JPH07171133A - 磁気共鳴画像化方法及び装置 - Google Patents
磁気共鳴画像化方法及び装置Info
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- JPH07171133A JPH07171133A JP6208901A JP20890194A JPH07171133A JP H07171133 A JPH07171133 A JP H07171133A JP 6208901 A JP6208901 A JP 6208901A JP 20890194 A JP20890194 A JP 20890194A JP H07171133 A JPH07171133 A JP H07171133A
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
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- G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は検査されるべき対象が検査領域に関
して限定された速度で変位され、複数のシーケンスが定
常かつ均一な磁界の存在下の検査領域に作用し、該シー
ケンスの各々は少なくとも１つのＲＦパルスと、可能な
位相エンコーディング傾斜磁界とからなり、発振器信号
により他の周波数範囲に転換した後にＭＲ画像を形成す
るために用いられるそれぞれのＭＲ信号を供するＭＲ画
像化方法に関する。本発明の目的は動きのアーティファ
クトを発生させずに検査領域内に検査されるべき対象の
導入中に形成されたＭＲ画像の質を向上させることにあ
る。 【構成】 この目的は、１のシーケンスから他のシーケ
ンスへ ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 がＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様な方法で検査領域に関して検査されるべき対象
の位置に従って調整されることにより達成される。
して限定された速度で変位され、複数のシーケンスが定
常かつ均一な磁界の存在下の検査領域に作用し、該シー
ケンスの各々は少なくとも１つのＲＦパルスと、可能な
位相エンコーディング傾斜磁界とからなり、発振器信号
により他の周波数範囲に転換した後にＭＲ画像を形成す
るために用いられるそれぞれのＭＲ信号を供するＭＲ画
像化方法に関する。本発明の目的は動きのアーティファ
クトを発生させずに検査領域内に検査されるべき対象の
導入中に形成されたＭＲ画像の質を向上させることにあ
る。 【構成】 この目的は、１のシーケンスから他のシーケ
ンスへ ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 がＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様な方法で検査領域に関して検査されるべき対象
の位置に従って調整されることにより達成される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は検査されるべき対象が検
査領域に関して所定の速度で移動し、複数のシーケンス
が定常かつ均一な磁界の存在下の検査領域に作用し、該
シーケンスの各々は少なくとも１つの高周波パルスと、
可能なら位相エンコーディング傾斜磁界とからなり、発
振器信号により他の周波数範囲に変換（ｔｒａｎｓｐｏ
ｓｉｔｉｏｎ）した後に磁気共鳴画像を形成するために
用いられるそれぞれの磁気共鳴信号を供する磁気共鳴画
像化方法に関する。
査領域に関して所定の速度で移動し、複数のシーケンス
が定常かつ均一な磁界の存在下の検査領域に作用し、該
シーケンスの各々は少なくとも１つの高周波パルスと、
可能なら位相エンコーディング傾斜磁界とからなり、発
振器信号により他の周波数範囲に変換（ｔｒａｎｓｐｏ
ｓｉｔｉｏｎ）した後に磁気共鳴画像を形成するために
用いられるそれぞれの磁気共鳴信号を供する磁気共鳴画
像化方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の方法はヨーロッパ特許公開広報
ＥＰ−ＯＳ４３０３２２号から知られている。上記の知
られている方法により多くの１次元又はライン形状のＭ
Ｒ画像が運動方向に垂直に形成され、該ＭＲ画像は共に
２次元画像を構成する。この発明の方法の利点は調査画
像は検査領域中に患者を導入中に既に形成されうるとい
う点にある。この知られた方法で遭遇する問題は測定が
動きの速度に比べて同程度に速くなければならず、魅力
のない信号／ノイズ比の原因となる事である。信号／ノ
イズ比を増加させるために測定速度を減少させた場合
（即ち２つのシーケンス間の繰り返し時間を増加させた
場合）空間分解能は劣化し、動きのアーティファクトが
起きがちである。
ＥＰ−ＯＳ４３０３２２号から知られている。上記の知
られている方法により多くの１次元又はライン形状のＭ
Ｒ画像が運動方向に垂直に形成され、該ＭＲ画像は共に
２次元画像を構成する。この発明の方法の利点は調査画
