JP3676853B2 - 表面コイル配設により核磁化分布を決定するmr法 - Google Patents

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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、検査領域における核磁化分布を決定するためのMR法に係わり、特に、少なくとも1つのコイルを備え、位置的に不均一な感度を有する表面コイル配置によってMR検査中に得られた画像データが、位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボディコイル配置により獲得されたデータから得られる補助値に基づいて補正されるMR法に関する。
【0002】
【従来の技術】
検査領域における核磁化分布を、少なくとも1つ、実際には通常は数個の表面コイルを備える表面コイル配置により決定することは、全検査領域からスピン共鳴信号を得ることができるコイルを用いた場合よりも信号対雑音比が十分良好であるという利点を有する。後者のコイルは全ボディコイル、あるいは、実際上はボリュームコイルと称されるが、以後、ボディコイル配置と称す。
【0003】
しかしながら、表面コイル配置によるMR画像の生成は、感度(MRコイルの位置依存性感度はある場所での磁気誘導と、磁気誘導を誘起している電流の比として定義される)は位置的に不均一である、すなわち、検査領域内のMR信号が生ずる場所に依存する、という欠点を有している。従って、表面コイル配置により得られたデータは位置依存性の感度変化の影響が除去されるように補正されなければならない。
【0004】
かかる目的のため、表面コイル配置に加えてボディコイル配置を用いることが知られている。ボディコイル配置は位置的に均一な感度を有するので、ボディコイルにより得られるMR画像によって、表面コイル配置により受信されるMR信号から生成されるMR画像を補正することができる。
かかる手段を用いる第1の方法として、EP−A412824及びOkamoto等の文献(SMRM 11th Annual Meeting,pp.4042、1992)に開示される方法が公知である。上記公知の方法においては、表面コイル配置の位置依存性感度を補正するための補助値は、表面コイル配置と同時にボディコイル配置により獲得されたMR信号から得られる。
【0005】
この方法が効果的に作用するためには表面コイル配置の各コイルとボディコイル配置との間に誘導結合が存在しないことが必要である。実際には、この条件は特別な場合にしか満足されない。
EP271123に開示されるもう一つの方法においては、MR検査は1つのコイルを備える表面コイル配置により時間的に別々に実行され、MR補助測定(MR検査に関するものではあるが、以後MR補助測定と称す)はボディコイル配置によって実行される。MR補助測定は、表面コイル配置によるMR検査よりも低い空間解像度で行なってもよいが、これら2つのMR法は同一のコントラスト特性を示さなければならない。従って、ボディコイル配置によるMR補助測定の時間は獲得方法に依存して比較的長くなる。さらに、2つのコイル配置によりカバーされる領域において、高速に次々に連続して生ずる小さな体積変化(例えばMR血管造影で生ずるような)はMR法の失敗の原因となる。なぜならば、2つの画像の間のわずかな空間的ずれによっても誤りが生ずるからである
【0006】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、上述の如き公知の方法を改良することにある。
【0007】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば上記の目的は、MR検査に加えて各MR補助検査をボディコイル配置と共に表面コイル配置によって実行し、2つのMR補助測定を互いに、及び、MR検査とは時間的に別々に実行し、2回のMR補助検査の実行中は、検査領域に作用する磁場は同一の時間変化を示し、補助値を2回のMR補助測定の実行中に獲得されるデータから得ることにより達成される。
【0008】
従って、本発明によれば、表面コイル配置によるMR検査に加えて、表面コイル配置による(第1の)MR補助測定と、ボディコイル配置による(第2の)MR補助測定とが実行される。この場合、検査領域に作用する磁場が2回のMR補助測定中に同一の時間変化を示すこと、すなわち、検査領域に同一のシーケンスが作用することが重要である。1回のMR検査と1回のMR補助測定とのみが必要とされるEP−B271123と比較すると、一見、より長時間要するように思われる。しかし、2回のMR補助測定がMR測定と同一のコントラスト特性を示す必要はないので、上記の目的のために非常に高速のMR法を用いることができる。さらに、MR補助測定においては低い空間解像度しか必要とされず、従って、2回のMR測定の測定時間はさらに短くなる。その上、人間の血管系をMR検査によって観察する場合にも、2つのMR補助測定によって血管が位置する領域以外の血管系の像を生成する必要がないため、問題は生じない。このため、2つのMR補助測定の間に血管系に位置的な変化が生じても、データの補正にいかなる影響も及ぼさない。
