JPH06343622A - 核磁気共鳴撮影方法 - Google Patents
核磁気共鳴撮影方法Info
- Publication number
- JPH06343622A JPH06343622A JP5134317A JP13431793A JPH06343622A JP H06343622 A JPH06343622 A JP H06343622A JP 5134317 A JP5134317 A JP 5134317A JP 13431793 A JP13431793 A JP 13431793A JP H06343622 A JPH06343622 A JP H06343622A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- slice
- image
- time
- magnetic resonance
- nuclear magnetic
- 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
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 脳機能計測に適したマルチスライスＮＭＲ画
像取得方法を提供する。 【構成】 ｍ枚の画像を連続してｎ回取得するさい、第
j（j<m-1）薄片の第i（1<i<n）枚目のデータ４２を時間
ｔ(j、i)に取得し、第j薄片の（i+1）枚目のデータ４５
を時間ｔ(j、i+1)、(ｔ(j、i)＜ｔ(j、i+1)）に取得し、少
なくとも該２つのデータから再構成した画像５２、５５
から時間ｔi、(ｔ(j、i)＜ｔi＜ｔ(j、i+1)）での第j薄片
の画像６１を補間で得て、第（j+1）薄片のi（1<i<n）
枚目のデータ４３を時間ｔ(j+1、i)、(ｔ(j+1、i)＜ｔi）
に取得し、第（j+1）薄片の（i+1）枚目のデータ４６を
時間ｔ(j+1、i+1)、(ｔi＜ｔ(j+1、i+1)）に取得し、少な
くとも該２つのデータから構成した画像５３、５６から
時間ｔiでの第（j+1）薄片の画像６２を補間で得て、こ
れらを同一時間ｔiでのマルチ薄片画像として表示す
る。 【効果】 各薄片（スライス）での撮影タイミングを実
質的に同一にできる。
像取得方法を提供する。 【構成】 ｍ枚の画像を連続してｎ回取得するさい、第
j（j<m-1）薄片の第i（1<i<n）枚目のデータ４２を時間
ｔ(j、i)に取得し、第j薄片の（i+1）枚目のデータ４５
を時間ｔ(j、i+1)、(ｔ(j、i)＜ｔ(j、i+1)）に取得し、少
なくとも該２つのデータから再構成した画像５２、５５
から時間ｔi、(ｔ(j、i)＜ｔi＜ｔ(j、i+1)）での第j薄片
の画像６１を補間で得て、第（j+1）薄片のi（1<i<n）
枚目のデータ４３を時間ｔ(j+1、i)、(ｔ(j+1、i)＜ｔi）
に取得し、第（j+1）薄片の（i+1）枚目のデータ４６を
時間ｔ(j+1、i+1)、(ｔi＜ｔ(j+1、i+1)）に取得し、少な
くとも該２つのデータから構成した画像５３、５６から
時間ｔiでの第（j+1）薄片の画像６２を補間で得て、こ
れらを同一時間ｔiでのマルチ薄片画像として表示す
る。 【効果】 各薄片（スライス）での撮影タイミングを実
質的に同一にできる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測
定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁
気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関する。
からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測
定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁
気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】現在、臨床で普及しているＭＲＩでは、
被検体の主たる構成物質であるプロトンを利用した形態
情報が得られる。一方、最近ＭＲＩの超高速撮影法など
を使って、人の脳機能が測定され始めた。この測定では
人体を刺激する方法として、光や音などを用い、刺激に
対する脳の反応をＭＲＩ画像として時系列に捕らえる。
脳機能を計測する際、２次元画像だけではなく３次元画
像が表示できれば脳のすべての部分を描出できる。簡便
に３次元情報を得るにはマルチスライス撮影法がある。
これは、異なるスライス面を時系列に撮影する方法であ