像は検査領域中に患者を導入中に既に形成されうるとい
う点にある。この知られた方法で遭遇する問題は測定が
動きの速度に比べて同程度に速くなければならず、魅力
のない信号／ノイズ比の原因となる事である。信号／ノ
イズ比を増加させるために測定速度を減少させた場合
（即ち２つのシーケンス間の繰り返し時間を増加させた
場合）空間分解能は劣化し、動きのアーティファクトが
起きがちである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は良い画
質を提供し、実質的に動きのアーティファクトのない上
記方法を提供することである。
質を提供し、実質的に動きのアーティファクトのない上
記方法を提供することである。
【０００４】
【課題を解決するための手段】この目的は１のシーケン
スから他のシーケンスへ ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 がＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様に検査領域に関して検査されるべき対象の位置
に従って調整される本発明により達成される。
スから他のシーケンスへ ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 がＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様に検査領域に関して検査されるべき対象の位置
に従って調整される本発明により達成される。
【０００５】斯くして本発明によりシーケンスを制御す
るパラメータは調整され、それによりＭＲ画像内で画像
化された対象の部分は対象と同期して動く。検査される
べき対象の位置に従って選択されたパラメータはＭＲ画
像化方法に対して必要とされ、検査されるべき対象の動
きの方向内に延在する傾斜磁界のどれかに依存する： ａ） スライス選択ＲＦパルスに関連した傾斜磁界が検
査されるべき対象の動きの方向に延在する傾斜磁界から
なり、ＲＦパルスの周波数は適合されねばならない。こ
れはこのスライス選択ＲＦパルスが動きの方向に垂直に
延在するスライス内の核磁化を励起するからである。Ｒ
Ｆパルスの周波数は検査されるべき対象の位置に比例し
て変化され、それによりこの周波数は対象の所定の点内
のラーマー周波数（定常かつ均一な磁界と傾斜磁界との
重ね合わせから生ずる磁界の強さに比例する）に対応す
る場合、スライス選択ＲＦパルスにより励起されたスラ
イスは検査されるべき対象と同期して動く。
るパラメータは調整され、それによりＭＲ画像内で画像
化された対象の部分は対象と同期して動く。検査される
べき対象の位置に従って選択されたパラメータはＭＲ画
像化方法に対して必要とされ、検査されるべき対象の動
きの方向内に延在する傾斜磁界のどれかに依存する： ａ） スライス選択ＲＦパルスに関連した傾斜磁界が検
査されるべき対象の動きの方向に延在する傾斜磁界から
なり、ＲＦパルスの周波数は適合されねばならない。こ
れはこのスライス選択ＲＦパルスが動きの方向に垂直に
延在するスライス内の核磁化を励起するからである。Ｒ
Ｆパルスの周波数は検査されるべき対象の位置に比例し
て変化され、それによりこの周波数は対象の所定の点内
のラーマー周波数（定常かつ均一な磁界と傾斜磁界との
重ね合わせから生ずる磁界の強さに比例する）に対応す
る場合、スライス選択ＲＦパルスにより励起されたスラ
イスは検査されるべき対象と同期して動く。
【０００６】中心から外れた領域のＭＲ画像に対して、
ＲＦパルスのシーケンスを変化することによりそれはこ
の領域のラーマー周波数に対応することが知られてい
る。しかしながら該操作中に対象は動かされていない。
また更にアメリカ特許第５、０４２、４８５号明細書か
ら静止している患者に対し、第一に大動脈の基底とＥＣ
Ｇ信号間の相関を決定し、続いてのＭＲ励起中に大動脈
の基底に焦点を合わせた画像を得るためにＥＣＧ信号に
依存してＲＦパルスの周波数を変化させることが知られ
ている。大動脈の基底は再現可能なしかたでＥＣＧ信号
と共に周期的に動いていると仮定している。もし可能だ
としてもこの方法は一方向の動きに対してもっぱら補正
可能であり、基底と同期して動かないＭＲ画像内の領域
はアーティファクトなしには再現されえない。 ｂ） 検査されるべき対象の動きの方向に延在するいわ
ゆる読み出し傾斜磁界と呼ばれる傾斜磁界がＭＲ信号の
収集中に印加された場合そこからＲＦ信号がより低い周
波数範囲に変換される発振器信号の周波数は検査される
べき対象の位置の関数として線形に変化しなくてはなら
ず、それにより検査されるべき対象の動きから生じるＭ
Ｒ信号の周波数の変化は補正される。 ｃ） 位相エンコーディング傾斜磁界、即ちＲＦパルス
とＭＲ信号との間で作用する傾斜磁界の傾斜は検査され
るべき対象の動きの方向内に延在し、ＭＲ信号の周波数
変換に用いられる発振器信号の位相位置は動きのアーテ
ィファクトを回避する様に変化されなければならない。
位相エンコーディング傾斜磁界により引き起こされたＭ
Ｒ信号の位相位置の変化はまた検査されるべき対象の位
置に依存し、検査されるべき対象の位置の変化は位相位
置の変化により考慮に入れえる。
