JPH05192308A - 非対称なｎｍｒエコー取得とともに短いパルスシーケンスを使用する高分解能イメージング装置 - Google Patents

非対称なｎｍｒエコー取得とともに短いパルスシーケンスを使用する高分解能イメージング装置

Info

Publication number
JPH05192308A
JPH05192308A JP4107147A JP10714792A JPH05192308A JP H05192308 A JPH05192308 A JP H05192308A JP 4107147 A JP4107147 A JP 4107147A JP 10714792 A JP10714792 A JP 10714792A JP H05192308 A JPH05192308 A JP H05192308A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
nmr
data
signal
data array
array
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.)
Granted
Application number
JP4107147A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH0616757B2 (ja
Inventor
Thomas Kwok-Fah Foo
トーマス・クウォク−ファー・フー
Beth E Slayman
ベス・エレーン・スレーマン
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.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JPH05192308A publication Critical patent/JPH05192308A/ja
Publication of JPH0616757B2 publication Critical patent/JPH0616757B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime 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

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】 （修正有） 【目的】スキャン時間を増大したり画像分解能を低下さ
せることなく、再構成画像のＳＮ比を改善する。 【構成】ＮＭＲシステムで、スキャンの間に一連のスピ
ンエコー信号を取得し、これらのスピンエコー信号を使
用して画像を再構成する。エコーピークに対して非対称
にデータ取得窓を配置することによりスピンエコー信号
が部分的に取得される。画像再構成の間にホモダイン再
構成を用いて、欠けたデータを書き入れる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジング方法および装置である。更に詳しくは、本発明は
短いスキャン時間で高分解能ＮＭＲ画像を作成するため
の方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核もそれが中
に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しか
し、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周
波数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差
運動を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と
呼ぶ。
【０００３】人体組織のような物質に一様な磁界（分極
磁界Ｂｚ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数で無秩序に歳
差運動を行う。この場合、分極磁界の方向に正味磁気モ
ーメントＭが作成されるが、それに垂直な平面すなわち
横平面（ｘ−ｙ平面）内の磁気成分はランダムな方向を
向いていて相互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中に
ありラーモア周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質
すなわち組織に加えられると、正味の、揃えられたモー
メントＭｚがｘ−ｙ平面の方へ回転すなわち傾いて、正
味の横磁気モーメントＭｘｙが作成され、これはラーモ
ア周波数でｘ−ｙ平面内で歳差運動を行う。正味磁気モ
ーメントＭｚが傾けられる程度、したがって正味横磁気
モーメントＭｘｙの大きさは主として、印加される励起
磁界Ｂ1 の時間長と大きさによって決まる。
【０００４】この現象の実用的な価値は励起信号Ｂ1 の
終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単なシステムでは、励起されたスピンが受信コイ
ル内に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ0 は横磁気
モーメントＭｘｙの大きさによって決定される。放出信
号の振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に
減衰する。
【０００５】
【数３】 減衰定数１／Ｔ2 * は磁界の均一性、および「スピンス
ピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ばれるＴ2 に
よって左右される。Ｔ2 定数は完全に均一な磁界中で励
起信号Ｂ1 が除去された後にスピンの揃った歳差運動が
位相外しされる指数速度に逆比例する。後で説明するよ
うに、医用イメージングではこの特性を使って、異なる
スピンスピン緩和時間を示すスピンの入っている組織を
対照的に引き立たせる。
【０００６】ＮＭＲ信号の振幅Ａに寄与するもう一つの
重要な要素はスピン格子緩和過程と呼ばれ、これは時定
数Ｔ1 で特徴付けられる。これは正味磁気モーメントＭ
が磁気分極（ｚ）の軸に沿ったその平衡値に戻る様子を
記述するので、縦緩和過程とも呼ばれる。Ｔ1 時定数は
Ｔ2 より長く、医用で関心のある殆どの物質ではずっと
長くなる。ＮＭＲ信号を著しく劣化させることなくＮＭ
Ｒ測定を反復できる速度がＴ1 時定数で決まるので、Ｔ
1 時定数は医用イメージングで重要である。
【０００７】本発明に特に関連するＮＭＲ測定は「パル
ス式ＮＭＲ測定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定は
励起期間と信号放出期間に分けられる。このような測定
はサイクリックに行われ、ＮＭＲ測定が多数回繰り返さ
れることにより、各サイクルの間に異なるデータが累積
される。すなわち、対象の中の異なる位置で同じ測定が
行われる。非常に様々な予備励起手法が知られており、