る。図２はマルチスライス撮影における従来技術の説明
図である。図２（ａ）に示したように３次元空間１をｍ
スライスに分けて計測する。図２（ｂ）はマルチスライ
ス用データ取得の典型的なタイムチャートである。撮影
は第１スライス４１’から始まり、第ｊスライス４
２’、第（ｊ＋１）スライス４３’のように各スライス
ごとに時系列に行われ、第ｍスライス４７’までがすべ
て終了すると、再び第１スライス４１’に戻る。ｍ個の
スライスで、第ｉ枚目のある時間における、マルチスラ
イス画像２が構成される。次に第（ｉ＋１）枚目のある
時間におけるマルチスライス画像３が取得される。第１
スライス４１’の画像データは４１、４４であり画像５
１、５４が、第ｊスライス４２’の画像データは４２、
４５であり画像５２、５５が、第（ｊ＋１）スライス４
３’の画像データは４３、４６であり画像５３、５６が
それぞれ得られる。画像データ４１から４６は、例えば
高速グラディエントエコー法やエコープレナー法で取得
される。
被検体の主たる構成物質であるプロトンを利用した形態
情報が得られる。一方、最近ＭＲＩの超高速撮影法など
を使って、人の脳機能が測定され始めた。この測定では
人体を刺激する方法として、光や音などを用い、刺激に
対する脳の反応をＭＲＩ画像として時系列に捕らえる。
脳機能を計測する際、２次元画像だけではなく３次元画
像が表示できれば脳のすべての部分を描出できる。簡便
に３次元情報を得るにはマルチスライス撮影法がある。
これは、異なるスライス面を時系列に撮影する方法であ
る。図２はマルチスライス撮影における従来技術の説明
図である。図２（ａ）に示したように３次元空間１をｍ
スライスに分けて計測する。図２（ｂ）はマルチスライ
ス用データ取得の典型的なタイムチャートである。撮影
は第１スライス４１’から始まり、第ｊスライス４
２’、第（ｊ＋１）スライス４３’のように各スライス
ごとに時系列に行われ、第ｍスライス４７’までがすべ
て終了すると、再び第１スライス４１’に戻る。ｍ個の
スライスで、第ｉ枚目のある時間における、マルチスラ
イス画像２が構成される。次に第（ｉ＋１）枚目のある
時間におけるマルチスライス画像３が取得される。第１
スライス４１’の画像データは４１、４４であり画像５
１、５４が、第ｊスライス４２’の画像データは４２、
４５であり画像５２、５５が、第（ｊ＋１）スライス４
３’の画像データは４３、４６であり画像５３、５６が
それぞれ得られる。画像データ４１から４６は、例えば
高速グラディエントエコー法やエコープレナー法で取得
される。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】現在、一般的な脳の局
所血流量は１〜５秒程度での変化として捕らえられてい
る。一方、画質が優れる高速撮影法（例えば高速グラデ
ィエントエコー法）は、一般に撮影時間が１スライスあ
たり１から２０秒程度であり、必ずしも機能計測に十分
な高速性は無い。図２に示す撮影法において、例えば８
断面のマルチスライス撮影（ｍ＝８）を行うと、全断面
を撮影するのに、すなわち画像５１と画像５４の時間間
隔が８から１６０秒程度となる。従って各スライス例え
ば隣接スライスの画像５２と５３間では１から２０秒撮
影タイミングが異なり、スライス間で異なる時間の脳機
能情報を検出してしまうことになる。同様の問題は、エ
コープレナー法などの超高速撮影法でも生じる。超高速
撮影では一般に撮影時間が１スライスあたり０．１から
３秒程度であり、高速撮影法に比べより短時間で撮影で
きるが、この撮影法で例えば８断面のマルチスライス撮
影を行うと、全断面を撮影するのに０．８から２４秒程
度が必要になる。従って高速撮影法と同様に、各スライ
スでの撮影タイミングが異なり、スライス間で異なる時
間の脳機能情報を検出してしまうことになる。本発明の
目的は、各スライスでの撮影タイミングが実質的に同一
であり、スライス間で同一時間での脳機能を計測するこ
とのできるマルチスライスＭＲ画像取得方法を提供する
ことにある。
所血流量は１〜５秒程度での変化として捕らえられてい
る。一方、画質が優れる高速撮影法（例えば高速グラデ
ィエントエコー法）は、一般に撮影時間が１スライスあ
たり１から２０秒程度であり、必ずしも機能計測に十分
な高速性は無い。図２に示す撮影法において、例えば８
断面のマルチスライス撮影（ｍ＝８）を行うと、全断面
を撮影するのに、すなわち画像５１と画像５４の時間間
隔が８から１６０秒程度となる。従って各スライス例え
ば隣接スライスの画像５２と５３間では１から２０秒撮