ＲＦパルスのシーケンスを変化することによりそれはこ
の領域のラーマー周波数に対応することが知られてい
る。しかしながら該操作中に対象は動かされていない。
また更にアメリカ特許第５、０４２、４８５号明細書か
ら静止している患者に対し、第一に大動脈の基底とＥＣ
Ｇ信号間の相関を決定し、続いてのＭＲ励起中に大動脈
の基底に焦点を合わせた画像を得るためにＥＣＧ信号に
依存してＲＦパルスの周波数を変化させることが知られ
ている。大動脈の基底は再現可能なしかたでＥＣＧ信号
と共に周期的に動いていると仮定している。もし可能だ
としてもこの方法は一方向の動きに対してもっぱら補正
可能であり、基底と同期して動かないＭＲ画像内の領域
はアーティファクトなしには再現されえない。 ｂ） 検査されるべき対象の動きの方向に延在するいわ
ゆる読み出し傾斜磁界と呼ばれる傾斜磁界がＭＲ信号の
収集中に印加された場合そこからＲＦ信号がより低い周
波数範囲に変換される発振器信号の周波数は検査される
べき対象の位置の関数として線形に変化しなくてはなら
ず、それにより検査されるべき対象の動きから生じるＭ
Ｒ信号の周波数の変化は補正される。 ｃ） 位相エンコーディング傾斜磁界、即ちＲＦパルス
とＭＲ信号との間で作用する傾斜磁界の傾斜は検査され
るべき対象の動きの方向内に延在し、ＭＲ信号の周波数
変換に用いられる発振器信号の位相位置は動きのアーテ
ィファクトを回避する様に変化されなければならない。
位相エンコーディング傾斜磁界により引き起こされたＭ
Ｒ信号の位相位置の変化はまた検査されるべき対象の位
置に依存し、検査されるべき対象の位置の変化は位相位
置の変化により考慮に入れえる。
【０００７】本発明による方法を実施するＭＲ装置は ー 検査されるべき対象を支持する支持装置と、 ー 所定の速度で支持装置を変位させる駆動手段と、 ー 均一かつ定常な磁界を発生させる磁石と、 ー 所定の周波数のＲＦパルスを発生させる手段と、 ー 傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイルシステムと、 ー 検査領域で発生され発振器信号により他の周波数範
囲へ変換されるＭＲ信号を受信する手段と、 ー 周波数変換されたＭＲ信号からＭＲ画像を形成する
手段と、 ー 駆動手段と、ＲＦパルスを発生する手段と、傾斜磁
界コイルシステムと、ＭＲ信号を受ける手段とを制御す
る制御ユニットとよりなり、１のシーケンスから他のシ
ーケンスへ支持装置の変位中に複数のシーケンスが検査
領域に作用し、 ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 はＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様な方法で検査領域に関して検査されるべき対象
の位置に従って調整される。
囲へ変換されるＭＲ信号を受信する手段と、 ー 周波数変換されたＭＲ信号からＭＲ画像を形成する
手段と、 ー 駆動手段と、ＲＦパルスを発生する手段と、傾斜磁
界コイルシステムと、ＭＲ信号を受ける手段とを制御す
る制御ユニットとよりなり、１のシーケンスから他のシ
ーケンスへ支持装置の変位中に複数のシーケンスが検査
領域に作用し、 ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 はＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様な方法で検査領域に関して検査されるべき対象
の位置に従って調整される。
【０００８】以下に図を参照して本発明を詳細に説明す
る。
る。
【０００９】
【実施例】図１は数分の１から数テスラの磁界強度の、
均一で定常な磁界を発生させる４つのコイル１からなる
システムからなる。この磁界は直交座標系のｚ方向（図
１の水平方向）に延在する。コイル１はｚ軸に関して同
軸的に配置され、中心がいわゆる同心を形成する球面２
上に設けられる。検査されるべき患者２０はこれらのコ
イル内のテーブルトップ８上に置かれる。テーブルトッ
プ８はモーター駆動手段８１によりｚ方向、すなわち患
者の長手方向、に変位しうる。
均一で定常な磁界を発生させる４つのコイル１からなる
システムからなる。この磁界は直交座標系のｚ方向（図
１の水平方向）に延在する。コイル１はｚ軸に関して同
軸的に配置され、中心がいわゆる同心を形成する球面２
上に設けられる。検査されるべき患者２０はこれらのコ
イル内のテーブルトップ８上に置かれる。テーブルトッ
プ８はモーター駆動手段８１によりｚ方向、すなわち患
者の長手方向、に変位しうる。
【００１０】好ましくは球面２上に配置された４つのコ
イル３は、ｚ方向に延在し、この方向に線形に変化する
磁界Ｇｚを生成するために設けられる。ｚ方向に延在す
るが、その傾斜はｘ方向に延在する傾斜磁界Ｇx （すな
わち、強度が一方向に線形に変化する磁界）を発生する
４つのコイル７も配置される。ｚ方向に延在し、ｙ方向
に傾斜を有する傾斜磁界Ｇy はコイル７と同一の形状を
有するが、それに対して空間的に９０度回転させた、４
つのコイル５によって生成される。図１にはこれらの４
つのコイルのうち２つのみが示されている。
イル３は、ｚ方向に延在し、この方向に線形に変化する