これらの手法では大きさと継続時間が異なる１個以上の
励起パルス（Ｂ1 ）が印加される。このような励起パル
スは狭い周波数スペクトル（選択的励起パルス）をそな
えていてもよく、あるいはある範囲の共鳴周波数にわた
って横磁化Ｍｘｙを生じる広い周波数スペクトル（非選
択的励起パルス）をそなえていてもよい。
【０００８】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つがｘ、ｙ
およびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇｘ、Ｇｙ、
およびＧｚ）を用いることによって行われる。各ＮＭＲ
サイクルの間にこれらの勾配の強さを制御することによ
って、スピン励起の空間分布を制御することができ、結
果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別することがで
きる。結果として得られる一組の受信ＮＭＲ信号はディ
ジタル化され、処理される。これにより、多数の周知の
再構成手法の一つを使って画像が再構成される。
【０００９】フーリエ変換（ＦＴ）を遂行することによ
り、取得されたＮＭＲ信号から画像が再構成される。本
発明の実施例では、しばしば「スピンワープ」（ｓｐｉ
ｎ−ｗａｒｐ）と呼ばれる周知のＦＴ画像再構成手法の
一変形が用いられる。このスピンワープ手法については
フィジックス・イン・メディシン・アンド・バイオロジ
ー誌所載のダブリュー・エー・エデルシユタイン他の論
文に述べられている（”Ｓｐｉｎ Ｗａｒｐ ＮＭＲ
Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ
ｔｏ Ｈｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−Ｂｏｄｙ Ｉｍａｇｉ
ｎｇ” ｂｙＷ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ ｅｔ ａ
ｌ．， Ｐｈｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａ
ｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌ． ２５， ｐｐ． ７
５１−７５６ （１９８０））。
【００１０】スピンワープ手法ではあるパルスシーケン
スを用いる。このパルスシーケンスでは、スライス選択
磁界（Ｇｚ）が存在する状態で「選択的な」無線周波数
（ＲＦ）励起パルスを印加することにより１スライスの
スピンが励起される。たとえば二次元構成（２ＤＦＴ）
では、一つの方向に沿って位相符号化勾配（Ｇｙ）を印
加することにより、その方向に空間情報が符号化され、
次に位相符号化方向に直角な方向に読出し磁界勾配（Ｇ
ｘ）が存在する状態でスピンエコーＮＭＲ信号が取得さ
れる。ＮＭＲ信号取得の間に存在する読出し勾配によ
り、直角方向に空間情報が符号化される。代表的な２Ｄ
ＦＴパルスシーケンスでは、スキャンの間に取得される
一連のビュー（ｖｉｅｗ）で位相符号化勾配パルスＧｙ
の大きさが増分（△Ｇｙ）される。これにより一組のＮ
ＭＲデータが作成され、これから画像全体を再構成する
ことができる。
【００１１】従来のスピンワープＮＭＲデータ取得で
は、図４Ａに示すようにスピンエコーＮＭＲ信号がデー
タ取得窓の中央に配置される。通常、中央に配置された
このエコー信号が取得窓の中で１２８回または２５６回
サンプリングされる。ディジタル化されたサンプルは二
次元アレーの複素数として記憶される。この二次元アレ
ーでは、アレーの各行はディジタル化されたスピンエコ
ーＮＭＲ信号の中の一つの信号である。スキャンの間に
アレー内のすべての値が取得された後、このアレー内の
データの二次元（２Ｄ）フーリエ変換を遂行することに
より画像が再構成される。
【００１２】このＮＭＲ法には再構成画像の品質に影響
を及ぼす多数の要因がある。すなわち、信号対雑音比
（ＳＮＲ）、分解能、視野（ＦＯＶ）等である。これら
の要因はＮＭＲ信号の取得の仕方に非常に影響され、特
定のどの取得でも兼ね合いが要求される。たとえば、Ｎ
ＭＲ信号のサンプリングとディジタル化の速度（すなわ
ち受信器帯域幅）を小さくすると、取得されるＮＭＲ信
号のＳＮ比を改善することができる。しかし、この場
合、取得されるサンプル数が少ないため画像分解能が低
下するか、またはサンプリングが長時間に及ばなければ
ならないので総スキャン時間が長くなる。
【００１３】同様に、画像の最小ＦＯＶは受信器帯域幅
および読出し勾配の強さの関数である。したがって、Ｓ
Ｎ比を改善するため受信器帯域幅を小さくすると、読出
し勾配の強さを比例した量だけ小さくしない限り、画像
のＦＯＶが大きくなる。従来の二次元フーリエ変換を使
って画像を再構成するとき、取得されたＮＭＲデータの
アレーが完全でなければならない。データが欠けたり、
損なわれていると、再構成された画像にアーチファクト
が生じる。しかし、アイ・イー・イー・イー・トランザ
クションズ・オン・メディカル・イメージ誌所載のディ
・シー・ノル、ディ・ジー・ニシムラおよびエー・マコ
フスキの論文、「磁気共鳴イメージングに於けるホモダ
イン検出」（Ｄ．Ｃ．Ｎｏｌｌ，Ｄ．Ｇ．Ｎｉｓｈｉｍ
ｕｒａ ａｎｄ Ａ．Ｍａｃｏｖｓｋｉ，”Ｈｏｍｏｄ
ｙｎｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｉｎ Ｍａｇｎｅｔｉｃ
Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ”， ＩＥＥＥ
Ｔｒａｎｓ．ｏｎ Ｍｅｄ． Ｉｍａｇｅ．， Ｍａ
ｙ ９，１９９０）に開示されているように、欠けたデ
ータを計算する、すなわち書き入れるための方法が利用
できる。このホモダイン再構成手法はたとえば、スキャ
ンの間に取得されるビュー数を減らすことにより総スキ
ャン時間を短くするために使用される。ホモダイン再構
成手法は欠けたビューを書き入れるので、上質の画像を
再構成することができる。この手法は、図４Ｂに示すよ
うにデータ取得窓の中でエコーピークを量△ＴＥだけ前
方に動かすことによりパルスシーケンスエコー時間（Ｔ
Ｅ）を短縮するために使用されてきた。
【００１４】
【発明の概要】本発明は分解能が下がり、スキャン時間
が伸びるという通常の結果を生ずることなく、再構成Ｎ
ＭＲ画像のＳＮ比を改善し、最小ＦＯＶを小さくするた
めの方法および装置に関するものである。更に詳しく述
べると本発明では、複数の非対称に取得されてディジタ
ル化されたＮＭＲスピンエコー信号より成る不完全なＮ
ＭＲデータセットからＮＭＲ画像が作成され、不完全な
ＮＭＲデータセットに第一の変換を遂行することにより
完全なＮＭＲデータセットが作成され、完全なＮＭＲデ
ータセットに第二の変換を遂行することにより画像デー
タセットが作成される。読出し次元に沿ったホモダイン
再構成を第一の変換に対して使用することにより、非対
称に取得されたＮＭＲスピンエコー信号から欠けたデー
タが書き込まれ、また第二の変換は位相符号化次元に沿