【0009】
本発明の更に別の実施例においては、重畳画像は、一方では表面コイル配置によるMR補助測定中に獲得されるMR画像データから計算され、他方ではMR検査中に獲得されるMR画像データから計算され、かかる重畳画像は表面コイル配置の位置依存性感度に同様に依存し、また、MR補助測定から獲得される重畳画像と、ボディコイル配置によるMR補助測定により獲得されるMR画像との関係から補助値が得られ、かかる補助値はMR検査から得られる重畳画像を補正するのに用いられる、というようにMR検査中に得られる画像データが補正される。
【0010】
最適な信号対雑音比を有する好ましい実施例においては、表面コイル配置の個々のコイルにより決定されるMR画像の重み付け和によって、MR重畳画像が形成される。和をとられる各MR画像のMR画像データに適用される重み係数は、2回のMR補助測定中に同一の画素に対して決定される各MR画像データ間の関係から得られる。
【0011】
本発明に係わる方法を実行する装置は
a)少なくとも1つのコイルを備える表面コイル配置と、
b)位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボディコイル配置と、
c)MR画像から補助値を得ると共に表面コイル配置及びボディコイル配置により得られるMR信号からMR画像を生成する処理手段と、
d)検査領域に作用する磁場の時間的変化とMR信号処理とを制御するプログラム可能な制御手段と、
を備え、制御手段は、MR検査と、表面コイル配置によるMR補助測定と、ボディコイル配置によるMR補助測定と、が時間的に別々に実行され、かつ、MR補助測定中に得られたデータから補助値を得るようにプログラムされ、補助データはMR検査中に獲得されれる画像データを補正するのに用いられるように構成されている。
【0012】
さらに別の実施例においては、表面コイル配置とボディコイル配置とは、MR信号をピックアップできる受信モードと、MR信号をピックアップできないデカップリングモードとで動作することが可能であり、これらのモードは、表面コイル配置が受信モードで動作する場合には、ボディコイル配置がデカップリングモードで動作するように、あるいはこの逆の状態になるように、制御手段によって制御される。
【0013】
【発明の実施の形態】
以下、図を参照しながら、本発明を詳細に説明する。
図1に示すブロックダイアグラムの参照番号1は、患者が収容される検査領域に定常均一磁場を発生する、好ましくは超伝導の磁石を示す。磁石1に必要とされる電流は構成部2により供給される。参照番号3は、勾配磁場を生成することができる勾配コイル配置を示す。勾配コイル配置3が発生する磁場は定常磁場の方向に広がり、その勾配は同一の方向もしくはその方向に対して垂直で、かつ、互いに垂直な2つの方向に広がっている。勾配コイル配置3に必要な電流は駆動回路4により供給され、電流の時間変化は制御部5により制御される。制御部5は適切にプログラムされたプロセッサにより実現できる。
【0014】
スピン系のラーモア周波数のパルス発振を発生できるRFジェネレータ6も備えられている。送信・受信切替部7は、ボディコイル配置9を受信部8もしくはRFジェネレータ6に選択的に接続する。通常の円筒形ボディコイル配置はMR検査中、患者を所定の長さにわたって取り囲み、十分均一なRF磁場を患者の体内に形成する。また、多数の表面コイルを有する表面コイル配置も備えられている。
【0015】
構成部6〜10は制御部5によって制御される。送信モードでは送信・受信切替部7は図中に示す位置にあり、RFジェネレータ6により生成される発振波は、検査領域にRF磁場を発生するボディコイル配置9に付与される。表面コイル配置は送信モードでは作動せず、例えば表面コイル配置の各コイルは送信モードでは非同調とされている。
【0016】
送信・受信切替部7が制御部5により他方に切り替えられると、MRコイル配置9は、検査領域に発生するMR信号を受信することができる。送受信コイルとして機能するボディコイル配置の代わりに、送信モード用及び受信モード用に、それぞれ別のコイルを設けてもよい。この場合、受信モード用に設けられるボディコイル配置もまた空間的に少なくともほぼ一定の感度を有することが重要である。
【0017】
受信部8は、表面コイル配置の各コイル及びボディコイル配置の個々のコイルに対応するチャネルを備えている。このチャネルでは、対応するコイルによって受信されたMR信号が増幅され、低周波領域に周波数変換され、ディジタル化され、更に、ディジタル化されたMR信号から各MR画像が再構築され得る。受信・処理部8において生成されたMR画像はモニタ11に表示することができる。
【0018】
コイル配置9及び10のいずれか一方のみが作動する。MR信号がボディコイル配置9によって受信される場合には、表面コイル配置10は制御部5によって非同調とされ、表面コイル配置10によって受信される場合には、ボディコイル配置9が非同調とされる。これらのコイル配置はこのように互いに誘導的に非結合とされている。
【0019】