磁界Ｇｚを生成するために設けられる。ｚ方向に延在す
るが、その傾斜はｘ方向に延在する傾斜磁界Ｇx （すな
わち、強度が一方向に線形に変化する磁界）を発生する
４つのコイル７も配置される。ｚ方向に延在し、ｙ方向
に傾斜を有する傾斜磁界Ｇy はコイル７と同一の形状を
有するが、それに対して空間的に９０度回転させた、４
つのコイル５によって生成される。図１にはこれらの４
つのコイルのうち２つのみが示されている。
【００１１】傾斜磁界を発生させるために３つのコイル
３、５、７の各々が球面２に関して対称形に配置されて
いるため、同時に該直交ｘ−ｙ−ｚ座標系の原点でもあ
る球の中心（又は同心の中心）の磁界強度はコイル１の
定常的で均一な磁界によってもっぱら決定される。更に
またＲＦコイル１１は座標系のｚ＝０の平面に関して配
置され、該コイルは定常的で均一な磁界に垂直に（すな
わちｚ方向に垂直に）延在する本質的に均一なＲＦ磁界
を生成するために設けられる。ＲＦコイル１１は各ＲＦ
パルスの間ＲＦ発生器からのＲＦ変調電流を受信する。
シーケンスに続いてＲＦコイル１１（又は別のＲＦ受信
コイル）は検査領域中に生成したスピン共鳴信号を受信
するために供される。
３、５、７の各々が球面２に関して対称形に配置されて
いるため、同時に該直交ｘ−ｙ−ｚ座標系の原点でもあ
る球の中心（又は同心の中心）の磁界強度はコイル１の
定常的で均一な磁界によってもっぱら決定される。更に
またＲＦコイル１１は座標系のｚ＝０の平面に関して配
置され、該コイルは定常的で均一な磁界に垂直に（すな
わちｚ方向に垂直に）延在する本質的に均一なＲＦ磁界
を生成するために設けられる。ＲＦコイル１１は各ＲＦ
パルスの間ＲＦ発生器からのＲＦ変調電流を受信する。
シーケンスに続いてＲＦコイル１１（又は別のＲＦ受信
コイル）は検査領域中に生成したスピン共鳴信号を受信
するために供される。
【００１２】本発明による方法によりモーター駆動装置
８１はコイル１、３、５、７又は同心の中心により画成
される検査領域に関してテーブルトップ８、故に患者２
０を変位させる。この変位中に正確に決められた速度
（好ましくは一定の速度）で、複数のシーケンスが連続
的に検査領域に作用される。図２にこれらのシーケンス
の一つ中の種々の信号の時間位置を示す。第一のライン
はＲＦパルスＲＦの時間位置を示し、この例では各シー
ケンスは１つのみのＲＦパルスを含むと仮定している。
このＲＦパルスの周波数ｆは一般的に球２（図１の）の
中心のラーマー周波数に対応し、以下の関係に従う： ｆ＝γ．Ｂ ここでｆはＲＦパルス又はラーマー周波数であり、Ｂは
コイル１により発生された均一で定常な磁界内の磁束密
度であり、γはいわゆる核磁気回転比（約４２ＭＨｚ／
Ｔ）である。
８１はコイル１、３、５、７又は同心の中心により画成
される検査領域に関してテーブルトップ８、故に患者２
０を変位させる。この変位中に正確に決められた速度
（好ましくは一定の速度）で、複数のシーケンスが連続
的に検査領域に作用される。図２にこれらのシーケンス
の一つ中の種々の信号の時間位置を示す。第一のライン
はＲＦパルスＲＦの時間位置を示し、この例では各シー
ケンスは１つのみのＲＦパルスを含むと仮定している。
このＲＦパルスの周波数ｆは一般的に球２（図１の）の
中心のラーマー周波数に対応し、以下の関係に従う： ｆ＝γ．Ｂ ここでｆはＲＦパルス又はラーマー周波数であり、Ｂは
コイル１により発生された均一で定常な磁界内の磁束密
度であり、γはいわゆる核磁気回転比（約４２ＭＨｚ／
Ｔ）である。
【００１３】ＲＦパルスＲＦ中に傾斜磁界Ｇslice はス
イッチオン及びオフされ（図２の第二のライン）それに
よりこのＲＦパルスはＧslice 傾斜磁界の方向に垂直に
延在するスライス内の磁化のみを励起する。ＲＦパルス
に続き、それにより発生したＭＲ信号の読み出しの前に
傾斜磁界Ｇ p h a s e がスイッチオン及びオフされ（図
２の第三ライン）；それの時間積分は一般的に言って１
のシーケンスから他のシーケンスへ同じステップで変化
する。
イッチオン及びオフされ（図２の第二のライン）それに
よりこのＲＦパルスはＧslice 傾斜磁界の方向に垂直に
延在するスライス内の磁化のみを励起する。ＲＦパルス
に続き、それにより発生したＭＲ信号の読み出しの前に
傾斜磁界Ｇ p h a s e がスイッチオン及びオフされ（図
２の第三ライン）；それの時間積分は一般的に言って１
のシーケンスから他のシーケンスへ同じステップで変化
する。
【００１４】続いて傾斜磁界Ｇreadが作用される。この
傾斜磁界中に検査領域内に発生したＭＲ信号はＭＲ画像
を形成するのに用いられる。相互に垂直に延在する傾斜
磁界Ｇread、Ｇphase 及びＧslice を含む図２に示した
方法は２ＤＦ法として知られている。しかしながら本発
明はまたいわゆる３ＤＦ法に対しても用いられうる（こ
の場合第二の位相エンコーディング傾斜磁界がスイッチ
され；この第二の位相エンコーディング傾斜磁界は第一
の位相エンコーディング傾斜磁界及び読み出し傾斜磁界
Ｇreadに垂直に延在する）。いわゆる投影再構成法に関
しては位相エンコーディング傾斜磁界は作用されず読み
出し傾斜磁界の方向が１のシーケンスから他のシーケン
