提供する。このように、
励磁パルス繰返し時間（ＴＲ）が、縦磁化が充分に緩和
されるまでにかかる時間（Ｔ１）に比べて短ければ、Ｔ
Ｒ間隔が数回繰り返される間に、静止組織のスピンはど
んどん飽和され、静止組織からの信号は減衰される。残
念ながら、流動する血液もまた部分的に飽和し、この飽
和はそれ自身を信号の低下として顕示する。しかし、血
液の部分的に飽和したスピンの幾つかはスライスから流
出し、より高い信号能力を持つ未飽和スピンに置換され
る。より多くの未飽和スピンがＴＲ時間ごとにスライス
に流入すれば、より大きい信号が得られる。流動信号
は、スライス内の部分的に飽和した流動スピン全部がＴ
Ｒ時間ごとに交換されるときに、最大になる。このよう
に、信号増強は流動速度およびスライス厚さに直接関係
する。飛行時間効果に関連するその他の情報は、「放射
線医学」誌の１９８６年第１６０巻の７８１−７８５頁
に発表された「飛行時間ＭＲ流動画像診断：勾配再集束
による選択的飽和回復」という論文（"Time-of-Flight
MR Flow Imaging: Selective Saturation Recovery wit
h Gradient Refocusing" in Radiology, 1986, No. 16
0, Pages 781-785)に見ることができる。
の様式は、流動または血管画像診断である。これに関し
て、ＭＲ環境で流動画像を獲得するために使用される１
つの基本的な物理的原理は、飛行時間効果を利用するこ
とである。飛行時間効果は、縦磁化による核スピンの巨
視的運動に基づく。一般に、血液のボーラスの磁化をあ
る時点で（選択的ＲＦ励起により）ラベル付けし、その
後の時点で（読出し時に）検出する。ラベル付けから検
出までの間にボーラスは場所を移動するので、飛行時間
という名前が使用される。流入増強とは、ボーラスの励
磁と検出が同一のスライス内で行なわれる特別な場合の
飛行時間のことである。ＭＲ画像診断における流入増強
の１例を、図１ａに示す。ここで、流動はスライス面に
直交している。１回の繰返し時間中に、スピンの幾つか
がスライスから流出し、スライス内に流入してくる別の
スピンに置換される。ＭＲ画像化系列を繰り返すことに
より、数回の繰返し後に静止状態の組織が部分的または
完全に飽和状態になり、これによって静止組織からの信
号が低下する。選択されたスライスに流入する血液は、
隣接する静止組織に比べて高い信号および高いコントラ
ストを生成する未飽和スピンを提供する。このように、
励磁パルス繰返し時間（ＴＲ）が、縦磁化が充分に緩和
されるまでにかかる時間（Ｔ１）に比べて短ければ、Ｔ
Ｒ間隔が数回繰り返される間に、静止組織のスピンはど
んどん飽和され、静止組織からの信号は減衰される。残
念ながら、流動する血液もまた部分的に飽和し、この飽
和はそれ自身を信号の低下として顕示する。しかし、血
液の部分的に飽和したスピンの幾つかはスライスから流
出し、より高い信号能力を持つ未飽和スピンに置換され
る。より多くの未飽和スピンがＴＲ時間ごとにスライス
に流入すれば、より大きい信号が得られる。流動信号
は、スライス内の部分的に飽和した流動スピン全部がＴ
Ｒ時間ごとに交換されるときに、最大になる。このよう
に、信号増強は流動速度およびスライス厚さに直接関係
する。飛行時間効果に関連するその他の情報は、「放射
線医学」誌の１９８６年第１６０巻の７８１−７８５頁
に発表された「飛行時間ＭＲ流動画像診断：勾配再集束
による選択的飽和回復」という論文（"Time-of-Flight
MR Flow Imaging: Selective Saturation Recovery wit
h Gradient Refocusing" in Radiology, 1986, No. 16
0, Pages 781-785)に見ることができる。
【０００８】流入増強は３次元立体画像診断でも起こ
る。３次元画像化系列は主として、ＲＦ励磁パルスと共
に第２の空間符号化勾配を使用することにより、画像化
体積をＮ個の区分に分割する点が、２次元系列とは異な
る。しかし、３次元画像診断における多くの位相符号化
区分（Ｎ）を持つ大きい体積は、速度が遅ければ、上述
の２次元画像診断の場合と同様の方法で、流動スピンの
飽和を生じる。スピンの飽和が徐々に増えると、横方向
の磁化（ＭT ）が減少し、したがって信号が弱くなるの
で、図１ｂに示すように、体積の軸長全体における増強
が得られなくなる。正味横磁化に対する逓増飽和効果の
説明を、体積の流入面および流出面における流動物の場
合について、図２に示す。信号減衰の速度は主として、
繰返し時間ＴＲ、フリップ角度α、および縦方向緩和時
間Ｔ１によって決定される。
る。３次元画像化系列は主として、ＲＦ励磁パルスと共
に第２の空間符号化勾配を使用することにより、画像化
体積をＮ個の区分に分割する点が、２次元系列とは異な
る。しかし、３次元画像診断における多くの位相符号化
区分（Ｎ）を持つ大きい体積は、速度が遅ければ、上述
の２次元画像診断の場合と同様の方法で、流動スピンの
飽和を生じる。スピンの飽和が徐々に増えると、横方向
の磁化（ＭT ）が減少し、したがって信号が弱くなるの
で、図１ｂに示すように、体積の軸長全体における増強
が得られなくなる。正味横磁化に対する逓増飽和効果の
説明を、体積の流入面および流出面における流動物の場
合について、図２に示す。信号減衰の速度は主として、
繰返し時間ＴＲ、フリップ角度α、および縦方向緩和時
間Ｔ１によって決定される。
【０００９】勾配運動再整相（ＧＭＲ）等の技術や、Ｆ
ＩＳＰ（定常歳差運動による高速画像化）、ＦＬＡＳＨ
（高速低角度撮影）およびＭＰ ＲＡＧＥ（磁化準備高