図2は例えば鳥籠型とすることができるコイル配置9のスペース内の位置を、数個(本実施例では4個)の独立した表面コイル101〜104からなる表面コイル配置と共に示す。4つの表面コイル101〜104は、患者の周囲に巻かれる柔軟支持材(図示されていない)上に配設されてもよい。コイルは支持材上に所定の領域が重なり合うように配設されており、これにより表面コイル間の適切なデカップリングが実現されている。しかしながら、一方の表面コイル配置10、すなわちコイル101〜104と、他方のボディコイル配置9との間のデカップリングを実現することはできない。
【0020】
上述の如く、表面コイル101〜104は位置的に不均一な感度を有している。すなわち、検査対象12の中心部に生ずるMR信号が生成するコイル電流は、検査対象12の表面に生ずる同じ強度のMR信号が生成するコイル電流とは異なる。このような感度変化を補償するため、MR検査に加えて、ボディコイル配置9により第1のMR補助測定が実行され、また、表面コイル配置10により第2のMR補助測定が実行される。以後詳細に述べる如く、MR検査中に獲得されたMRデータは、これらの2回の補助測定から得られる補助値によって補正される。
【0021】
図3はMR検査を実行することができるEPI型のシーケンスを示す。図3の最初の線図はこのシーケンスにおけるRFパルスの時間変化を示す。この線図において、90°RFパルスに続いてリフォーカシング180°パルスが現れている。これらのRFパルスはいずれもスライス選択パルスである。すなわち、これらは図3の2番目の線図に示す勾配磁場Gs を伴っている。この勾配磁場は1つのスライスのみでの核磁化に影響を及ぼす。
【0022】
検査領域に生ずるMR信号は、図3の3番目の線図に示す時間的変動を有する交流読み込み勾配Gr に同期して読み込まれる。読み出し勾配は短時間では正の一定値を有し、そして、この値と等しい大きさの負の一定値までランプ状に変化し、その後、正の値に戻るなどの変化をする。フェーズ・エンコーディング勾配Gp (図3の4番目の線図)は、勾配読み出し値が正から負あるいは負から正に変化する毎に現れる。
【0023】
r 及びGp のかかる時間変化によって、読み込み勾配Gr の方向に伸びる、k空間の互いに平行な多数のオフセット線が走査されることになる。1本の線が走査される毎に(すなわち、読み込み勾配が一定値になる毎に)、エコーの形で生ずるMR信号が読み出されて、図3の5番目の線図に示されるように処理される。
【0024】
図3に示すEPIシーケンスの代わりに、他の任意の、おそらくはより長いシーケンスによってMR検査を行うこともできる。
MR検査中に表面コイル配置により検出されるMR信号は受信・処理部8により処理され、装置10の一部である各表面コイルに対するMR画像が生成される。これら高解像度のMR画像の各画素に対して決定される位置依存性画像値を、以後、Hi と表す。ただし、添字iはMR画像が表面コイル101〜104のいずれによって検出されたかを示す。検査対象12が完全に等方的な特性を有しているとしても、コイル感度の位置依存性のため、このように生成された値は対応する画素の位置に依存する。
【0025】
このため、表面コイル配置の感度の位置依存性を決定するために、事前もしくは事後に2回のMR補助測定を行う。感度は位置に対して比較的緩やかに変化するだけなので、低い空間分解能(例えば、32x32)で十分である。
この方法ではMRエコーの数はわずかしか必要とされない。従って、シングル・シーケンス(シングル・ショット・EPI)を用いることで十分である。シングル・シーケンスは原則的には、図3を参照して説明した典型的なシーケンスに対して、シーケンスを繰り返す必要がないという点のみが相違している。シーケンスの継続時間は例えば45msである。このシーケンスは、MR検査中と同じスライス、あるいは、それに隣接したスライスでの核磁化を励起する。
【0026】
このようなMR補助測定は一方では表面コイル配置10により実行され、他方ではボディコイル配置9により実行される。受信・処理部8は、表面コイル配置10により生成されるMR信号からMR画像を生成する。この低解像度のMR画像の画素の画像値をLi と表す。ただし、iは各表面コイルを示す。ボディコイル配置により生成された(やはり低解像度の)MR画像の画像値をBと表す。
【0027】
MR検査により獲得されたMR画像データを補正する第1の方法によれば、表面コイル配置によってMR補助測定中に獲得されたMR画像の各画素に対して、MR重畳画像の画素値L’が次式によって計算される。
【0028】
【数1】
Figure 0003676853
【0029】
すなわちL’は、表面コイル配置の各コイルにより各画素に付与される画像値Li の二乗和の平方根である。画像値L’から構成される低い解像度を有するMR重畳画像は、その原画像であるMR画像と同様に位置依存性を有している。
同様に、各コイルからの高解像度MR画像に対応するMR画像値Hi から、高解像度MR重畳画像の画像値H’が次式によって計算される。
【0030】
【数2】
Figure 0003676853
【0031】