スへ変化するが、本発明ではスライス傾斜磁界Ｇslice
が動きの方向に延在する場合のみに用いられうる。
傾斜磁界中に検査領域内に発生したＭＲ信号はＭＲ画像
を形成するのに用いられる。相互に垂直に延在する傾斜
磁界Ｇread、Ｇphase 及びＧslice を含む図２に示した
方法は２ＤＦ法として知られている。しかしながら本発
明はまたいわゆる３ＤＦ法に対しても用いられうる（こ
の場合第二の位相エンコーディング傾斜磁界がスイッチ
され；この第二の位相エンコーディング傾斜磁界は第一
の位相エンコーディング傾斜磁界及び読み出し傾斜磁界
Ｇreadに垂直に延在する）。いわゆる投影再構成法に関
しては位相エンコーディング傾斜磁界は作用されず読み
出し傾斜磁界の方向が１のシーケンスから他のシーケン
スへ変化するが、本発明ではスライス傾斜磁界Ｇslice
が動きの方向に延在する場合のみに用いられうる。
【００１５】繰り返し時間ｔr 後にシーケンスは変更さ
れたパラメータにより繰り返される。ＭＲ画像内で画像
化された対象の部分が対象と同期して動くのを確実にす
るために必要なパラメータの変化を以下に４つの連続し
たシーケンスに対して示した図３を参照して詳細に説明
する。図３の第一のラインは連続した４つのブロックで
４つのシーケンスｓ1 ．．．ｓ4 を示し、時点
ｔa1．．．ｔa4はシーケンスｓ 1 ．．．ｓ4 内でＲＦパ
ルスＲＦが発生された（図２を参照）時点であり、一方
符号ｔb1．．．ｔb4は読み出し傾斜磁界Ｇreadがスイッ
チオンされる（図２の第四のライン）期間の中央を表
す。
れたパラメータにより繰り返される。ＭＲ画像内で画像
化された対象の部分が対象と同期して動くのを確実にす
るために必要なパラメータの変化を以下に４つの連続し
たシーケンスに対して示した図３を参照して詳細に説明
する。図３の第一のラインは連続した４つのブロックで
４つのシーケンスｓ1 ．．．ｓ4 を示し、時点
ｔa1．．．ｔa4はシーケンスｓ 1 ．．．ｓ4 内でＲＦパ
ルスＲＦが発生された（図２を参照）時点であり、一方
符号ｔb1．．．ｔb4は読み出し傾斜磁界Ｇreadがスイッ
チオンされる（図２の第四のライン）期間の中央を表
す。
【００１６】患者の動きの間に１のシーケンスから他の
シーケンスへと変化するべきパラメータの選択は動きの
方向に関する画像化されるべきスライスの位置に依存す
る。以下の可能性が存在する： ａ） スライスはｚ軸に垂直に延在する、即ちそれは図
１の図の面に垂直な垂直面内に位置する。この場合スラ
イス選択傾斜磁界Ｇslice は患者２０の動きの方向内に
延在するＧｚ又はＧslice と同一である。通常の２ＤＦ
法の場合このスライスは球２（図１の）の中心を通って
延在し、ＲＦパルスの周波数は球２の中心のラーマー周
波数と同一である。本発明によれば球の中心に関するス
ライスの位置は連続的に変化しなければならない。何故
ならば、このスライスは患者と同期して動くからであ
る。従ってＲＦパルスの周波数ｆRFはスライスと同心円
の中心との間の距離に従って１のシーケンスから他のシ
ーケンスへと変化されるべきであり；これは図３の第二
のライン上に誇張された形で示した。２つの連続したシ
ーケンス間の周波数変化ｄｆは以下の関係を保持する： ｄｆ＝γ．Ｇslice ．ｄｚ （１） ここでｄｚは２つの連続したシーケンス間の患者の変位
を表す。テーブルトップが一定の速度ｖで変位する場合
ｄｚは以下の式に従って計算される： ｄｚ＝ｖ．ｔr （２） ここでｖはテーブルトップが磁界が増加する方向に動く
場合は正であり、反対方向に動く場合は負であると仮定
する。 ｂ） 読み出し傾斜磁界Ｇreadはｚ方向に延在し、即ち
ｚ軸に平行に延在するスライス（水平又は垂直のスライ
ス）が励起される。読み出し傾斜磁界の方向の患者の動
きの影響を認識するために相互に時間距離ｔr 離れた２
つのシーケンスによる２つのＭＲ信号の収集が観測さ
れ；それはスピンパケットが第一のシーケンスに対して
位置ｚ1 に存在することを仮定する。スピンパケットと
球の中心のスピンパケット間の周波数の差ｆ1 は以下の
ように与えられる： ｆ1 ＝γ．Ｇread．ｚ1 （３） 同じスピンパケットに対し、それが位置ｚ1 ＋ｄｚに位
置する第二のシーケンスに対し、それは球の中心に関し
て周波数の差ｆ2 を保持し、以下のようになる ｆ2 ＝γ．Ｇread．（ｚ1 ＋ｄｚ） （４） 斯くして一方で静止している患者のスピンパケットが常
に同じ周波数で歳差運動するのに対し、変位する場合は
歳差周波数は１のシーケンスから他のシーケンスへと以
下の式に従って変化する ｄｆ＝ｆ2 ーｆ1 ＝γ．Ｇread．ｄｚ （５） それによりＭＲ信号が受信機のより低い周波数帯に変換
される周波数ｆOSZ が歳差周波数と同じだけ変化される
場合には斯くして患者の変位により引き起こされた動き
のアーティファクトは回避される。故に２つの連続した
シーケンス間で発振器周波数ｆOSZ は式（５）に従って
ｄｆにより変化されなければならない。これは図３の第
三のライン上の４つの連続したシーケンスに対して示さ
れ、ここでは動きが読み出し中に磁界強度が増加する方
向で生ずると仮定される。 ｃ） 最終的に位相エンコーディング傾斜磁界Ｇphase