ったフーリエ変換である。
【００１５】本発明の一般的な目的はスキャン時間を増
大したり画像分解能を低下させることなく、再構成画像
のＳＮ比を改善することである。ＳＮ比を改善するため
にＮＭＲスピンエコー信号を取得するために使用される
受信器の帯域幅を小さくしてもよく、また総サンプル期
間を伸ばさないようにＮＭＲスピンエコー信号の取得サ
ンプル数を少なくしてもよい。取得サンプル数を少なく
した影響を有効に相殺するためホモダイン再構成を使う
ことにより、分解能がほぼ元通りになる。
【００１６】本発明のもう一つの一般的な目的は読出し
勾配方向の再構成画像の最小ＦＯＶを改善することであ
る。どのＮＭＲシステムでも可能な最小のＦＯＶは通
常、ＮＭＲスピンエコー信号の取得の間に印加される読
出し勾配の最大強さにより制限される。しかし、受信器
の帯域幅を小さくすると、同じＦＯＶを維持するために
必要な読出し勾配の強さも小さくなる。したがって、本
発明を実施することにより、受信器の帯域幅を小さく
し、読出し勾配の強さを維持すれば、帯域幅の縮小に比
例した量だけ読出し勾配方向のＦＯＶを小さくすること
ができる。
【００１７】本発明の更にもう一つの目的は、それから
高分解能画像を再構成できるＮＭＲデータの取得速度の
向上である。通常のスピンエコーパルスシーケンスに適
用すると、スピンエコーイメージングで通常予測される
同一の総スキャン時間で、より高い分解能およびより高
いＳＮＲ画像を作成することができる。本発明とともに
勾配エコーイメージングを用いれば、スキャン時間を更
に短縮することができる。
【００１８】本発明のもう一つの目的はＴ2 * 減衰が画
像品質に及ぼす影響を小さくすることである。本発明を
使用するサンプルの数を少なくすることにより、データ
取得窓が短縮され、エコー信号にはその取得の間に著し
いＴ2 * 減衰が生じることはない。これにより、Ｔ2 の
値が短い組織および人間の手首、指、足首、眼のような
磁気の影響を受けやすい領域の高分解能検査から得られ
る画像の品質が向上する。
【００１９】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照する
が、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施例
を図示している。しかし、このような実施例は必ずしも
本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範囲
の解釈に当たっては請求範囲を参照しなければならな
い。
【００２０】
【実施例の記載】図１は本発明を含み、ゼネラルエレク
トリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏ
ｍｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標
名で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成
要素をブロック図形式で示したものである。システム全
体の動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ４０００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータ１００にはインタフェース１０２が含
まれており、これを介して複数のコンピュータ周辺装置
および他のＮＭＲシステム構成要素が主コンピュータ１
０１に結合されている。コンピュータ周辺装置の中には
磁気テープ駆動装置１０４があり、主コンピュータ１０
１の指示のもとにこれを使って患者のデータおよび画像
データをテープに保管することができる。処理した患者
データは画像ディスク記憶装置１１０に格納してもよ
い。取得したＮＭＲデータの予備処理と画像再構成のた
めアレープロセッサ１０６が使用される。画像プロセッ
サ１０８の機能は拡大、画像比較、グレースケール調
整、実時間データディスプレイのような対話型画像ディ
スプレイ操作を可能にすることである。コンピュータシ
ステム１００にはディスクデータ記憶システム１１２を
使用するなまの（すなわち画像構成前の）ＮＭＲデータ
を記憶するための手段も含まれている。操作卓１１６も
インタフェース１０２を介して主コンピュータ１０１に
結合されており、これにより操作者は患者の検査に関連
するデータ、ならびに較正、スキャンの開始および終了
のようなＮＭＲシステムの正しい動作に必要な付加的な
データを入力する手段を得る。操作卓はディスクまたは
磁気テープに記憶された画像をディスプレイするために
も使用される。
【００２１】コンピュータシステム１００はシステム制
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。蓄積プログラムの指示のもと
で、コンピュータ１００は熟練した当業者には周知の方
法でイーサネット（Ｅｔｈｅｒｎｅｔ）回線網のような
直列通信回線網１０３によつてシステム制御器１１８と
通信する。システム制御器１１８には、パルス制御モジ
ュール（ＰＣＭ）１２０、無線周波数トランシーバ１２
２、ステータス制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、およ
び全体を１２６で表した電源のような数個のサブシステ
ムが含まれている。ＰＣＭ１２０はプログラム制御のも
とに主コンピュータ１０１が発生する制御信号を使っ
て、勾配コイル励起を制御するディジタル波形ならびに
ＲＦ励起パルスを変調するためトランシーバ１２２で使
用されるＲＦエンベロープ波形を発生する。勾配波形は
Ｇｘ増幅器１３０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅
器１３４で構成される勾配増幅システム１２８に印加さ
れる。各増幅器１３０、１３２、１３４は磁石アセンブ
リ１４６の一部であるアセンブリ１３６の中の対応する
勾配コイルを励起するために使用される。付勢される
と、勾配コイルは磁界勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを発生
する。
【００２２】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形および制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ
搬送波の変調およびモード制御のために使用する。送信
モードでは、送信器はＲＦ電力増幅器１２３に無線周波
数信号を供給する。次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁
石アセンブリ１４６の中にあるＲＦコイル１３８を励磁
する。患者の中の励起されたスピンが放射するＮＭＲ信
号が送信に使用されるのと同じＲＦコイルまたは異なる
ＲＦコイルによって検知される。信号はトランシーバ１
２２の受信部で検出、増幅、復調、フィルタリング、お
よびディジタル化される。処理された信号はインタフェ