画像値L’及びH’は表面コイル配置の位置依存性感度に関する補正がなされていないにも関わらず、小さな画像値の影響(すなわち、画像値は雑音の影響を比較的強く受け易い)は、表面コイル配置の各コイルにより与えられる画像値Li 及びHi の二乗和をとることにより低減されている。
画像の補正は、式(1)によって計算される値L’と、ボディコイル配置によるMR補助測定により生成されるMR画像の画像値Bとから、次式によって計算される係数Cによって行われる。
【0032】
【数3】
Figure 0003676853
【0033】
分母の項r1 は、微弱なMR信号しか生じないか、あるいはMR信号が全く生じない検査領域内の領域に対応する画素への、雑音の影響を低減する調整パラメータである。
これらの補助値と式(2)によって計算される画像値H’とを用いて、表面コイル配置の位置依存性感度に関して補正された高解像度MR重畳画像の画像値Hは、次式によって計算される。
【0034】
【数4】
Figure 0003676853
【0035】
画像値Hから構成されるMR画像においては、表面コイルの位置的不均一性の影響はほぼ除去されているが、信号対雑音比の点においてはまだ最適ではない。
かかる観点から改良された方法は、Romer等(Magn.Reson.Med.16,192,1992)により与えられた公式の単純化に基づくものである。
【0036】
【数5】
Figure 0003676853
【0037】
式(5)において、imax は表面コイルの数を、Cは全体輝度補償を行う輝度関数すなわち位置依存性補正係数を、ai * は表面コイルiの(複素)感度分布ai の共役複素数を、それぞれ表している。位置依存係数C及びai はMR補助測定から計算される。ai については次式が成り立つ。
【0038】
【数6】
Figure 0003676853
【0039】
i はi番目の表面コイルの画像の画素に対する画像値を示し、Bはボディコイル配置により生成された同じ画素に対する画像値を示す。B* はBの共役複素数であり、r2 は2つ目の調整パラメータである。
もし、表面コイル配置が1つのコイルのみから構成され、かつ、r2 がゼロに等しいとするならば、式(6)によって計算されるこのコイルの感度a1 (コイルが1つの場合にはi=1である)はa1 =L/Bとなる。
【0040】
各画素に対応する患者の体内の領域に空気以外に水素原子は存在しないなどの理由により、Bのすべての値が雑音の影響を大きく受けるとしても、雑音の影響は調整パラメータr2 によって相殺される。従って、パラメータr2 は、体内の核磁化分布すなわちプロトン密度によりわずかなMR信号しか生じないか、あるいは、全く生じない画素においてのみ、ai への影響が現れるように選ばれるべきである。
【0041】
このように2回のMR検査により得られたMR画像から、表面コイル配置の各コイル及び各画素に対するai の値が式(6)に従って決定された後、対応する高解像度MR画像の画像値Hi は、各画素に対応するai の値が掛けられて複素的に和がとられる。こうしてMR重畳画像H’は次式により得られる。
【0042】
【数7】
Figure 0003676853
【0043】
値H’から生成されるMR画像の信号対雑音比は改善されているが、全体的に一様な輝度分布はまだ達成されていない。一様な輝度分布を得るために、式(7)と同様にして値L’が表面コイル配置によるMR補助測定により獲得されたMRデータLi から次式に従って計算される。
【0044】
【数8】
Figure 0003676853
【0045】
H’と同様に表面コイルの感度の位置的不均一性の影響を受けるL’から、輝度関数に対応する補正係数Cが次式に従って計算される。
【0046】
【数9】
Figure 0003676853
【0047】
ここで、L'*はL’の複素共役数であり、r3 は適切に選択された規律パラメータである。この結果、次式によって補正された重畳画像が得られる。
【0048】
【数10】
Figure 0003676853
【0049】
図4はMR検査及び2回のMR補助測定の実行のタイミングを示す。MR検査は、多数のシーケンスSu からなり、その時間変化が図3に示されている。すでに述べたように、MR検査の実行時間Tu は、各シーケンスSu の時間によるよりも、シーケンスの数及び連続するシーケンス間の時間間隔によって決定される。MR補助測定は表面コイル配置により行われる一方、他方ではボディコイル配置により行われ、各補助測定中にはそれぞれ只一つのシーケンスSが検査領域に作用するのみである。この結果、測定には短い時間Tm しか必要とされず、MR測定の延長時間は、基本的にはこれら2つのシーケンスの時間間隔(およそ1秒から2秒)に一致する。MR画像を生成するために全MR信号が計3回獲得されるにもかかわらず、信号の獲得に必要な時間は、MR測定のみに必要とされる時間Tu に比して極くわずかに延長されるに過ぎない。患者に対するRF負荷も極くわずかに増加するに過ぎない。なぜならば、ただ2つのシーケンス、すなわちMR検査中に比して十分少ないシーケンスのみが、2回のMR補助測定中に検査領域に作用するからである。
【0050】