はｚ軸に平行に延在する患者の水平又は垂直スライスが
検査される場合に動きの方向（即ちｚ方向）に延在す
る。位相エンコーディング傾斜磁界はスピンパケットと
球の中心との間の距離に依存するスピンパケットにより
生ずるＭＲ信号の信号成分の位相に影響する。画像フィ
ールドの動きを再び患者と同期させうるために、この場
合はそれによりＭＲ信号が受信機のより低い周波数範囲
に変換される発振器信号の位相φOSZがテーブルトップ
の変位に従って１のシーケンスから他のシーケンスへと
変化される。これは患者の変位はそれが静止している患
者内以外で位置の関数として患者内の所与のスピンパケ
ットの位相位置に対する変化を起こすという考えに基づ
く。これはＭＲ信号が対応する位相シフトされた信号と
混合されることにより補正されうる。２つの連続したシ
ーケンスに対する位相変化に対してそれは以下のように
保持される ｄφ＝２π．ｖ．ｔr ／ＦOV （６） ここでＦOVは動きの方向での画像領域の強度である。式
（６）ではＭＲ信号が受信機内で混合される発振器信号
の位相は図３の第四のライン上に示したように１のシー
ケンスから他のシーケンスへと一定の量により変化され
ねばならない事が示される。 ｄ） 最も通常の場合再構成されるべき画像は動きの方
向に関して斜めに（９０°以外の角度で）延在し、図３
に示す段階は同時に実施されねばならない（検査される
べき対象の適切な位置に従って１のシーケンスから他の
シーケンスへとｆ RF、ｆOSZ 及びφOSZ の変化）。
シーケンスへと変化するべきパラメータの選択は動きの
方向に関する画像化されるべきスライスの位置に依存す
る。以下の可能性が存在する： ａ） スライスはｚ軸に垂直に延在する、即ちそれは図
１の図の面に垂直な垂直面内に位置する。この場合スラ
イス選択傾斜磁界Ｇslice は患者２０の動きの方向内に
延在するＧｚ又はＧslice と同一である。通常の２ＤＦ
法の場合このスライスは球２（図１の）の中心を通って
延在し、ＲＦパルスの周波数は球２の中心のラーマー周
波数と同一である。本発明によれば球の中心に関するス
ライスの位置は連続的に変化しなければならない。何故
ならば、このスライスは患者と同期して動くからであ
る。従ってＲＦパルスの周波数ｆRFはスライスと同心円
の中心との間の距離に従って１のシーケンスから他のシ
ーケンスへと変化されるべきであり；これは図３の第二
のライン上に誇張された形で示した。２つの連続したシ
ーケンス間の周波数変化ｄｆは以下の関係を保持する： ｄｆ＝γ．Ｇslice ．ｄｚ （１） ここでｄｚは２つの連続したシーケンス間の患者の変位
を表す。テーブルトップが一定の速度ｖで変位する場合
ｄｚは以下の式に従って計算される： ｄｚ＝ｖ．ｔr （２） ここでｖはテーブルトップが磁界が増加する方向に動く
場合は正であり、反対方向に動く場合は負であると仮定
する。 ｂ） 読み出し傾斜磁界Ｇreadはｚ方向に延在し、即ち
ｚ軸に平行に延在するスライス（水平又は垂直のスライ
ス）が励起される。読み出し傾斜磁界の方向の患者の動
きの影響を認識するために相互に時間距離ｔr 離れた２
つのシーケンスによる２つのＭＲ信号の収集が観測さ
れ；それはスピンパケットが第一のシーケンスに対して
位置ｚ1 に存在することを仮定する。スピンパケットと
球の中心のスピンパケット間の周波数の差ｆ1 は以下の
ように与えられる： ｆ1 ＝γ．Ｇread．ｚ1 （３） 同じスピンパケットに対し、それが位置ｚ1 ＋ｄｚに位
置する第二のシーケンスに対し、それは球の中心に関し
て周波数の差ｆ2 を保持し、以下のようになる ｆ2 ＝γ．Ｇread．（ｚ1 ＋ｄｚ） （４） 斯くして一方で静止している患者のスピンパケットが常
に同じ周波数で歳差運動するのに対し、変位する場合は
歳差周波数は１のシーケンスから他のシーケンスへと以
下の式に従って変化する ｄｆ＝ｆ2 ーｆ1 ＝γ．Ｇread．ｄｚ （５） それによりＭＲ信号が受信機のより低い周波数帯に変換
される周波数ｆOSZ が歳差周波数と同じだけ変化される
場合には斯くして患者の変位により引き起こされた動き
のアーティファクトは回避される。故に２つの連続した
シーケンス間で発振器周波数ｆOSZ は式（５）に従って
ｄｆにより変化されなければならない。これは図３の第
三のライン上の４つの連続したシーケンスに対して示さ
れ、ここでは動きが読み出し中に磁界強度が増加する方
向で生ずると仮定される。 ｃ） 最終的に位相エンコーディング傾斜磁界Ｇphase
はｚ軸に平行に延在する患者の水平又は垂直スライスが
検査される場合に動きの方向（即ちｚ方向）に延在す
る。位相エンコーディング傾斜磁界はスピンパケットと
球の中心との間の距離に依存するスピンパケットにより
生ずるＭＲ信号の信号成分の位相に影響する。画像フィ
ールドの動きを再び患者と同期させうるために、この場
合はそれによりＭＲ信号が受信機のより低い周波数範囲
に変換される発振器信号の位相φOSZがテーブルトップ
の変位に従って１のシーケンスから他のシーケンスへと
変化される。これは患者の変位はそれが静止している患
者内以外で位置の関数として患者内の所与のスピンパケ