ース１０２とトランシーバ１２２を結合する専用の片方
向、高速ディジタルリンク１０５によって主コンピュー
タ１０１に送られる。
【００２３】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）８０８６のような１６ビットのマイクロプロセ
ッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者台の位置および可
動の患者位置合わせ用扇状光ビーム（図示しない）の位
置に関する情報を取得するための手段が含まれている。
主コンピュータ１０１はこの情報を使って画像ディスプ
レイおよび再構成パラメータを修正する。ＳＣＭ１２４
は患者輸送調心システムの作動のような機能の開始も行
う。
【００２４】勾配コイルアセンブリ１３６およびＲＦ送
受信コイル１３８は分極磁界を作成するために使用され
る磁石の中孔の中に取り付けられる。磁石は患者位置合
わせシステム１４８、シム（ｓｈｉｍ）コイル電源１４
０、および主磁石電源１４２を含む主磁石アセンブリの
一部を構成する。主電源１４２を用いて、磁石の生じる
分極磁界を適切な動作強度である１．５テスラとした
後、主電源１４２を切り離す。
【００２５】外部発生源からの干渉を最小限にするた
め、磁石、勾配コイルアセンブリ、ＲＦ送受信コイル、
および患者取り扱い装置を含むＮＭＲシステム構成要素
は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入れられてい
る。シールドは一般に部屋全体を囲む銅またはアルミニ
ウムの遮蔽網によって行われる。遮蔽網はシステムの発
生するＲＦ信号を封じ込める役目を果たすとともに、室
外で発生したＲＦ信号からシステムを遮蔽する。
【００２６】特に図１および２に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界を発生する構成要素およびコイル１３
８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する構成
要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわち搬
送波の周波数は周波数シンセサイザ２００が作成する。
周波数シンセサイザ２００は主コンピュータ１０１から
通信リンク１０３を介して一組みのデイジタル信号を受
ける。これらのディジタル信号は出力２０１に生じなけ
ればならない周波数を１ヘルツの分解能で示す。この命
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加される。変調
器２０２では線２０３を介して受けた信号に応じてＲＦ
搬送波が周波数変調および振幅変調を受ける。結果のＲ
Ｆ励起信号はＰＣＭ１２０から線２０４を介して受けた
制御信号に応じてターンオンおよびターンオフされる。
線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルスの大きさは
送信減衰回路２０６によって減衰される。送信減衰回路
２０６は主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を
介してディジタル信号を受ける。減衰されたＲＦ励起パ
ルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動する電力増幅器１
２３に印加される。
【００２７】やはり図１および図２に示すように、被検
体の中の励起されたスピンが生じるＮＭＲ信号は受信コ
イル１３８Ｂによってピックアップされ、受信器２０７
の入力に印加される。受信器２０７はＮＭＲ信号を増幅
する。次に、これは主コンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたディジタル減衰信号によって定まる
量だけ減衰される。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線
２０８を介して与えられる信号によってターンオンおよ
びターンオフする。これにより、遂行している特定の取
得が必要とする期間だけＮＭＲ信号が取得される。
【００２８】受信されたＮＭＲ信号が直角検出器２０９
によって復調されることにより、二つの信号ＩおよびＱ
が作成される。この二つの信号はエリアシング防止（ａ
ｎｔｉ−ａｌｉａｓｉｎｇ）フィルタ２１６および２１
７を介して、まとめて２１８と表されている一対のアナ
ログーディジタル変換器に結合されている。直角検出器
２０９はまた第二の周波数シンセサイザ２１０からＲＦ
基準信号を受ける。これを用いて、直角検出器２０９は
送信ＲＦ搬送波と同相であるＮＭＲ信号の成分（Ｉ信
号）の振幅および送信ＲＦ搬送波と直角であるＮＭＲ信
号の成分（Ｑ信号）の振幅を検知する。
【００２９】受信したＮＭＲ信号のＩ成分およびＱ成分
は制御線２０８’の信号により決められたサンプリング
速度でＡ／Ｄ変換器２１８によって継続的にサンプリン
グされ、ディジタル化される。通常、各ＮＭＲ信号に対
して１２８個または２５６個の複素ディジタル数（すな
わちＩおよびＱの値）の組が取得され、これらのディジ
タル数は直列リンク１０５を介して主コンピュータ１０
１に伝えられる。
【００３０】Ａ／Ｄ変換器２１８はパルス制御モジュー
ル１２０からの一連のパルスを伝える制御線２０８’に
より駆動される。このパルス流のタイミングにより、い
つＮＭＲ信号を取得しディジタル化するかが決定され
る。また、そのパルス速度により、サンプル速度が決定
される。また、パルス数により、データ取得窓の間に取
得されるサンプル数が決定される。これから説明するよ
うに、取得しようとするＮＭＲスピンエコー信号の作成
に対するデータ取得窓の制御は本発明の重要な側面であ
る。
【００３１】図１のＮＭＲシステムは一連のパルスシー
ケンスを遂行することにより、画像を再構成するのに充
分なＮＭＲデータを収集する。このようなパルスシーケ
ンスの一つが図３に示されている。このシーケンスで
は、ｚ軸勾配パルス３０１が存在する状態での９０°選
択性ＲＦ励起パルス３００およびそれに対応する位相戻
しパルス３０２の印加によりスライス選択が行われる。
時間ＴＥ1 ／２後に、もう一つのｚ軸勾配パルス３０４
が存在する状態で、１８０°選択性ＲＦ励起パルス３０
３が印加されることにより、時間ＴＥ1 に横磁化が再集
束され、ＮＭＲスピンエコー信号３０５が作成される。
ＮＭＲスピンエコー信号３０５は上記のようにデータ取
得窓３０８の間にサンプリングされ、ディジタル化され
る。
【００３２】ＮＭＲ信号３０５を位置符号化するため、
ＮＭＲ信号３０５の取得の間にｘ軸読出し勾配パルス３
０６が印加される。読出し勾配パルス３０６により、Ｎ
ＭＲ信号３０５が周知の方法で周波数符号化される。更
に、位相符号化勾配パルス３０７によりＮＭＲ信号３０
５がｙ軸に沿って位置符号化される。位相符号化勾配パ
ルス３０７は各パルスシーケンスの間、一つの強さを有
しており、これは通常、スキャン全体の間に、２５６個
の離散的な強さ（−１２８から＋１２８まで）にわたっ