速勾配エコー）等のパルス系列、および前述の論文や、
「放射線医学」誌の１９８９年第１７１巻１９８９年６
月号７８５−７９１頁に発表した「頭蓋内循環：３次元
（立体）ＭＲ血管造影法におけるパルス系列の考慮点」
と題する論文（"INTRACRANIAL CIRCULATION: PULSE-SEQ
UENCE CONSIDERATIONS IN 3-DIMENSIONAL (VOLUME) MR
ANGIOGRAPHY" in Radiology 1989, Vol. 171, June 198
9, Pages 785-791）に記述したようなその他の技術を利
用することができるが、図１ｂおよび図２に示す問題を
克服するためには、なお改良することが望ましい。既存
のＭＲ血管造影技術では、体積の大きさ、血管のコント
ラスト、および走査時間の間の妥協が図られる。１例を
上げると、過剰なスピン飽和を回避するためには、スラ
ブの厚さを比較的薄くしなければならない。また、充分
に大きい領域の脈管構造を取り扱うためには、様々な位
置で測定を繰り返さなければならず、これは総走査時間
を不都合な程度まで延長させる。
ＩＳＰ（定常歳差運動による高速画像化）、ＦＬＡＳＨ
（高速低角度撮影）およびＭＰ ＲＡＧＥ（磁化準備高
速勾配エコー）等のパルス系列、および前述の論文や、
「放射線医学」誌の１９８９年第１７１巻１９８９年６
月号７８５−７９１頁に発表した「頭蓋内循環：３次元
（立体）ＭＲ血管造影法におけるパルス系列の考慮点」
と題する論文（"INTRACRANIAL CIRCULATION: PULSE-SEQ
UENCE CONSIDERATIONS IN 3-DIMENSIONAL (VOLUME) MR
ANGIOGRAPHY" in Radiology 1989, Vol. 171, June 198
9, Pages 785-791）に記述したようなその他の技術を利
用することができるが、図１ｂおよび図２に示す問題を
克服するためには、なお改良することが望ましい。既存
のＭＲ血管造影技術では、体積の大きさ、血管のコント
ラスト、および走査時間の間の妥協が図られる。１例を
上げると、過剰なスピン飽和を回避するためには、スラ
ブの厚さを比較的薄くしなければならない。また、充分
に大きい領域の脈管構造を取り扱うためには、様々な位
置で測定を繰り返さなければならず、これは総走査時間
を不都合な程度まで延長させる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、選択
された画像化体積内を移動する間にスピンを画像化する
ときに発生するスピン飽和の影響を、走査時間を延長す
ることなく緩和し得る磁気共鳴画像装置を得ることにあ
る。
された画像化体積内を移動する間にスピンを画像化する
ときに発生するスピン飽和の影響を、走査時間を延長す
ることなく緩和し得る磁気共鳴画像装置を得ることにあ
る。
【００１１】
【課題を解決するための手段】上述の課題を解決するた
め、本発明によれば、画像化体積内を流動する常磁性物
質を画像化するための磁気共鳴画像装置において、静磁
場および勾配磁場を発生して画像化体積に加える手段
と、前記画像化体積内で回転磁気スピンを励起するため
にＲＦ磁場を連続的に発生して前記画像化体積内でＲＦ
励起の強さが場所的に変化するように加える手段と、前
記ＲＦ励起の結果として前記画像化体積から発生する磁
気共鳴信号を検出する手段と、検出された信号に画像再
生計算を実行して画像を作成する手段とを含む。
め、本発明によれば、画像化体積内を流動する常磁性物
質を画像化するための磁気共鳴画像装置において、静磁
場および勾配磁場を発生して画像化体積に加える手段
と、前記画像化体積内で回転磁気スピンを励起するため
にＲＦ磁場を連続的に発生して前記画像化体積内でＲＦ
励起の強さが場所的に変化するように加える手段と、前
記ＲＦ励起の結果として前記画像化体積から発生する磁
気共鳴信号を検出する手段と、検出された信号に画像再
生計算を実行して画像を作成する手段とを含む。
【００１２】本発明においては、また、スピンが画像化
体積内を進むにつれてフリップ角度の増加を経験するよ
うにＲＦ励起を加えてもよい。
体積内を進むにつれてフリップ角度の増加を経験するよ
うにＲＦ励起を加えてもよい。
【００１３】本発明の別の側面に従って、フリップ角度
のこの変化を提供することにより、スピンが画像化体積
内を進むに連れて生じるスピンの部分的飽和を補償し、
そうすることによって、画像化体積内をスピンが移動す
るときに、これらの横磁化（ＭT ）、ひいては信号強度
を実質的に一定に維持する。
のこの変化を提供することにより、スピンが画像化体積
内を進むに連れて生じるスピンの部分的飽和を補償し、
そうすることによって、画像化体積内をスピンが移動す
るときに、これらの横磁化（ＭT ）、ひいては信号強度
を実質的に一定に維持する。
【００１４】フリップ角度のこのような変化は、特別に
設計されたＲＦコイルによって、又は独特のＲＦパルス
の付与によって発生することができる。さらに、コイル
および／またはパルスを対称的に体積に付与するか、あ
るいはアーチファクトの抑制のために隣接予飽和パルス
と共に非対称的に付与することができる。
設計されたＲＦコイルによって、又は独特のＲＦパルス
の付与によって発生することができる。さらに、コイル
および／またはパルスを対称的に体積に付与するか、あ
るいはアーチファクトの抑制のために隣接予飽和パルス
と共に非対称的に付与することができる。
【００１５】
【実施例】図３ａおよび図３ｂはそれぞれ、超伝導磁石
を作動しその中に配置された被験体（図示せず）の画像
を形成するための超伝導磁石アセンブリ２の断面図およ