ットの位相位置に対する変化を起こすという考えに基づ
く。これはＭＲ信号が対応する位相シフトされた信号と
混合されることにより補正されうる。２つの連続したシ
ーケンスに対する位相変化に対してそれは以下のように
保持される ｄφ＝２π．ｖ．ｔr ／ＦOV （６） ここでＦOVは動きの方向での画像領域の強度である。式
（６）ではＭＲ信号が受信機内で混合される発振器信号
の位相は図３の第四のライン上に示したように１のシー
ケンスから他のシーケンスへと一定の量により変化され
ねばならない事が示される。 ｄ） 最も通常の場合再構成されるべき画像は動きの方
向に関して斜めに（９０°以外の角度で）延在し、図３
に示す段階は同時に実施されねばならない（検査される
べき対象の適切な位置に従って１のシーケンスから他の
シーケンスへとｆ RF、ｆOSZ 及びφOSZ の変化）。
【００１７】図４に本発明の方法を実施するのに適切な
磁気共鳴断層装置のブロック図を示す。周波数が制御ユ
ニット１５によりデジタル的に制御されうるＲＦ発振器
４０は励起されるべき核のラーマー周波数に対応する周
波数の発振を供給する。発振器４０の出力は変調器４３
の入力に接続される。変調器はその入力がデジタルメモ
リー４５に接続されているデジタル／アナログ変換器４
４からの変調信号を受信する。メモリー４５はそれらの
一つが各シーケンスに対して読み出されるそれぞれがデ
ジタルデータワードのシーケンスとしての多数のエンベ
ロープ信号を格納する。変調器４３はエンベロープ信号
で変調された搬送波の発振がその出力に現れる様にそれ
に印加される入力信号を処理する。混合段階の出力信号
は制御ユニット１５によりまた制御されうるスイッチン
グ装置１２に接続される出力を有する制御装置１５によ
り制御されるＲＦ出力増幅器４７へのスイッチ４６を介
して供給される。ＲＦコイル１１はスイッチング装置に
接続される。ＲＦパルスの発生中にスイッチ４６は閉
じ、スイッチング装置１２は図に示す位置にある。
磁気共鳴断層装置のブロック図を示す。周波数が制御ユ
ニット１５によりデジタル的に制御されうるＲＦ発振器
４０は励起されるべき核のラーマー周波数に対応する周
波数の発振を供給する。発振器４０の出力は変調器４３
の入力に接続される。変調器はその入力がデジタルメモ
リー４５に接続されているデジタル／アナログ変換器４
４からの変調信号を受信する。メモリー４５はそれらの
一つが各シーケンスに対して読み出されるそれぞれがデ
ジタルデータワードのシーケンスとしての多数のエンベ
ロープ信号を格納する。変調器４３はエンベロープ信号
で変調された搬送波の発振がその出力に現れる様にそれ
に印加される入力信号を処理する。混合段階の出力信号
は制御ユニット１５によりまた制御されうるスイッチン
グ装置１２に接続される出力を有する制御装置１５によ
り制御されるＲＦ出力増幅器４７へのスイッチ４６を介
して供給される。ＲＦコイル１１はスイッチング装置に
接続される。ＲＦパルスの発生中にスイッチ４６は閉
じ、スイッチング装置１２は図に示す位置にある。
【００１８】スイッチング装置は読み出し傾斜磁界Ｇ
readがスイッチオン及びオフされる時に反対の位置にあ
る。それでＲＦコイル１１はこの期間中に検査領域内で
発生するＭＲ信号を受信する。このＭＲ信号は制御装置
１５により制御され、利得が実質的にゼロになる様にそ
れを介してそれがブロックされうるスイッチング入力か
らなるＲＦ増幅器６０に印加される。増幅器の出力は２
つの掛け算混合段階６１、６２の第一の入力に接続さ
れ、その各々はそれの入力信号の積に対応した出力信号
を発生する。混合段階６１の第二の入力は位相シフター
４９の出力に接続され、該シフターは制御装置１５によ
り調整されうる量により発振器４０により供給された発
振器信号の位相をシフトする。混合段階６２の第二の入
力はその入力が位相シフター４９の出力に接続される９
０°位相シフター４８の出力に接続される。従って混合
段階６１及び６２で信号は２つの９０°位相シフトされ
た発振器周波数ｆOSZ の発振と混合される。
readがスイッチオン及びオフされる時に反対の位置にあ
る。それでＲＦコイル１１はこの期間中に検査領域内で
発生するＭＲ信号を受信する。このＭＲ信号は制御装置
１５により制御され、利得が実質的にゼロになる様にそ
れを介してそれがブロックされうるスイッチング入力か
らなるＲＦ増幅器６０に印加される。増幅器の出力は２
つの掛け算混合段階６１、６２の第一の入力に接続さ
れ、その各々はそれの入力信号の積に対応した出力信号
を発生する。混合段階６１の第二の入力は位相シフター
４９の出力に接続され、該シフターは制御装置１５によ
り調整されうる量により発振器４０により供給された発
振器信号の位相をシフトする。混合段階６２の第二の入
力はその入力が位相シフター４９の出力に接続される９
０°位相シフター４８の出力に接続される。従って混合
段階６１及び６２で信号は２つの９０°位相シフトされ
た発振器周波数ｆOSZ の発振と混合される。
【００１９】混合段階６１及び６２の出力信号は全ての
より高い周波数と同様に発振器４０から供給された周波
数を抑制し、低い周波数成分を通す低域通過フィルター
６３を介して各々のアナログ／デジタル変換器６５、６