シーケンスSu 及びSの順序は原則的には任意である。しかしながら、実用上の理由により、2回のMR補助測定に対して、それぞれのシーケンスは時間をおかずに実行されるべきである。
高解像度MR画像が、検査領域内の近接した多くの平行なスライスから生成されるべき場合には、これらの各スライスについて2回のMR補助測定を行うことは必要ではない。補助値a及びai は位置に対して徐々に変化するだけなので、コイル感度の変化が過大にならない領域内では同じ値を用いることができる。このために、補助値は、好ましいことに比較的厚いスライスについて行われたMR補助測定から得られるべきである。高解像度3次元MR補助測定が行われる場合にも同様のことがいえる。
【0051】
検査領域からMR画像の時間的シーケンスが獲得される場合にも、同様にMR補助測定を繰り返す必要はない。基礎となるコイルの幾何学的配置が変わらない限り、一度決定された補助値C及びai を使い続けることができるからである。このことは、異なるMRシーケンスが高解像度MR画像を生成するのに用いられる場合にもあてはまる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明が実行されるMR検査装置のブロックダイアグラムである。
【図2】ボディコイル配置と表面コイル配置とを示す図である。
【図3】MR検査中の各種信号のタイムチャートである。
【図4】MR検査とMR補助測定の実行タイミングを示す図である。
【符号の説明】
1 磁石
3 勾配コイル配置
5 制御部
6 RFジェネレータ
8 受信・処理部
9 ボディコイル配置
10 表面コイル配置
101〜104 表面コイル

Claims (2)

  1. a) 少なくとも1つのコイルを備え位置的に不均一な感度を有する表面コイル配置と、
    b) 位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボリュームコイル配置と、
    c) 前記表面コイル配置と前記ボリュームコイル配置とにより受信されたMR信号からMR画像を得ると共に、前記MR画像から補助値を得る処理手段と、
    d) 測定領域に作用する磁場の時間変化の制御と、前記MR信号の処理の制御とを行うプログラム可能な制御手段と
    を備える、MR法を実行する装置であって、
    前記制御手段は、前記表面コイル配置によるMR主測定と、前記表面コイル配置によるMR補助測定と、前記ボリュームコイル配置によるMR補助測定と、が時間的に別々に実行されるように、かつ、前記処理手段が前記表面コイルMR補助測定及びボリュームコイルMR補助測定中に獲得されたデータから補助値を得るようにプログラムされ、前記補助値は前記MR主測定中に獲得された画像データ(Hi)を補正するために用いられることを特徴とする装置。
  2. 前記表面コイル配置及び前記ボリュームコイル配置は、前記表面コイル配置及び前記ボリュームコイル配置がMR信号をピックアップしうる受信モードと前記表面コイル配置及び前記ボリュームコイル配置がMR信号をピックアップ不可能なデカップリングモードとで動作しえ、前記2つのモードは前記表面コイル配置が前記受信モードで動作している場合には前記ボリュームコイル配置は前記デカップリングモードで動作するように、また、その逆に動作するように前記制御手段により制御されることを特徴とする請求項記載の装置。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0803738B1 (de) * 1996-04-24 2003-04-02 Philips Corporate Intellectual Property GmbH Bild-Synthese-Verfahren zur Erzeugung eines Kombinationsbildes aus Ausgangsbildern
DE19616464A1 (de) * 1996-04-25 1997-11-06 Philips Patentverwaltung MR-Gerät mit einer Zylinderspulenanordnung und einer Oberflächenspulenanordnung
US5722410A (en) * 1996-06-14 1998-03-03 Picker International, Inc. Apparatus and method for automated determination of surface coil coordinates to correct signal inhomogeneities in magnetic resonance signals
EP0826976A3 (de) * 1996-08-28 1998-10-21 Philips Patentverwaltung GmbH MR-Anordnung mit einer Referenzspulen-Anordnung zur Rekonstruktion von MR-Bildern eines Spulen-Arrays