び関連電子システム４のブロック図を示す。図３ｃは磁
石アセンブリ２の斜視図であり、一部を切り欠いてその
超伝導磁場巻線を示す。超伝導磁石アセンブリ２は、円
筒形ハウジング６と、被験体を磁石の円筒形の中空部１
０に配置することができるように中央に穴のある端板８
とを含む。ハウジング６内の円筒形の容器１２は、中空
部１０内で軸方向を向くベース磁場ＢZ を形成するベー
ス（主）磁場巻線１４を含む。
を作動しその中に配置された被験体（図示せず）の画像
を形成するための超伝導磁石アセンブリ２の断面図およ
び関連電子システム４のブロック図を示す。図３ｃは磁
石アセンブリ２の斜視図であり、一部を切り欠いてその
超伝導磁場巻線を示す。超伝導磁石アセンブリ２は、円
筒形ハウジング６と、被験体を磁石の円筒形の中空部１
０に配置することができるように中央に穴のある端板８
とを含む。ハウジング６内の円筒形の容器１２は、中空
部１０内で軸方向を向くベース磁場ＢZ を形成するベー
ス（主）磁場巻線１４を含む。
【００１６】高い磁場つまり１−１０テスラの大きさの
磁場を提供するために、巻線１４は、容器１２の壁に含
まれる液体ヘリウムに浸漬することによって過冷却す
る。詳細は図示しないが、容器１２は一般に液体窒素を
含む金属室を含み、これによって液体ヘリウムを含む別
の金属室を包囲している。さらに、液化ガスの間を断熱
し、かつ熱放射によるそれぞれの蒸発速度を低下するた
めに、室１２の内部には一般に少なくとも１組の放射遮
蔽が含まれている。
磁場を提供するために、巻線１４は、容器１２の壁に含
まれる液体ヘリウムに浸漬することによって過冷却す
る。詳細は図示しないが、容器１２は一般に液体窒素を
含む金属室を含み、これによって液体ヘリウムを含む別
の金属室を包囲している。さらに、液化ガスの間を断熱
し、かつ熱放射によるそれぞれの蒸発速度を低下するた
めに、室１２の内部には一般に少なくとも１組の放射遮
蔽が含まれている。
【００１７】図３ｃに示すように、勾配コイル形成器１
６は、Ｘ、Ｙ、およびＺの勾配コイルと無線周波数（Ｒ
Ｆ）コイル２０を持つ勾配コイルアセンブリ１８のマウ
ンティングとして機能する。次に、勾配コイルアセンブ
リとＲＦコイルを、磁石アセンブリ２の中空部１０内に
配置する。
６は、Ｘ、Ｙ、およびＺの勾配コイルと無線周波数（Ｒ
Ｆ）コイル２０を持つ勾配コイルアセンブリ１８のマウ
ンティングとして機能する。次に、勾配コイルアセンブ
リとＲＦコイルを、磁石アセンブリ２の中空部１０内に
配置する。
【００１８】電子システム４は、１次巻線１４に（少な
くとも最初）電流を供給する１次電源２２と、勾配コイ
ルアセンブリ１８（およびシムコイル−図示せず）およ
び送受信（Ｔ／Ｒ）モジュール２６に電流を供給する勾
配／シム電源２４とを含む。送受信モジュール２６は、
ＲＦエネルギをＲＦコイル２０に送り、被験体の陽子の
歳差運動から生じ、コイル２０によって検出された磁気
共鳴（自由誘導減衰＝ＦＩＤ）信号を受信するものであ
る。ホストコンピュータ２８は、勾配コイルアセンブリ
１８への勾配信号の付与を制御し、かつＴ／Ｒモジュー
ル２６への接続を介して、ＲＦコイル２０の送受信信号
の処理を制御する。Ｔ／Ｒモジュール２６とホストコン
ピュータ２８は、周知の方法で受信信号を処理し、２次
元フーリエ変換技術を用いて被験体の画像信号を形成
し、次にそれを使用してディスプレイ／記録装置３０に
より情報を表示および／または記録する。上述の装置
は、当業界では周知であり様々な製造者から市販されて
いる種類の従来のＭＲ装置として構成され、作動する。
具体的には、米国ニュージャージ州イセリンのジーメン
ス・メディカル・システムズ社から市販されているマグ
ニトム６３ＳＰ型ＭＲ画像診断システムから構成するこ
とができる。
くとも最初）電流を供給する１次電源２２と、勾配コイ
ルアセンブリ１８（およびシムコイル−図示せず）およ
び送受信（Ｔ／Ｒ）モジュール２６に電流を供給する勾
配／シム電源２４とを含む。送受信モジュール２６は、
ＲＦエネルギをＲＦコイル２０に送り、被験体の陽子の
歳差運動から生じ、コイル２０によって検出された磁気
共鳴（自由誘導減衰＝ＦＩＤ）信号を受信するものであ
る。ホストコンピュータ２８は、勾配コイルアセンブリ
１８への勾配信号の付与を制御し、かつＴ／Ｒモジュー
ル２６への接続を介して、ＲＦコイル２０の送受信信号
の処理を制御する。Ｔ／Ｒモジュール２６とホストコン
ピュータ２８は、周知の方法で受信信号を処理し、２次
元フーリエ変換技術を用いて被験体の画像信号を形成
し、次にそれを使用してディスプレイ／記録装置３０に
より情報を表示および／または記録する。上述の装置
は、当業界では周知であり様々な製造者から市販されて
いる種類の従来のＭＲ装置として構成され、作動する。
具体的には、米国ニュージャージ州イセリンのジーメン
ス・メディカル・システムズ社から市販されているマグ
ニトム６３ＳＰ型ＭＲ画像診断システムから構成するこ
とができる。
【００１９】勾配コイル１８を作動すると、主磁場と同
一方向に、実質的に一定の磁場勾配Ｇx 、Ｇy 、および
Ｇz が発生する。ここで、各勾配の方向は、直交座標系
の相互に直交するＸ軸、Ｙ軸、およびＺ軸の方向であ
る。つまり、主磁石１４によって生成される磁場がＺ方
向を向いている場合、これをＢO とし、Ｚ方向の総磁場
をＢz とすると、Ｇx ＝δＢz ／δｘ、Ｇy ＝δＢz ／
δｙ、Ｇz ＝δＢz ／δｚとなり、任意の位置（ｘ、
ｙ、ｚ）における磁場は、Ｂ（ｘ、ｙ、ｚ）＝ＢO＋Ｇ
x Ｘ＋Ｇy Ｙ＋Ｇz Ｚによって与えられる。
一方向に、実質的に一定の磁場勾配Ｇx 、Ｇy 、および
Ｇz が発生する。ここで、各勾配の方向は、直交座標系
の相互に直交するＸ軸、Ｙ軸、およびＺ軸の方向であ