影タイミングが異なり、スライス間で異なる時間の脳機
能情報を検出してしまうことになる。同様の問題は、エ
コープレナー法などの超高速撮影法でも生じる。超高速
撮影では一般に撮影時間が１スライスあたり０．１から
３秒程度であり、高速撮影法に比べより短時間で撮影で
きるが、この撮影法で例えば８断面のマルチスライス撮
影を行うと、全断面を撮影するのに０．８から２４秒程
度が必要になる。従って高速撮影法と同様に、各スライ
スでの撮影タイミングが異なり、スライス間で異なる時
間の脳機能情報を検出してしまうことになる。本発明の
目的は、各スライスでの撮影タイミングが実質的に同一
であり、スライス間で同一時間での脳機能を計測するこ
とのできるマルチスライスＭＲ画像取得方法を提供する
ことにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明の原理を図１を使
って説明する。被検体が発するＮＭＲ信号から、信号の
位相情報と周波数情報を使って、少なくともｍ枚（ｍは
正の整数）のマルチスライスＮＭＲ画像を連続してｎ
（ｎは正の整数）回取得する核磁気共鳴撮影方法におい
て、第ｊ（ｊは、ｊ＜ｍ−１である正の整数）スライス
の第ｉ（ｉは、１＜ｉ＜ｎである正の整数）枚目の画像
データ４２を時間ｔ（ｊ、ｉ）に取得し、第ｊスライス
の（ｉ＋１）枚目の画像データ４５を時間ｔ（ｊ、ｉ＋
１）、（ｔ（ｊ、ｉ）＜ｔ（ｊ、ｉ＋１））に取得し、
少なくとも該２つのデータから再構成した２枚の画像５
２、５５を使って時間ｔi、（ｔ（ｊ、ｉ）＜ｔi＜ｔ
（ｊ、ｉ＋１））における第ｊスライスの画像６１を補
間して得て、第（ｊ＋１）スライスのｉ（ｉは、１＜ｉ
＜ｎである正の整数）枚目の画像データ４３を時間ｔ
（ｊ＋１、ｉ）、（ｔ（ｊ＋１、ｉ）＜ｔi）に取得
し、第（ｊ＋１）スライスの（ｉ＋１）枚目の画像デー
タ４６を時間ｔ（ｊ＋１、ｉ＋１）、（ｔi＜ｔ（ｊ＋
１、ｉ＋１））に取得し、少なくとも該２つのデータか
ら構成した２枚の画像５３、５６から時間ｔiにおける
第（ｊ＋１）スライスの画像６２を補間して得て、これ
らを同一時間ｔiにおけるマルチスライス画像として表
示する。
って説明する。被検体が発するＮＭＲ信号から、信号の
位相情報と周波数情報を使って、少なくともｍ枚（ｍは
正の整数）のマルチスライスＮＭＲ画像を連続してｎ
（ｎは正の整数）回取得する核磁気共鳴撮影方法におい
て、第ｊ（ｊは、ｊ＜ｍ−１である正の整数）スライス
の第ｉ（ｉは、１＜ｉ＜ｎである正の整数）枚目の画像
データ４２を時間ｔ（ｊ、ｉ）に取得し、第ｊスライス
の（ｉ＋１）枚目の画像データ４５を時間ｔ（ｊ、ｉ＋
１）、（ｔ（ｊ、ｉ）＜ｔ（ｊ、ｉ＋１））に取得し、
少なくとも該２つのデータから再構成した２枚の画像５
２、５５を使って時間ｔi、（ｔ（ｊ、ｉ）＜ｔi＜ｔ
（ｊ、ｉ＋１））における第ｊスライスの画像６１を補
間して得て、第（ｊ＋１）スライスのｉ（ｉは、１＜ｉ
＜ｎである正の整数）枚目の画像データ４３を時間ｔ
（ｊ＋１、ｉ）、（ｔ（ｊ＋１、ｉ）＜ｔi）に取得
し、第（ｊ＋１）スライスの（ｉ＋１）枚目の画像デー
タ４６を時間ｔ（ｊ＋１、ｉ＋１）、（ｔi＜ｔ（ｊ＋
１、ｉ＋１））に取得し、少なくとも該２つのデータか
ら構成した２枚の画像５３、５６から時間ｔiにおける
第（ｊ＋１）スライスの画像６２を補間して得て、これ
らを同一時間ｔiにおけるマルチスライス画像として表
示する。
【０００５】
【作用】各スライスでの撮影タイミングが実質的に同一
になり、スライス間で時間が同一の脳機能画像を表示で
きる。
になり、スライス間で時間が同一の脳機能画像を表示で
きる。
【０００６】
【実施例】本発明の実施例を以下で説明する。撮影シー
ケンスは、グラディエントエコー型のエコープレナー法
である。周波数方向のエンコード数、位相方向のエンコ
ード数はともに６４である。Ｔ2を規定するエコー時間
ＴＥは６０ｍｓ、Ｔ1を規定する繰返し時間ＴＲは１秒
である。従って各領域の周波数方向のエンコード数は６
４、位相方向のエンコード数は２２程度である。エコー
プレナー法のデータ収集は図３のように表される。測定
の開始点６１から周波数方向にエンコードされた線６２
に従ってデータは収集され、次に６３の線に従って位相
方向のエンコードが与えられる。更に再び周波数方向に
エンコードされた線６４に従ってデータは収集される。
このようにして領域１内の位相空間の情報が取得され
る。本例では一部の周波数領域の測定は行わず、数学的
処理により外挿する方法（ハーフフーリエ法ともいう）
を使っている。画像の補間方法は、例えば２つの絶対値