て階段状に増分される。その結果、スキャンの間に取得
される２５６個のＮＭＲエコー信号３０５の各々が独自
に位相符号化される。
【００３３】勿論、各位相符号化パルスに対するパルス
シーケンスを１回以上繰り返し、取得したＮＭＲ信号を
ある方法で組み合わせることにより、信号対雑音比を改
善し、磁界の不規則を相殺するのが通常のやり方であ
る。以下の説明では、このような手法を使ってＮＭＲデ
ータセットを取得できるものとする。従来の代表的なＮ
ＭＲシステムでは、ＮＭＲエコー信号３０５がエコーピ
ークの各々の側で対称にサンプリングされるようにデー
タ取得窓３０８がＮＭＲエコー信号３０５と揃えられ
る。これは図４Ａに示されている。このような対称なス
ピンエコー信号が取得されると、ＮＭＲデータは図４Ｃ
に示すように二つのアレー３１０および３１１の形式で
データディスク１１２（図１）に記憶される。アレー３
１０には同相の大きさの値Ｉが入っており、アレー３１
１には直角位相の値Ｑが入っている。これらのアレー３
１０および３１１は共同してＮＭＲ画像データセットを
形成する。このＮＭＲ画像データセットは取得された画
像を当業者が「ｋ空間」と呼ぶ空間で定義する。両方の
アレーとも取得されたデータで完全に充たされる。たと
えば、２５６行のデータで、各行に２５６個のサンプル
が入る。
【００３４】このｋ空間ＮＭＲデータセットを実空間
（すなわちデカルト座標）に変換するため、Ｉアレー３
１０およびＱアレー３１１に対して２段フーリエ変換が
行われる。変換はまず、アレー３１０および３１１の水
平な行である読出し方向に行われる。これにより、二つ
のアレー３１２および３１３が作成される。アレー３１
２は同相データを収容しており、Ｉ’と表される。アレ
ー３１３は直角位相データを収容しており、Ｑ’と表さ
れる。Ｉ’アレー３１２およびＱ’アレー３１３は取得
された画像を当業者が「ハイブリッド空間」と呼ぶ空間
で定義する。
【００３５】第二のフーリエ変換がアレー３１２および
３１３の垂直な列である位相符号化方向に行われる。こ
れにより、二つのアレー３１４および３１５が作成され
る。アレー３１４は変換された同相値を収容しており、
Ｉ”と表される。アレー３１５は直角位相値を収容して
おり、Ｑ”と表される。アレー３１４および３１５は取
得された画像を実空間で定義するデータセットであり、
その要素を使って、次式により画像アレー３１６の中の
強度値が計算される。
【００３６】
【数４】Ｉｍxy＝［（Ｉxy″）2 ＋（Ｑxy″）2 ］1/2 画像アレー３１６の要素は主操作卓１１６（図１）に写
像されて、ＣＲＴ画面にディスプレイされる。本発明を
実施する際、ＮＭＲエコー信号３０５は非対称に取得さ
れる。これは図５に示されている。図５では、ＮＭＲス
ピンエコー信号３０５の１６０サンプルが取得される。
取得は非対称であり、エコーピークの前に２６サンプル
が取得され、エコーピークの後に１３４サンプルが取得
される。図３に示すように、これはエコー時間ＴＥに対
してデータ取得窓を右に移すことにより行われる。再構
成された画像の実効分解能はエコーピークの後に取得さ
れるサンプル数によって左右される。分解能で２５６サ
ンプルの取得と同等の画像は本発明を用いると１６０サ
ンプルで得られることがわかった。分解能を犠牲にでき
る状況では、サンプル数を更に減らしてデータ取得窓を
短くできることは言うまでもない。更に、５１２サンプ
ルの分解能と同等の画像は本発明を用いると取得された
２８６個のデータサンプルで得ることができる。これは
２５６データサンプルの対称エコー取得でデータサンプ
ル数を１０％だけ増やすだけで、画素分解能が２倍の画
像を得ることができるということを意味する。
【００３７】特に図５に示すように、非対称取得された
各ＮＭＲエコー信号３０５がＮＭＲデータセット３２０
の１行に記憶される。前に説明したように、実際には別
々のＩとＱの値が記憶されるが、説明をわかりやすくす
るため図５には単一のデータアレー３２０だけが示され
ている。完全なスキャンは２５６ビューで構成されるの
で、ＮＭＲデータセット３２０の垂直、すなわち位相符
号化次元はｋｙ＝−１２８からｋｙ＝１２８まで伸び
る。しかし、ＮＭＲデータセット３２０の水平次元は取
得された１６０サンプルよりずっと大きい。サンプルＮ
ＭＲエコー信号３０５は各行の６０％だけを充たし、残
りの４０％は０で充たされる。ＮＭＲデータセット３２
０は水平、すなわち読出し勾配次元でｋｘ＝−１２８か
らｋｘ＝１２８まで伸びる。サンプリングされたＮＭＲ
スピンエコー信号３０５がｋｘ＝−２６からｋｘ＝１２
８まで伸びることにより、破線３２１の右側がＮＭＲデ
ータセット３２０で充たされる。破線３２１の左側の要
素は０で充たされる。
【００３８】ホモダイン再構成手法を使って画像を再構
成するためにＮＭＲデータセット３２０が用いられる。
これは、コンピュータ１０１（図１）によって実行さ
れ、図６に示されるプログラムの指示のもとに行われ
る。再構成プロセスの第一のステップはＮＭＲデータセ
ット３２０（Ｇｋ）から別個の二つのデータセット（Ｇ
L ）および（ＧH ）を作成することである。これはＮＭ
Ｒデータセット３２０の各行に次の低周波窓関数ＷL を
乗算することにより行われる。
【００３９】
【数５】 ＷL ＝（１＋ｅ(k-k1 )/T ）-1−（１＋ｅ(k+k1 )/T ）-1 但し、Ｔ＝本実施例では４ ｋ1 ＝本実施例では１８ ｋ＝読出し次元（ｋx ）に沿って窓が設けられた値の位
置、本例ではｋ＝−１２８から１２８ プロセスブロック３５０に示すように、ＮＭＲデータセ
ット３２０（０を入れた点を含む）の各行の２５６個の
値に窓関数ＷL の値が乗算される。これにより、別個の
アレーＧL が作成される。
【００４０】ＧL ＝ＷL ・ＧK 同様に、プロセスブロック３５１に示すように、ＮＭＲ
データセット３２０の各値ＧK にも次式のように高周波
窓ＷH が乗算される。 ＧH ＝ＷH ・ＧK 但し、
【００４１】
【数６】 ＷH ＝２−（１＋ｅ(k-k1 )/T ）-1−（１＋ｅ(k+k1 )/T ）-1 Ｔ＝４ ｋ1 ＝１８ ｋ＝読出し次元（ｋx ）に沿って窓が設けられた値の位
置、本例ではｋ＝−１２８から１２８ 次に、プロセスブロック３５２および３５３に示すよう
に、２５６×２５６要素のデータアレーＧL およびＧH
がそれぞれ別個にフーリエ変換される。これらは２ＤＦ
Ｔ再構成で通常行われる水平の行方向に沿った複素フー
リエ変換である。二つの別個の、２５６×２５６要素の
アレーｇH およびｇL が得られる。フーリエ変換プロセ
スのエルミート対称性により、ＮＭＲデータセット３２
０の０が入った部分に変換プロセスにより書込みが行わ
れ、アレーｇH の変換後のデータは完全であり、画像作
成に充分である。しかし、画像に存在する空間に依存す
る位相シフトは補正しなければならない。変換されたデ
ータアレーｇL のデータには、この補正を行うのに必要
な低周波位相情報が含まれている。これは、空間に依存
する位相シフトには主として低周波変動があり、位相シ
フトがデータアレーｇL の位相で近似できるという仮定