る。つまり、主磁石１４によって生成される磁場がＺ方
向を向いている場合、これをＢO とし、Ｚ方向の総磁場
をＢz とすると、Ｇx ＝δＢz ／δｘ、Ｇy ＝δＢz ／
δｙ、Ｇz ＝δＢz ／δｚとなり、任意の位置（ｘ、
ｙ、ｚ）における磁場は、Ｂ（ｘ、ｙ、ｚ）＝ＢO＋Ｇ
x Ｘ＋Ｇy Ｙ＋Ｇz Ｚによって与えられる。
【００２０】よく知られているように、勾配磁場は、Ｔ
／Ｒモジュール２６から供給されるＲＦ励起パルスと共
に利用されて、空間情報を検査対象のスライスから放出
されるＭＲ信号（ＦＩＤ）へ符号化する。ＲＦコイル２
０は作動すると、被験体内の特定の原子核を選択的に励
起し、かつ、その後、原子核がベース磁場と勾配磁場に
よって確立される平衡位置へ戻るときに、励起原子核か
らＦＩＤ信号を受信する。
／Ｒモジュール２６から供給されるＲＦ励起パルスと共
に利用されて、空間情報を検査対象のスライスから放出
されるＭＲ信号（ＦＩＤ）へ符号化する。ＲＦコイル２
０は作動すると、被験体内の特定の原子核を選択的に励
起し、かつ、その後、原子核がベース磁場と勾配磁場に
よって確立される平衡位置へ戻るときに、励起原子核か
らＦＩＤ信号を受信する。
【００２１】図４は、３次元ＭＲ画像を得るのに便利な
先行技術の一般的３次元パルス列を示す。位相符号化勾
配Ｇy は、２次元画像化に使用される従来のものであ
り、スライス符号化勾配Ｇz は、３次元画像化で画像化
体積を区分化するのに使用される従来のものである。３
次元画像化のパルス系列の選択に関する詳細は、「磁気
共鳴画像診断」誌および「放射線医学」誌に発表した前
述の論文に記載されている。利用者に利用可能な厳密な
ハードウェア構成によって、さらに別の変化例が得られ
る。例えば、次に上げる論文を参考にされたい。磁気共
鳴医学１５号、１５２−１５７頁（１９９０年）に発表
されたマグラーIII Jr.およびブルッ クマン Jr.の「３
次元磁化−準備急速勾配−エコーイメージング（３Ｄ
ＭＲ ＲＡＧＥ）」と題する論文（Mugler III Jr., Br
ookeman Jr., "Three-DimensionalMagnetization - Pre
pared Rapid Gradient - Echo Imaging (3-D MR RAGE)"
inMagn. Reson. Med. 15, Pages 152-157, 1990）、
「磁気共鳴画像診断」誌４、１０６（１９８６年）の
Ｊ．Ａ．ウッツらの「勾配再現獲得を用いる３秒ＮＭＲ
画像診断」と題する論文（要約）（"Three Second Clin
ical NMR Images Usinga Gradient Recalled Acquisiti
on in a Steady State Mode (GRASS)" by Utz JA, et a
l., Mag. Reson. Imaging, 4,106,1986 (Abstract)
）、およびエレクトロメディカ（Electromedica)誌５
４：１５（１９８６年）にＡ．オペルトおよびＲ．グラ
ウマンらが開示したようなＦＩＳＰ（定常歳差運動によ
る高速画像化）に関する種々の論文。
先行技術の一般的３次元パルス列を示す。位相符号化勾
配Ｇy は、２次元画像化に使用される従来のものであ
り、スライス符号化勾配Ｇz は、３次元画像化で画像化
体積を区分化するのに使用される従来のものである。３
次元画像化のパルス系列の選択に関する詳細は、「磁気
共鳴画像診断」誌および「放射線医学」誌に発表した前
述の論文に記載されている。利用者に利用可能な厳密な
ハードウェア構成によって、さらに別の変化例が得られ
る。例えば、次に上げる論文を参考にされたい。磁気共
鳴医学１５号、１５２−１５７頁（１９９０年）に発表
されたマグラーIII Jr.およびブルッ クマン Jr.の「３
次元磁化−準備急速勾配−エコーイメージング（３Ｄ
ＭＲ ＲＡＧＥ）」と題する論文（Mugler III Jr., Br
ookeman Jr., "Three-DimensionalMagnetization - Pre
pared Rapid Gradient - Echo Imaging (3-D MR RAGE)"
inMagn. Reson. Med. 15, Pages 152-157, 1990）、
「磁気共鳴画像診断」誌４、１０６（１９８６年）の
Ｊ．Ａ．ウッツらの「勾配再現獲得を用いる３秒ＮＭＲ
画像診断」と題する論文（要約）（"Three Second Clin
ical NMR Images Usinga Gradient Recalled Acquisiti
on in a Steady State Mode (GRASS)" by Utz JA, et a
l., Mag. Reson. Imaging, 4,106,1986 (Abstract)
）、およびエレクトロメディカ（Electromedica)誌５
４：１５（１９８６年）にＡ．オペルトおよびＲ．グラ
ウマンらが開示したようなＦＩＳＰ（定常歳差運動によ
る高速画像化）に関する種々の論文。
【００２２】収集した３次元データの事後処理は、多種
多様な既知の方法で達成することができる。本発明者が
３次元ＭＲ血管造影法に使用する１つの方法は、最大強
度投影法である。これは光線追跡技法による３次元画像
復元法であり、各強度プロファイル（断層撮影体積を介
する平行光線の投影によって形成される各プロファイ
ル）の最大値だけを投影画像面に書き込む。この技法に
ついては、先に示した「放射線医学」に発表した４つの
論文や、コンピュータ支援断層撮影ジャーナル１９８８
年１２号３７７−３８２頁に発表されたＧ．Ａ．ラウブ
およびＷ．Ａ．カイザーの「勾配運動再集束によるＭＲ