US6255817B1 (en) 1997-06-23 2001-07-03 Schlumberger Technology Corporation Nuclear magnetic resonance logging with azimuthal resolution
US6211677B1 (en) * 1998-05-08 2001-04-03 Picker International, Inc. Lung coil for imaging hyper-polarized gas in an MRI scanner
US6134465A (en) * 1998-06-12 2000-10-17 General Electric Company Method for reducing artifacts in MR image acquired with phased array surface coil
GB9926918D0 (en) * 1999-11-15 2000-01-12 Marconi Electronic Syst Ltd Magnetic resonance imaging
SE517425C2 (sv) * 2000-10-18 2002-06-04 Haegglunds Vehicle Ab Luftintag till ett motorfordon
DE10130071A1 (de) * 2001-06-21 2003-02-13 Philips Corp Intellectual Pty MR-Verfahren und MR-Anordnung mit Mitteln zur Korrektur von Positions- und/oder Lageänderungen von Spulen
WO2003092497A1 (fr) * 2002-04-30 2003-11-13 Hitachi Medical Corporation Dispositif d'imagerie par resonance magnetique
US7208953B2 (en) * 2003-04-24 2007-04-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. MR ductography
JP2007503239A (ja) * 2003-08-27 2007-02-22 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 磁気共鳴撮像におけるrfコイルの空間感度特性の決定
EP1685420A1 (en) * 2003-11-12 2006-08-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mri system with rf receiver coils fixed to the housing
JP4130405B2 (ja) * 2003-12-22 2008-08-06 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置
JP4647959B2 (ja) * 2004-09-10 2011-03-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Mri装置、画像均一度評価方法および画像均一度評価装置
CN101297211A (zh) * 2005-10-28 2008-10-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于进行mri的非圆柱形rf线圈
US7432707B1 (en) 2006-06-14 2008-10-07 Fonar Corporation Magnetic resonance imaging with corrected intensity inhomogeneity
US7894668B1 (en) 2006-09-28 2011-02-22 Fonar Corporation System and method for digital image intensity correction
US7492153B2 (en) * 2007-06-04 2009-02-17 General Electric Company System and method of parallel imaging with calibration to a separate coil
JP5336731B2 (ja) * 2007-12-17 2013-11-06 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
CN101498773B (zh) * 2008-01-29 2012-05-23 西门子(中国)有限公司 一种提高图像亮度均匀度的方法和装置
JP5283213B2 (ja) * 2008-05-01 2013-09-04 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US8076938B2 (en) * 2009-03-31 2011-12-13 General Electric Company System and method of parallel imaging with calibration to a virtual coil