に基いている。したがって、プロセスの次のステップは
プロセスブロック３５４に示すようにアレー要素ｇH の
位相を補正することである。これは多数のやり方で行う
ことができるが、これは本質において変換後のアレーｇ
H の中の各複素要素の位相（φH ）が変換後のアレーｇ
L の中の対応する要素の位相（φL ）だけ変えられるプ
ロセスである。本実施例では、これは次式のように行わ
れる。
【００４２】ｆx ＝ｇH ・｜ｇL ｜／ｇL 但し、ｆx はハイブリッド空間のＮＭＲ画像データを表
す２５６×２５６要素のアレー（ｆ）内の各要素の複素
値である。図６のプロセスブロック３５５に示すよう
に、次のステップは列すなわち位相符号化方向にハイブ
リッド空間アレーｆをフーリエ変換することである。こ
れは通常の２ＤＦＴ再構成で行われるような複素フーリ
エ変換である。これにより、図４Ｃのアレー３１４およ
び３１５に対応する二つの、２５６×２５６要素のデー
タアレーが作成される。したがって、最終ステップは図
６のプロセスブロック３５６および上記の式に示すよう
に通常のやり方で画像アレー３１６を作成することであ
る。
【００４３】本発明を用いることにより多数の利点が得
られる。本実施例では、受信器の帯域幅を±１６kHz か
ら±８kHz に削減することにより、取得されるＮＭＲス
ピンエコー信号３０５の信号対雑音比（ＳＮ比）が改善
される。これはサンプル速度および読出し勾配振幅を５
０％だけ小さくすることにより達成される。従来技術の
システムでは、これによりデータ取得窓の継続時間が２
倍になるので、スキャン時間が長くなり、また、より長
い取得窓の間のＴ2 * の減衰の影響によりアーチファク
トが増加する。しかし、本発明の非対称なスピンエコー
信号取得技術を用いることにより、取得窓の長さは同じ
のままであるが、サンプル数は４０％だけ削減されて１
６０サンプルとなる。これにより分解能が４０％低下す
ることはない。何故なら、本発明によれば２５６画素の
画像を１６０サンプルから再構成することができるから
である。更に、分解能を少し下げるだけで、より少ない
データ点を取得することができる。たとえば、データサ
ンプル数を２５６から１２８に半減すれば、分解能が２
０４画素に等しい画像を得ることができる。実効分解能
が２０４と２０６の画像の差は僅かである。結果として
得られる画像のＳＮ比は受信器帯域幅の減少により改善
されるが、この改善は非対称なエコー取得によって生じ
る相関雑音の増大によりある程度相殺される。更に詳し
く述べると、受信器帯域幅を１／ｎにすることにより、
ＳＮ比が（ｎ）1/2 改善される。たとえば、帯域幅を１
／２に削減すると、これによりＳＮ比が１．４１４改善
される。しかし、本発明を用いたとき相関雑音が増大す
るので、雑音が約３０％だけ増大し、画像のＳＮ比が約
０．７７０だけ小さくなる。これらの要因をまとめる
と、画像ＳＮ比が約９％（１．４１４×０．７７０＝
１．０９０）大きくなる。
【００４４】本発明により、ＮＭＲシステムの最小視野
（ＦＯＶ：ｆｉｅｌｄ−ｏｆ−ｖｉｅｗ）を小さくする
こともできる。たとえば、図１のシステムの標準の読出
し勾配増幅器の場合、可能な最小ＦＯＶは８ｃｍであ
る。これは±１６kHz の受信器帯域幅および０．９５ガ
ウス／ｃｍの最大可能読出し勾配磁界強度を仮定してい
る。上記のように受信器帯域幅を小さくして±８kHz と
すると、同じＦＯＶを維持するため読出し勾配振幅も小
さくする。しかし、この条件下で読出し勾配がその最大
レベルに維持されれば、ＦＯＶは小さくなって４ｃｍと
なる。換言すれば、勾配電力増幅器を変更したり、より
多くの勾配電力増幅器を付加したりすることなく患者
の、関心のある４ｃｍの領域の２５６画素の画像を得る
ことができる。画像ＳＮ比に関しては、標準の８ｃｍの
ＦＯＶの画像のＳＮ比が１であれば、標準の受信器帯域
幅を使用する４ｃｍのＦＯＶの画像では画像ＳＮ比がも
との０．２５すなわち１／４となる。より小さな受信器
帯域幅および非対称なエコー取得を使うことにより、Ｓ
Ｎ比が０．２７３（０．２５×１．０９０）の画像が得
られる。したがって、予想値より良い画像ＳＮ比で（既
存の勾配ハードウェアで）ずっと高い分解能の画像を取
得することができる。これらはすべて画像分解能を低下
させたり、データ取得時間を長くすることなく達成する
ことができる。
【００４５】図７に示すように、本発明によれば画像分
解能を下げることなく総スキャン時間を短縮できること
は「高速スキャン」パルスシーケンスに適用したとき最
も明らかとなる。図７に示す高速スキャンパルスシーケ
ンスは当業者により定常状態での勾配呼返し取得（ＧＲ
ＡＳＳ：ｇｒａｄｉｅｎｔ ｒｅｃａｌｌｅｄ ａｃｑ
ｕｉｓｉｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｓｔｅａｄｙ ｓｔ
ａｔｅ）シーケンスと呼ばれるが、これを修正してＮＭ
Ｒエコー信号３６０のピークを前方向にシフトさせて、
データ取得窓３６１に対して非対称する。これは負の読
出し勾配パルス３６２を短縮することにより行われる。
勾配パルス３６２を短縮することにより、パルスシーケ
ンス全体が短縮される。更に、データ取得窓３６１の長
さが従来のＧＲＡＳＳパルスシーケンスに比べて約４０
％だけ短縮され、これによりパルスシーケンスの長さが
更に短縮されるので、総スキャン時間が短縮される。取
得されたデータは上記と同様に処理される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いるＮＭＲシステムのブロック図で
ある。
【図２】図１のＮＭＲシステムの一部を形成するトラン
シーバの電気ブロック図である。
【図３】本発明によりデータを取得するために使用され
るＮＭＲパルスシーケンスの実施例を表したグラフであ
る。
【図４】ＡおよびＢは従来技術のＮＭＲパルスシーケン
スのデータ取得窓を表したグラフであり、ＣはＡの窓で
取得されたＮＭＲデータからの通常の２ＤＦＴ画像再構
成を絵画的に表した流れ図である。
【図５】本発明の教示に従って図３のパルスシーケンス
で取得されるＮＭＲデータを使用する画像再構成を絵画
的に表したデータ配列図である。
【図６】本発明を具体化するために図１のシステムが実
行するプログラムの流れ図である。
【図７】本発明に従ってデータを取得するために使用さ
れるＮＭＲパルスシーケンスの代替実施例を表したグラ
フである。
【符号の説明】
１０８ 画像プロセッサ １２０ パルス制御モジュール １２２ トランシーバ １２３ ＲＦ増幅器 １３０ Ｇｘ増幅器 １３２ Ｇｙ増幅器 １３６ 勾配コイル １３８ ＲＦコイル １４６ 主磁石アセンブリ ２０７ 受信器 ２０９ 直角検出器 ２１６，２１７ フィルタ ２１８ アナログ−ディジタル変換器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ベス・エレーン・スレーマン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワウ ワトサ、ナンバー１、ウエスト・ノース・ アベニュー、7910番