血管造影法」と題する論文に、詳しく説明されている。
多様な既知の方法で達成することができる。本発明者が
３次元ＭＲ血管造影法に使用する１つの方法は、最大強
度投影法である。これは光線追跡技法による３次元画像
復元法であり、各強度プロファイル（断層撮影体積を介
する平行光線の投影によって形成される各プロファイ
ル）の最大値だけを投影画像面に書き込む。この技法に
ついては、先に示した「放射線医学」に発表した４つの
論文や、コンピュータ支援断層撮影ジャーナル１９８８
年１２号３７７−３８２頁に発表されたＧ．Ａ．ラウブ
およびＷ．Ａ．カイザーの「勾配運動再集束によるＭＲ
血管造影法」と題する論文に、詳しく説明されている。
【００２３】以上の説明および現在のＭＲ技術に鑑み、
一般的な当業者には、３次元ＭＲ画像診断法の様々な基
本的形態を実用化するためにこれ以上の説明は不必要で
ある。
一般的な当業者には、３次元ＭＲ画像診断法の様々な基
本的形態を実用化するためにこれ以上の説明は不必要で
ある。
【００２４】既知の３次元画像診断技術は全て、ＲＦ励
起パルスが一般に、図４に示すような台形シンク形のＲ
Ｆパルスから成り、画像化体積のＲＦ励起プロファイル
は、図５に示すような長方形になる。この図に示すよう
に、流動は左から右に進むと想定する。ＲＦ励起パルス
の有限持続時間のために、励起プロファイルは厳密には
長方形ではないことに注意されたい。しかし、体積のか
なりの部分で、一定のフリップ角度が得られる。
起パルスが一般に、図４に示すような台形シンク形のＲ
Ｆパルスから成り、画像化体積のＲＦ励起プロファイル
は、図５に示すような長方形になる。この図に示すよう
に、流動は左から右に進むと想定する。ＲＦ励起パルス
の有限持続時間のために、励起プロファイルは厳密には
長方形ではないことに注意されたい。しかし、体積のか
なりの部分で、一定のフリップ角度が得られる。
【００２５】先に述べたように、スピンは完全に緩和す
ると画像化体積内に移動し、それらの飽和の程度が徐々
に増加し、それによって縦磁化が徐々に減少する。この
効果を図６に示す。磁化の正確な挙動は、加えられるフ
リップ角度α、パルス繰返し時間ＴＲ、および縦緩和時
間Ｔ1に強く依存する。先に示したように、実際のＭＲ
実験で受信される信号は横磁化の量（Ｍtransverse）に
直接関連し、横磁化の量は次式によって縦磁化（Ｍ
longitudinal）に依存する。
ると画像化体積内に移動し、それらの飽和の程度が徐々
に増加し、それによって縦磁化が徐々に減少する。この
効果を図６に示す。磁化の正確な挙動は、加えられるフ
リップ角度α、パルス繰返し時間ＴＲ、および縦緩和時
間Ｔ1に強く依存する。先に示したように、実際のＭＲ
実験で受信される信号は横磁化の量（Ｍtransverse）に
直接関連し、横磁化の量は次式によって縦磁化（Ｍ
longitudinal）に依存する。
【数式１】 Ｍtransverse＝Ｍlongitudinal・ｓｉｎ（α）
【００２６】本発明の基本的概念は、ＲＦ励起プロファ
イルを変化させて、流動飽和の逓増効果を軽減および／
または補償することである。原則的に、フリップ角度
は、図７に示すように、画像化体積の流入側における例
えばα１という値から、体積の反対側における例えばα
５という値に増加する。画像体積に加えられるＲＦ励起
プロファイルの１例を図８に示す。比較のために、図５
の先行技術における固定フリップ角度のプロファイルを
破線で並置して示す。図５の場合と同様に、流動は左か
ら右へ移動すると想定する。
イルを変化させて、流動飽和の逓増効果を軽減および／
または補償することである。原則的に、フリップ角度
は、図７に示すように、画像化体積の流入側における例
えばα１という値から、体積の反対側における例えばα
５という値に増加する。画像体積に加えられるＲＦ励起
プロファイルの１例を図８に示す。比較のために、図５
の先行技術における固定フリップ角度のプロファイルを
破線で並置して示す。図５の場合と同様に、流動は左か
ら右へ移動すると想定する。
【００２７】スピンが固定速度ｖで運動し、その後のＲ
Ｆパルス時のスピンの位置をｚ１、ｚ２、ｚ３、ｚ４、
およびｚ５とすると、各位置の間隔Δｚは、次式によっ
て得られる。
Ｆパルス時のスピンの位置をｚ１、ｚ２、ｚ３、ｚ４、
およびｚ５とすると、各位置の間隔Δｚは、次式によっ
て得られる。
【数式２】Δｚ＝ＴＲ・ｖ
【００２８】したがって、図９に示すように、位置ｚ１
ではスピンはＲＦ励起パルスによりα１のフリップ角度
を生じる。縦磁化は減少し、横磁化Ｍ１が生じる。次に
スピンは位置ｚ２へ移動し、ここで磁化はその縦緩和時
間Ｔ１によって回復する。したがって、位置ｚ２では、
縦磁化がまだＭO （平衡磁化）より小さい。しかし、位
置ｚ２のフリップ角度は位置ｚ１に比べて少し大きくな
る。したがって、α２によって生じる横磁化は、縦磁化
が減少するという事実にも拘らず、ｚ１の場合と同じで
ある。スピンが体積の出口面に向かって流動するにつれ
て、縦磁化の減少は、徐々に大きくなるフリップ角度に
よって補償される。体積全体を一定の信号強度を維持す
るために必要なフリップ角度の正確な増加は、スピンの
速度、パルス繰返し時間ＴＲ、および縦緩和時間Ｔ１に
よって異なり、利用者がその画像要件およびハードウェ
ア構成によって調整しなければならない。
ではスピンはＲＦ励起パルスによりα１のフリップ角度
を生じる。縦磁化は減少し、横磁化Ｍ１が生じる。次に
スピンは位置ｚ２へ移動し、ここで磁化はその縦緩和時
間Ｔ１によって回復する。したがって、位置ｚ２では、
縦磁化がまだＭO （平衡磁化）より小さい。しかし、位
置ｚ２のフリップ角度は位置ｚ１に比べて少し大きくな