画像（例えば図２の画像５２と５５）間のピクセルごと
の直線近似である。また同一スライスの連続多数画像、
例えば１０画像程度、具体的には、第ｊスライスの第ｉ
画像、ｉ＋１、ｉ＋２、…ｉ＋１０の画像を使って２
次、３次関数を使った補間も可能である。図３に示した
実施例は、エコープレナー法によるデータ取得法である
が、同様にスパイラル法を用いてもよい。この時のデー
タの割当て方法を図４に示す。スパイラル法では、デー
タの取得が位相空間内１を図中丸印で示したデータ取得
開始点６０４、６０５、６０６から、螺旋６０１、６０
２、６０３にそって螺旋状に行われる。更に他のシーケ
ンスとして通常のグラディエントエコー法やスピンエコ
ー法を使ってもよい。このときの位相空間内でのデータ
取得は図５のように表せる。データは図中丸印で示した
データ取得開始点６１０から、１列づつ順次収集され
る。本例でも、前述のように公知のハーフフーリエの撮
像シーケンスが適用できることはいうまでもない。また
本発明は、フリップアングルが小さい高速グラディエン
トエコーの撮像シーケンスにも適用できることはいうま
でもない。
ケンスは、グラディエントエコー型のエコープレナー法
である。周波数方向のエンコード数、位相方向のエンコ
ード数はともに６４である。Ｔ2を規定するエコー時間
ＴＥは６０ｍｓ、Ｔ1を規定する繰返し時間ＴＲは１秒
である。従って各領域の周波数方向のエンコード数は６
４、位相方向のエンコード数は２２程度である。エコー
プレナー法のデータ収集は図３のように表される。測定
の開始点６１から周波数方向にエンコードされた線６２
に従ってデータは収集され、次に６３の線に従って位相
方向のエンコードが与えられる。更に再び周波数方向に
エンコードされた線６４に従ってデータは収集される。
このようにして領域１内の位相空間の情報が取得され
る。本例では一部の周波数領域の測定は行わず、数学的
処理により外挿する方法（ハーフフーリエ法ともいう）
を使っている。画像の補間方法は、例えば２つの絶対値
画像（例えば図２の画像５２と５５）間のピクセルごと
の直線近似である。また同一スライスの連続多数画像、
例えば１０画像程度、具体的には、第ｊスライスの第ｉ
画像、ｉ＋１、ｉ＋２、…ｉ＋１０の画像を使って２
次、３次関数を使った補間も可能である。図３に示した
実施例は、エコープレナー法によるデータ取得法である
が、同様にスパイラル法を用いてもよい。この時のデー
タの割当て方法を図４に示す。スパイラル法では、デー
タの取得が位相空間内１を図中丸印で示したデータ取得
開始点６０４、６０５、６０６から、螺旋６０１、６０
２、６０３にそって螺旋状に行われる。更に他のシーケ
ンスとして通常のグラディエントエコー法やスピンエコ
ー法を使ってもよい。このときの位相空間内でのデータ
取得は図５のように表せる。データは図中丸印で示した
データ取得開始点６１０から、１列づつ順次収集され
る。本例でも、前述のように公知のハーフフーリエの撮
像シーケンスが適用できることはいうまでもない。また
本発明は、フリップアングルが小さい高速グラディエン
トエコーの撮像シーケンスにも適用できることはいうま
でもない。
【０００７】次に、本発明を適用する装置の全体構成を
図６に示す。被検体１０１の占める空間１０２に静磁場
を発生する磁石１０３と、該空間に傾斜磁場を発生する
ＧＣコイル１０４と該領域に高周波磁場を発生するＲＦ
プローブ１０５とこれらを制御する制御部１０６と、被
検体１０１が発するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ１
０７とプローブの信号を検出する検出部１０８と検出信
号を信号処理し画像信号に変換する信号処理部１０９
と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１１０、被
検体１０１を刺激する刺激部１１３からなる。磁石１０
３は、被検体１０１の周りに強く均一な静磁場を発生さ
せるもので、典型的な磁場強度は０．１Ｔから４．７Ｔ
である。磁石には、超伝導磁石や永久磁石が使われる。
制御部１０６で制御される高周波送信部１１１の出力
は、ＲＦコイル１０５に送られ、ＲＦコイルは周波数が
４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波磁場を発生する。傾斜
磁場発生部１１２の出力は、制御部１０６で制御され、
ＧＣコイル１０４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する。この傾斜磁場の加え方によ