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 分極磁界を発生する手段、 分極磁界を受けているスピンに横磁化を生じさせるＲＦ
    励起磁界を発生する励起手段、 横磁化により生じるＮＭＲ信号を検知する受信器手段、 受信器手段が検知したＮＭＲ信号を受けるように接続さ
    れたデータ取得手段であって、制御信号に応答してデー
    タ取得窓の間に一連のＮＭＲ信号サンプルを取得してデ
    ィジタル化するデータ取得手段、 第一の磁界勾配を発生して、第一の座標軸に沿ったスピ
    ン位置を示す第一の位相成分をＮＭＲ信号に与える第一
    の勾配手段、 第二の磁界勾配を発生して、第二の座標軸に沿ったスピ
    ン位置を示す第二の位相成分をＮＭＲ信号に与える第二
    の勾配手段、 励起手段と第一および第二の勾配手段とデータ取得手段
    とに結合されて、一連のパルスシーケンスから成るスキ
    ャンを行わせるように動作するパルス制御手段であっ
    て、上記の一連のパルスシーケンスでは第二の磁界勾配
    を一連の離散値に順次変えて、対応する一連のＮＭＲス
    ピンエコー信号を発生させ、各ＮＭＲスピンエコー信号
    が発生されている間に第一の磁界勾配を発生させ、また
    ＮＭＲスピンエコー信号のピークに対して非対称にデー
    タ取得窓をそろえる制御信号をデータ取得手段に対して
    発生することにより各ＮＭＲスピンエコー信号を取得し
    てＮＭＲデータセットを形成させるパルス制御手段、 ＮＭＲデータアレーの対応する行の一部として上記の取
    得されたＮＭＲデータセットの各ＮＭＲスピンエコー信
    号を記憶し、（ａ）ＮＭＲデータアレーの各行の残りの
    部分に０を入れ、（ｂ）ＮＭＲデータアレーの各行のホ
    モダイン補正フーリエ変換を行うことによりハイブリッ
    ド空間ＮＭＲデータアレーを作成し、（ｃ）ハイブリッ
    ド空間ＮＭＲデータアレーの各列についてフーリエ変換
    を行うことにより実空間ＮＭＲデータアレーを作成し、
    （ｄ）実空間ＮＭＲデータアレーから画像アレーを作成
    することにより画像を再構成するプロセッサ手段を含む
    ことを特徴とするＮＭＲ装置。
  2. 【請求項２】 上記のホモダイン補正フーリエ変換を行
    うことが、 （ｉ）ＮＭＲデータアレーの各行のデータに低周波窓関
    数ＷL を乗算することによりデータアレーＧL を作成
    し、 （ｉｉ）ＮＭＲデータアレーの各行のデータに高周波窓
    関数ＷH を乗算することによりデータアレーＧH を作成
    し、 （ｉｉｉ）データアレーＧL およびデータアレーＧH の
    各行をフーリエ変換し、そして （ｉｖ）データアレーＧH の中の値の位相をデータアレ
    ーＧL の中の対応する値により示される位相で補正する
    ことによりデータアレーＧH からハイブリッド空間ＮＭ
    Ｒデータアレーを作成することよりなる請求項１記載の
    ＮＭＲ装置。
  3. 【請求項３】 窓関数ＷL が 【数１】 ＷL ＝（１＋ｅ(k-k1 )/T ）-1−（１＋ｅ(k+k1 )/T ）-1 と定義され、Ｔは定数、ｋ1 は定数、ｋは乗算されるデ
    ータのＮＭＲデータアレーの行に沿った位置であり、 窓関数ＷH が 【数２】 ＷH ＝２−（１＋ｅ(k-k1 )/T ）-1−（１＋ｅ(k+k1 )/T ）-1 と定義される請求項２記載のＮＭＲ装置。
JP4107147A 1991-05-01 1992-04-27 非対称なｎｍｒエコー取得とともに短いパルスシーケンスを使用する高分解能イメージング装置 Expired - Lifetime JPH0616757B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US693895 1991-05-01
US07/693,895 US5168227A (en) 1991-05-01 1991-05-01 High resolution imaging using short te and tr pulse sequences with asymmetric nmr echo acquisition