る。したがって、α２によって生じる横磁化は、縦磁化
が減少するという事実にも拘らず、ｚ１の場合と同じで
ある。スピンが体積の出口面に向かって流動するにつれ
て、縦磁化の減少は、徐々に大きくなるフリップ角度に
よって補償される。体積全体を一定の信号強度を維持す
るために必要なフリップ角度の正確な増加は、スピンの
速度、パルス繰返し時間ＴＲ、および縦緩和時間Ｔ１に
よって異なり、利用者がその画像要件およびハードウェ
ア構成によって調整しなければならない。
【００２９】以上、流入増強３次元ＭＲ血管造影法の性
能を向上する新規の方法および装置について説明した。
しかし、当業者は、本発明の好適実施例を開示した本明
細書および添付の図面を検討した後、本発明の多くの変
化例や変形例、その他の用途や適用例を思いつくかもし
れない。例えば、図７に示す非対称なＲＦ励起プロファ
イルの代わりに、図１０に示すような対称なＲＦ励起プ
ロファイルを生成することができる。この場合、問題の
体積を励磁プロファイルの立上りに沿って中心化し、隣
接体積を検知しないように、例えば飽和パルスが必要に
なるであろう。さらに別の変化例によって、物理的に画
像化機構とは別の場所に配置した別個のコイルを用い
て、ＲＦ励起プロファイルを形成することもできよう。
本発明のこのような変化例や変形例、その他の用途や適
用例は全て、本発明の請求の範囲に含まれると考えられ
る。
能を向上する新規の方法および装置について説明した。
しかし、当業者は、本発明の好適実施例を開示した本明
細書および添付の図面を検討した後、本発明の多くの変
化例や変形例、その他の用途や適用例を思いつくかもし
れない。例えば、図７に示す非対称なＲＦ励起プロファ
イルの代わりに、図１０に示すような対称なＲＦ励起プ
ロファイルを生成することができる。この場合、問題の
体積を励磁プロファイルの立上りに沿って中心化し、隣
接体積を検知しないように、例えば飽和パルスが必要に
なるであろう。さらに別の変化例によって、物理的に画
像化機構とは別の場所に配置した別個のコイルを用い
て、ＲＦ励起プロファイルを形成することもできよう。
本発明のこのような変化例や変形例、その他の用途や適
用例は全て、本発明の請求の範囲に含まれると考えられ
る。
【図１】 ａは画像化スライスで部分的に飽和したスピ
ンが完全に緩和したスピンに置換される流入増強の基本
的概念の説明図、ｂは３次元体積の入り口スライスにお
ける流入増強と、流入増強によって画像化体積全体の充
分なコントラストが得られないという先行技術の３次元
流入ＭＲＡの問題点の説明図である。
ンが完全に緩和したスピンに置換される流入増強の基本
的概念の説明図、ｂは３次元体積の入り口スライスにお
ける流入増強と、流入増強によって画像化体積全体の充
分なコントラストが得られないという先行技術の３次元
流入ＭＲＡの問題点の説明図である。
【図２】 図１ａおよび図１ｂに示す効果の原因となる
物理学的原理の説明図である。
物理学的原理の説明図である。
【図３】 ａ、ｂ、およびｃは、典型的なＭＲ画像診断
装置のそれぞれ断面図、ブロック図および斜視図であ
る。
装置のそれぞれ断面図、ブロック図および斜視図であ
る。
【図４】 本実施例で説明するタイプの３次元ＭＲ画像
診断に便利な一般的３次元パルス系列の線図である。
診断に便利な一般的３次元パルス系列の線図である。
【図５】 ３次元ＭＲ画像診断で体積に付与される先行
技術のＲＦ励起の線図である。
技術のＲＦ励起の線図である。
【図６】 流動スピンが画像化体積内を進むときに生じ
る逓増飽和による、縦磁化の損失を示す線図である。
る逓増飽和による、縦磁化の損失を示す線図である。
【図７】 本発明の原理によって画像化体積に付与され
るＲＦ励起の線図である。
るＲＦ励起の線図である。
【図８】 流動スピンが画像体積の様々な位置を通過す
るときに経験する本発明によるフリップ角度の変化の線
図である。
るときに経験する本発明によるフリップ角度の変化の線
図である。
【図９】 本発明のフリップ角度変化の効果により、画
像化体積を流れるスピンに実質的に一定の横磁化が得ら
れ、したがって実質的に一定の画像信号強度が得られる
ことの説明図である。
像化体積を流れるスピンに実質的に一定の横磁化が得ら
れ、したがって実質的に一定の画像信号強度が得られる
ことの説明図である。
【図１０】 本発明の原理によって生成される別のＲＦ
励起の線図である。
励起の線図である。
２ 磁石アセンブリ ６ 円筒形ハウジング ８ 端板 １０ 中空部 １２ 容器 １４ 磁場巻線 １６ 勾配巻型 １８ 勾配コイルアセンブリ ２０ ＲＦコイル ２２ １次電源 ２４ 勾配／シム電源 ２６ 送受信モジュール ２８ ホストコンピュータ ３０ ディスプレイ／記録装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−167136（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (5)
- 【請求項１】 画像化体積内を流動する常磁性物質を画
像化するための磁気共鳴画像装置において、静磁場およ
び勾配磁場を発生して画像化体積に加える手段と、前記
画像化体積内で回転磁気スピンを励起するためにＲＦ磁
場を連続的に発生して前期画像化体積内でＲＦ励起の強
さが場所的に変化するように加える手段と、前記ＲＦ励
起の結果として前記画像化体積から発生する磁気共鳴信
号を検出する手段と、検出された信号に画像再生計算を
実行して画像を作成する手段とを含むことを特徴とする
磁気共鳴画像装置。 - 【請求項２】 前記ＲＦ励起の場所的変化によって、画
像化体積内に流入する物質が受けるフリップ角度は比較