り、被検体１０１に対する断層面を設定することができ
る。検出部１０８は、ＲＦコイル１０７の信号を検出す
る。検出部１０８の出力は、信号処理部１０９でフーリ
エ変換や画像再構成等の処理をされ、その後表示部１１
０で表示される。刺激部１１３は例えば非磁性体で作ら
れた光画像刺激ゴーグルや非磁性体で作られたスピーカ
ーであり、刺激用電源１１４により駆動される。典型的
な撮像シーケンスは、エコープレナーシーケンスであ
る。機能画像を得るには刺激を行った画像から、刺激を
行わない安静時の画像を減算し、この減算画像をカラー
表示などで強調してから、刺激を行わない通常の画像の
上に、重ねあわせて表示する。
図６に示す。被検体１０１の占める空間１０２に静磁場
を発生する磁石１０３と、該空間に傾斜磁場を発生する
ＧＣコイル１０４と該領域に高周波磁場を発生するＲＦ
プローブ１０５とこれらを制御する制御部１０６と、被
検体１０１が発するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ１
０７とプローブの信号を検出する検出部１０８と検出信
号を信号処理し画像信号に変換する信号処理部１０９
と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１１０、被
検体１０１を刺激する刺激部１１３からなる。磁石１０
３は、被検体１０１の周りに強く均一な静磁場を発生さ
せるもので、典型的な磁場強度は０．１Ｔから４．７Ｔ
である。磁石には、超伝導磁石や永久磁石が使われる。
制御部１０６で制御される高周波送信部１１１の出力
は、ＲＦコイル１０５に送られ、ＲＦコイルは周波数が
４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波磁場を発生する。傾斜
磁場発生部１１２の出力は、制御部１０６で制御され、
ＧＣコイル１０４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する。この傾斜磁場の加え方によ
り、被検体１０１に対する断層面を設定することができ
る。検出部１０８は、ＲＦコイル１０７の信号を検出す
る。検出部１０８の出力は、信号処理部１０９でフーリ
エ変換や画像再構成等の処理をされ、その後表示部１１
０で表示される。刺激部１１３は例えば非磁性体で作ら
れた光画像刺激ゴーグルや非磁性体で作られたスピーカ
ーであり、刺激用電源１１４により駆動される。典型的
な撮像シーケンスは、エコープレナーシーケンスであ
る。機能画像を得るには刺激を行った画像から、刺激を
行わない安静時の画像を減算し、この減算画像をカラー
表示などで強調してから、刺激を行わない通常の画像の
上に、重ねあわせて表示する。
【０００８】
【発明の効果】各スライスでの撮影タイミングが実質的
に同一になり、スライス間で時間が同一の脳機能画像を
表示できる。
に同一になり、スライス間で時間が同一の脳機能画像を
表示できる。
【図１】本発明の原理を説明するための図。
【図２】（ａ）はマルチスライス撮影における従来技術
の説明図、（ｂ）は従来技術のマルチスライスデータ取
得の典型的なタイムチャートを示す図。
の説明図、（ｂ）は従来技術のマルチスライスデータ取
得の典型的なタイムチャートを示す図。
【図３】本発明による、エコープレーナ法でのデータ取
得を説明する図。
得を説明する図。
【図４】本発明による、スパイラル法でのデータ取得を
説明する図。
説明する図。
【図５】本発明による、その他の方法でのデータ取得を
説明する図。
説明する図。
【図６】本発明が適用される装置の全体構成を示す図。
１…位相空間、２、３…マルチスライス画像、４１’…
第１スライス、４２’…第ｊスライス、４３’…第（ｊ
＋１）スライス、４７’…第ｍスライス、４１〜４６…
画像データ、５１、５４…画像、５２、５３…隣接スラ
イスの画像、６１…測定の開始点、６２、６３、６４…
周波数方向にエンコードされた線、１０１…被検体、１
０２…空間、１０３…静磁場を発生する磁石、１０４…
傾斜磁場を発生するＧＣコイル、１０５…ＲＦプロー
ブ、１０６…制御部、１０７…ＲＦプローブ、１０８…
検出部、１０９……信号処理部、１１０…表示部、１０
１…被検体、１１３…刺激部、１１１…高周波送信部、
１１２…傾斜磁場発生部、１１４…刺激用電源。
第１スライス、４２’…第ｊスライス、４３’…第（ｊ
＋１）スライス、４７’…第ｍスライス、４１〜４６…
画像データ、５１、５４…画像、５２、５３…隣接スラ
イスの画像、６１…測定の開始点、６２、６３、６４…
周波数方向にエンコードされた線、１０１…被検体、１