US8687870B2 (en) 2010-07-27 2014-04-01 General Electric Company System and method for correcting inhomogeneity of spatial intensity in 3D MR image data
US8217652B2 (en) 2010-08-06 2012-07-10 Kabushiki Kaisha Toshiba Spatial intensity correction for RF shading non-uniformities in MRI
US8810242B2 (en) 2010-08-06 2014-08-19 Kabushiki Kaisha Toshiba Spatial intensity correction for RF shading non-uniformities in MRI
DE102011005445B4 (de) 2011-03-11 2014-10-09 Siemens Aktiengesellschaft Normalisierung von Magnetresonanzbilddaten bei bewegtem Tisch
WO2015003950A1 (en) * 2013-07-11 2015-01-15 Koninklijke Philips N.V. Corrected magnetic resonance imaging using coil sensitivities
JP6212442B2 (ja) 2014-06-30 2017-10-11 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴信号処理方法、磁気共鳴信号処理装置及び磁気共鳴装置並びにプログラム
JP2016022302A (ja) 2014-07-24 2016-02-08 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴信号処理方法、磁気共鳴信号処理装置及び磁気共鳴装置並びにプログラム
US10466332B2 (en) 2017-02-21 2019-11-05 General Electric Company Systems and methods for an interleaved RF coil acquisition scheme
JP7179483B2 (ja) * 2018-04-23 2022-11-29 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61115958U (ja) * 1984-12-30 1986-07-22
NL8602821A (nl) * 1986-11-07 1988-06-01 Philips Nv Werkwijze en inrichting voor het bepalen van gecorrigeerd mri oppervlaktespoelbeeld.
NL8801588A (nl) * 1988-06-22 1990-01-16 Philips Nv Werkwijze en inrichting voor het volumeselectief bepalen van een nmr-spectrum door middel van selectieve polarisatieoverdracht-pulssequenties.
US5208534A (en) * 1989-08-09 1993-05-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging system
US5001428A (en) * 1989-08-21 1991-03-19 General Electric Company Method for mapping the RF transmit and receive field in an NMR system
US5107215A (en) * 1990-06-25 1992-04-21 General Electric Rf power calibration for an nmr scanner
GB2266775B (en) * 1992-05-05 1996-01-31 Marconi Gec Ltd Magnetic resonance apparatus
JPH0731606A (ja) * 1993-07-22 1995-02-03 Shimadzu Corp 磁気共鳴断層撮影装置

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Publication number Publication date
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