的小さくなり、前記物質が画像化体積内を漸進するにつ
れてフリップ角度が徐々に増加することを特徴とする請
求項１記載の装置。 - 【請求項３】 前記ＲＦ励起の場所的変化によって、画
像化体積内を流動する物質のフリップ角度が線形的に増
加することを特徴とする請求項２記載の装置。 - 【請求項４】 前記フリップ角度の場所的変化が流動物
質の部分飽和を補償するように作用し、それにより物質
が画像化体積内を漸進するときの横磁化および検出され
る信号の強さをほぼ一定に保持することを特徴とする請
求項２記載の装置。 - 【請求項５】 前記ＲＦ励起の場所的変化によって、常
磁性物質が画像化体積内を流動するとき前記常磁性物質
の回転磁気スピンに比較的線形に増加するフリップ角度
を与え、前期フリップ角度により前記画像化体積を流動
する物質に対するフリップ角度をほぼ線形に増加させる
ことを特徴とする請求項１記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/779,228 US5307014A (en) | 1991-10-18 | 1991-10-18 | Inflow MR angiography with spatially variable flip angles |
| US07/779228 | 1991-10-18 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05269107A JPH05269107A (ja) | 1993-10-19 |
| JP3342059B2 true JP3342059B2 (ja) | 2002-11-05 |
Family
ID=25115739
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP30485792A Expired - Lifetime JP3342059B2 (ja) | 1991-10-18 | 1992-10-16 | 磁気共鳴画像装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5307014A (ja) |
| EP (1) | EP0537583B1 (ja) |
| JP (1) | JP3342059B2 (ja) |
| DE (1) | DE69225551T2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5273040A (en) * | 1991-11-14 | 1993-12-28 | Picker International, Inc. | Measurement of vetricle volumes with cardiac MRI |
| US5808467A (en) * | 1995-05-31 | 1998-09-15 | Hitachi, Ltd. | RF probe and inspection system using NMR using the same |
| USH1968H1 (en) | 1995-06-07 | 2001-06-05 | General Electric Company | Hyperpolarized MR imaging using pulse sequence with progressively increasing flip angle |
| US5786693A (en) * | 1996-04-26 | 1998-07-28 | Picker International, Inc. | Batch multi-volume angiography using magnetic resonance imaging |
| US5846197A (en) * | 1998-03-16 | 1998-12-08 | Beth Israel Deaconess Medical Center | Compensating for magnetization transfer effects in multislice and three-dimensional MRI blood flow mapping studies |
| US6230039B1 (en) | 2000-03-28 | 2001-05-08 | Philips Electronics North America Corporation | Magnetic resonance imaging method and system with adaptively selected flip angels |
| JP2004503311A (ja) * | 2000-06-15 | 2004-02-05 | 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 | サブサンプリングを含む磁気共鳴画像処理方法 |
| USRE48347E1 (en) | 2000-12-21 | 2020-12-08 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| USRE45725E1 (en) | 2000-12-21 | 2015-10-06 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| US6618609B2 (en) * | 2001-03-30 | 2003-09-09 | Koninklifke Philips Electronics, N.V. | Flow adaptive guided determination of imaging parameters for 3D magnetic resonance angiography |