０２…空間、１０３…静磁場を発生する磁石、１０４…
傾斜磁場を発生するＧＣコイル、１０５…ＲＦプロー
ブ、１０６…制御部、１０７…ＲＦプローブ、１０８…
検出部、１０９……信号処理部、１１０…表示部、１０
１…被検体、１１３…刺激部、１１１…高周波送信部、
１１２…傾斜磁場発生部、１１４…刺激用電源。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 滝口 賢治 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 小野寺 由香里 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 板垣 博幸 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内
Claims (4)
- 【請求項１】被検体が発する核磁気共鳴信号から、信号
の位相情報と周波数情報を使って、少なくともｍ枚（ｍ
は正の整数）のマルチスライス核磁気共鳴画像を連続し
てｎ（ｎは正の整数）回取得する核磁気共鳴撮影方法に
おいて、第ｊ（ｊは、ｊ＜ｍ−１である正の整数）スラ
イスの第ｉ（ｉは、１＜ｉ＜ｎである正の整数）枚目の
画像を時間ｔ（ｊ、ｉ）に取得し、第ｊスライスの（ｉ
＋１）枚目の画像を時間ｔ（ｊ、ｉ＋１）、（ｔ（ｊ、
ｉ）＜ｔ（ｊ、ｉ＋１））に取得し、少なくとも該２枚
の画像情報を使って時間ｔi、（ｔ（ｊ、ｉ）＜ｔi＜ｔ
（ｊ、ｉ＋１））における第ｊスライスの画像を補間し
て得て、第（ｊ＋１）スライスのｉ（ｉは、１＜ｉ＜ｎ
である正の整数）枚目の画像を時間ｔ（ｊ＋１、ｉ）、
（ｔ（ｊ＋１、ｉ）＜ｔi）に取得し、第（ｊ＋１）ス
ライスの（ｉ＋１）枚目の画像を時間ｔ（ｊ＋１、ｉ＋
１）、（ｔi＜ｔ（ｊ＋１、ｉ＋１））に取得し、少な
くとも該２枚の画像から時間ｔiにおける第（ｊ＋１）
スライスの画像を補間して得て、これらを同一時間のマ
ルチスライス画像として表示することを特徴とする核磁
気共鳴撮影方法。 - 【請求項２】核磁気共鳴信号の取得方法が、グラディエ
ントエコー法であることを特徴とする請求項１に記載の
核磁気共鳴撮影方法。 - 【請求項３】核磁気共鳴信号の取得方法が、エコープレ
ナー法であることを特徴とする請求項１に記載の核磁気
共鳴撮影方法。 - 【請求項４】核磁気共鳴信号の取得方法は、２枚の近接
したスライスを同時に画像化することを特徴とする請求
項１に記載の核磁気共鳴撮影方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5134317A JPH06343622A (ja) | 1993-06-04 | 1993-06-04 | 核磁気共鳴撮影方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5134317A JPH06343622A (ja) | 1993-06-04 | 1993-06-04 | 核磁気共鳴撮影方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06343622A true JPH06343622A (ja) | 1994-12-20 |
Family
ID=15125482
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5134317A Pending JPH06343622A (ja) | 1993-06-04 | 1993-06-04 | 核磁気共鳴撮影方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06343622A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005095694A (ja) * | 1996-03-26 | 2005-04-14 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｍｒｉシステム |
-
1993
- 1993-06-04 JP JP5134317A patent/JPH06343622A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005095694A (ja) * | 1996-03-26 | 2005-04-14 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｍｒｉシステム |
| JP2007260454A (ja) * | 1996-03-26 | 2007-10-11 | Wisconsin Alumni Res Found | Ｍｒｉシステム |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0117134B1 (en) | Improved blood vessel projection imaging system using nuclear magnetic resonance | |
| US4830012A (en) | High speed NMR imaging method and apparatus | |
| EP0082684B1 (en) | Blood vessel projection imaging system using nuclear magnetic resonance | |
| EP1354217B1 (en) | Mri apparatus and method for rapid scanning with depth resolution | |
| US6505064B1 (en) | Diagnostic imaging systems and methods employing temporally resolved intensity tracing | |
| US5377680A (en) | MRI cardiac image produced by temporal data sharing | |
| US4577152A (en) | Selective material projection imaging system using nuclear magnetic resonance | |
| CN103957785B (zh) | Mr电学性质断层摄影 | |
| US5435303A (en) | MRA image produced by temporal flow data sharing | |
| JPS6076654A (ja) | 多次元再構成技術を使用する高速ｎｍｒ映像化方法及びその装置 | |
| US6924643B2 (en) | Magnetic resonance imaging using direct, continuous real-time imaging for motion compensation | |
| EP1221624A2 (en) | Method and apparatus for fast breath-held 3d mr data acquisition using variable sampling | |
| US5544653A (en) | Magnetic resonance imaging method and apparatus | |
| US10132902B2 (en) | Intrinsic navigation from velocity-encoding gradients in phase-contrast MRI | |
| US4717879A (en) | Pulse sequence for NMR image acquisition | |
| JP2000157507A (ja) | 核磁気共鳴撮影装置 | |
| JP3283632B2 (ja) | 核磁気共鳴装置 | |
| JPH06343622A (ja) | 核磁気共鳴撮影方法 | |
| JPH0584231A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3702054B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JPH0788100A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| KR102257963B1 (ko) | 호흡 연동 신호의 히스토그램 누적 분포를 이용한 호흡 구간 검출 장치 | |
| JPH10179545A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| Andrew | Nuclear magnetic resonance imaging: the multiple sensitive point method | |
| JPH01274749A (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置 |