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH05192308A true JPH05192308A (ja) 1993-08-03
JPH0616757B2 JPH0616757B2 (ja) 1994-03-09

Family

ID=24786565

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP4107147A Expired - Lifetime JPH0616757B2 (ja) 1991-05-01 1992-04-27 非対称なｎｍｒエコー取得とともに短いパルスシーケンスを使用する高分解能イメージング装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5168227A (ja)
EP (1) EP0511872A3 (ja)
JP (1) JPH0616757B2 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006149565A (ja) * 2004-11-26 2006-06-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒ画像生成方法、ｍｒｉ装置、およびその方法をコンピュータに実行させるプログラム
JP2006149564A (ja) * 2004-11-26 2006-06-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置およびｍｒｉ装置の画質改善方法
JP2007289686A (ja) * 2006-04-20 2007-11-08 General Electric Co <Ge> 並列ｍｒイメージングと組み合わせる受信器チャンネルデータ
JP2008307228A (ja) * 2007-06-14 2008-12-25 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像生成方法、位置補正方法および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
JPH05228124A (ja) * 1992-02-26 1993-09-07 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US5291891A (en) * 1992-07-27 1994-03-08 General Electric Company Monitoring body functions using fast NMR pulse sequences
US5785042A (en) * 1995-02-14 1998-07-28 Duke University Magnetic resonance imaging method providing for correction of striation artifacts
DE19511835C2 (de) * 1995-03-30 1999-05-12 Siemens Ag Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät mit vorgegebener, zeitlich konstanter Inhomogenität in einer Raumrichtung und Vorrichtung zur Ausführung der Pulssequenz
US5910112A (en) * 1996-11-08 1999-06-08 Northwestern University 23 NA and 39 K imaging of the heart
US6332088B1 (en) * 1998-11-12 2001-12-18 Toshiba America Mri, Inc. Method and apparatus for imaging instruments during interventional MRI using asymmetric spin echo sequences
US6393313B1 (en) 2000-08-23 2002-05-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Producing a phase contrast MR image from a partial Fourier data acquisition
US20030220558A1 (en) * 2002-05-22 2003-11-27 Reed Busse Automatic field of view optimization for maximization of resolution and elimination of aliasing artifact
US7176683B2 (en) * 2005-05-06 2007-02-13 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Iterative decomposition of water and fat with echo asymmetry and least square estimation
US8970217B1 (en) 2010-04-14 2015-03-03 Hypres, Inc. System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging
BR112015023972A2 (pt) 2013-04-19 2017-07-18 Halliburton Energy Services Inc sistemas e métodos de controle de intervalo inter eco de ressonância magnética nuclear (nmr)

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61272644A (ja) * 1985-05-29 1986-12-02 Yokogawa Electric Corp 核磁気共鳴撮像装置
US4851779A (en) * 1987-08-14 1989-07-25 Picker International, Inc. Three dimensional volume imaging with conjugate symmetrization
US4837513A (en) * 1988-04-14 1989-06-06 The Regents Of The University Of California MRI using asymmetric RF nutation pulses and asymmetric synthesis of complex conjugated SE data to reduce TE and T2 decay NMR spin echo responses
IL86570A (en) * 1988-05-31 1991-07-18 Elscint Ltd Reduction of truncation caused artifacts

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006149565A (ja) * 2004-11-26 2006-06-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒ画像生成方法、ｍｒｉ装置、およびその方法をコンピュータに実行させるプログラム
JP2006149564A (ja) * 2004-11-26 2006-06-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置およびｍｒｉ装置の画質改善方法
JP4699744B2 (ja) * 2004-11-26 2011-06-15 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装置およびｍｒｉ装置の画質改善方法
JP4717422B2 (ja) * 2004-11-26 2011-07-06 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 Ｍｒ画像生成方法、ｍｒｉ装置、およびその方法をコンピュータに実行させるプログラム
JP2007289686A (ja) * 2006-04-20 2007-11-08 General Electric Co <Ge> 並列ｍｒイメージングと組み合わせる受信器チャンネルデータ
JP2008307228A (ja) * 2007-06-14 2008-12-25 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 画像生成方法、位置補正方法および磁気共鳴イメージング装置

Also Published As

Publication number Publication date
US5168227A (en) 1992-12-01
EP0511872A2 (en) 1992-11-04
EP0511872A3 (en) 1993-03-10
JPH0616757B2 (ja) 1994-03-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5151656A (en) Correction of nmr data acquired by an echo-planar technique
US4937526A (en) Adaptive method for reducing motion and flow artifacts in NMR images
US6078176A (en) Fast spin echo pulse sequence for diffusion weighted imaging
US5122747A (en) Spiral three-dimensional fourier transform NMR scan
US5770943A (en) Method for measuring and compensating for spatially and temporally varying magnetic fields induced by eddy currents
JP3524159B2 (ja) Ｍｒｉシステムでのプレスキャン
JP2529529B2 (ja) Ｎｍｒシステム及び別々に収集された１組のｎｍｒ信号から像を発生する方法
US6265873B1 (en) Non-CPMG fast spin echo MRI method
JP4395516B2 (ja) 脂肪抑制を用いる血管の等方性画像形成
US5170122A (en) NMR imaging using flow compensated SSFP pulse sequences
JPH0420618B2 (ja)
JPH0620448B2 (ja) Ｎｍｒ装置を動作させる方法と装置
US20120271583A1 (en) System and method for retrospective correction of high order eddy-current-induced distortion in diffusion-weighted echo planar imaging
JP3445300B2 (ja) 高速スピンエコーｎｍｒパルス系列での勾配モーメントナリング法
US6242916B1 (en) Partial fourier acquistion of MR data over a limited field of view and image reconstruction
US4986272A (en) NMR imaging with variable repetition
US5237273A (en) Interleaved acquisition of multi-slice NMR data
JPH0693887B2 (ja) 複素数差処理をした磁気共鳴血管造影図の位相補正
US5168227A (en) High resolution imaging using short te and tr pulse sequences with asymmetric nmr echo acquisition
US4968935A (en) Selective rephasing of NMR signals to suppress motion artifacts
JPH0618568B2 (ja) Ｎｍｒスキャナ用のｒｆ電力較正法
US6380738B1 (en) Method and apparatus for reducing image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system
US6329821B1 (en) Method and apparatus to compensate for image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system
JPH11104110A (ja) マクスウェル項に関連する誤差を補償する方法
US5291891A (en) Monitoring body functions using fast NMR pulse sequences

Legal Events

Date Code Title Description
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 19941122

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090309

Year of fee payment: 15

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090309

Year of fee payment: 15

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100309

Year of fee payment: 16

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100309

Year of fee payment: 16

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110309

Year of fee payment: 17

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120309

Year of fee payment: 18

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120309

Year of fee payment: 18

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130309

Year of fee payment: 19

EXPY Cancellation because of completion of term
FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130309

Year of fee payment: 19