| JP4807833B2 (ja) * | 2003-10-07 | 2011-11-02 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びこれを用いた造影アンジオグラフィー法 |
| US8432166B2 (en) * | 2010-03-01 | 2013-04-30 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Balanced steady-state free-precession transient imaging using variable flip angles for a predefined signal profile |
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| US9625548B2 (en) * | 2012-06-19 | 2017-04-18 | The Johns Hopkins University | System and method for magnetic resonance imaging of intracranial vessel walls |
| US10185010B2 (en) * | 2015-03-06 | 2019-01-22 | New York University | Rapid 3D volumetric mapping of MRI relaxation parameters |
| EP3324199B1 (de) | 2017-07-13 | 2021-11-03 | Siemens Healthcare GmbH | Bssfp-mr-angiographie mit verwendung eines hf-pulses mit rampenförmigem anregungsprofil |
| JP7020930B2 (ja) * | 2018-01-24 | 2022-02-16 | 富士フイルムヘルスケア株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム及びパラメータ推定方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1985004727A1 (en) * | 1984-04-05 | 1985-10-24 | Varian Associates, Inc. | Spatially selective nuclear magnetic resonance pulse sequences |
| EP0164142B1 (de) * | 1984-05-02 | 1991-03-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Verfahren und Anordnung zur Ermittlung einer Kernmagnetisierungsverteilung in einem Teil eines Körpers |
| US4703274A (en) * | 1986-08-29 | 1987-10-27 | The Regents Of The University Of California | Arrangement of RF coils and related method for magnetic resonance imaging of a selected inner-volume |
| US4866386A (en) * | 1988-04-26 | 1989-09-12 | Picker International, Inc. | High signal-to-noise, rapid calibration of RF pulses |
| JPH02167136A (ja) * | 1988-12-20 | 1990-06-27 | Hitachi Ltd | Ｍｒイメージング装置 |
| US4983921A (en) * | 1989-08-18 | 1991-01-08 | The Regents Of The University Of California | Rapid calibration of nutation angles in MRI |
| JP2945048B2 (ja) * | 1990-01-24 | 1999-09-06 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1991
- 1991-10-18 US US07/779,228 patent/US5307014A/en not_active Expired - Lifetime
-
1992
- 1992-10-05 DE DE69225551T patent/DE69225551T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1992-10-05 EP EP92116962A patent/EP0537583B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-10-16 JP JP30485792A patent/JP3342059B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH05269107A (ja) | 1993-10-19 |
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