６に印加される。これらの変換器は直交復調器を形成す
るように回路６１．．．６４のアナログ信号をデジタル
データワードに変換する。アナログ／デジタル変換器６
５及び６６とメモリー１４は制御ユニット１５により制
御されたクロックパルス発生器１６からのクロックパル
スを受け、それによりＲＦコイル１１により供給され、
低周波数範囲に変換された信号は読み出し傾斜磁界Ｇ
readの作用により決められた時間期間中のみ一連のデジ
タルデータワードに変換されうる。画像処理ユニット１
４は複数のＭＲ信号のデータワードから検査領域内の核
磁化の分布を再構成し、モニター１８上にこの分布を表
示する。更にまた、制御ユニット１５はまたテーブルト
ップの動きに対して例えはステップモーターであるモー
ター８１を制御し、それによりテーブルトップ８の位置
はいつでも正確に決定される。更にまた傾斜磁界コイル
３、５及び７（図１の）に対して時間変化が制御ユニッ
ト１５により制御されうる電流を供給する制御可能な電
流源２３、２５及び２７が供給される。
より高い周波数と同様に発振器４０から供給された周波
数を抑制し、低い周波数成分を通す低域通過フィルター
６３を介して各々のアナログ／デジタル変換器６５、６
６に印加される。これらの変換器は直交復調器を形成す
るように回路６１．．．６４のアナログ信号をデジタル
データワードに変換する。アナログ／デジタル変換器６
５及び６６とメモリー１４は制御ユニット１５により制
御されたクロックパルス発生器１６からのクロックパル
スを受け、それによりＲＦコイル１１により供給され、
低周波数範囲に変換された信号は読み出し傾斜磁界Ｇ
readの作用により決められた時間期間中のみ一連のデジ
タルデータワードに変換されうる。画像処理ユニット１
４は複数のＭＲ信号のデータワードから検査領域内の核
磁化の分布を再構成し、モニター１８上にこの分布を表
示する。更にまた、制御ユニット１５はまたテーブルト
ップの動きに対して例えはステップモーターであるモー
ター８１を制御し、それによりテーブルトップ８の位置
はいつでも正確に決定される。更にまた傾斜磁界コイル
３、５及び７（図１の）に対して時間変化が制御ユニッ
ト１５により制御されうる電流を供給する制御可能な電
流源２３、２５及び２７が供給される。
【００２０】図２のシーケンスに基づく２ＤＦ法の通常
の実施に対し、発振器周波数ｆOSZはＲＦパルスを発生
する同じ値を常に有し、該値は球２の中心のラーマー周
波数に対応する。該発振器周波数はＭＲ信号の受信にお
いても変化しない。１のシーケンスから他のシーケンス
へと変化する唯一のパラメータは位相エンコーディング
傾斜磁界のみである。
の実施に対し、発振器周波数ｆOSZはＲＦパルスを発生
する同じ値を常に有し、該値は球２の中心のラーマー周
波数に対応する。該発振器周波数はＭＲ信号の受信にお
いても変化しない。１のシーケンスから他のシーケンス
へと変化する唯一のパラメータは位相エンコーディング
傾斜磁界のみである。
【００２１】本発明により、更なるパラメータが変化さ
れる： ａ） 動きの方向に垂直に延在するスライスのＭＲ画像
は患者の導入中に形成されえ、ＲＦパルスの周波数ｆRF
は１のシーケンスから他のシーケンスへと変化されねば
ならない（図３の第二のライン）。それから制御ユニッ
ト１５は発振器４０を制御しなければならず、それによ
りそれは対応する周波数の発振を供給する。しかしなが
ら個々のシーケンス中のＲＦパルスにより発生されたＭ
Ｒ信号の受信において、発振器周波数は変化せず、即ち
それは傾斜磁界が存在しない球２（図１の）の中心のラ
ーマー周波数に対応せねばならない。 ｂ） 読み出し傾斜磁界Ｇreadが動きの方向に延在する
場合、ＲＦパルスｆRFの周波数は全てのシーケンス内で
同じままであり、それは球の中心のラーマー周波数に対
応する。しかしながらＭＲ信号が混合段階６１及び６２
内で混合された周波数ｆOSZ は１のシーケンスから他の
シーケンスへと変化されねばならない。それで発振器４
０は送信での一定の周波数とＭＲ信号を受信するために
１のシーケンスから他のシーケンスへと変化する周波数
との間を制御ユニット１５によりあちらこちらに連続的
にスイッチされねばならない。 ｃ） 位相エンコーディング傾斜磁界が動きの方向に延
在する場合に発振器周波数はＭＲ信号の受信中と同様に
ＲＦパルスの発生中全てのシーケンスに対して同じまま
でいる。しかしながら位相シフトはユニット１５により
制御される位相シフター４９により図３の最終ラインに
従って１のシーケンスから他のシーケンスへと変化され
る。
れる： ａ） 動きの方向に垂直に延在するスライスのＭＲ画像
は患者の導入中に形成されえ、ＲＦパルスの周波数ｆRF
は１のシーケンスから他のシーケンスへと変化されねば
ならない（図３の第二のライン）。それから制御ユニッ
ト１５は発振器４０を制御しなければならず、それによ
りそれは対応する周波数の発振を供給する。しかしなが
ら個々のシーケンス中のＲＦパルスにより発生されたＭ
Ｒ信号の受信において、発振器周波数は変化せず、即ち
それは傾斜磁界が存在しない球２（図１の）の中心のラ
ーマー周波数に対応せねばならない。 ｂ） 読み出し傾斜磁界Ｇreadが動きの方向に延在する
場合、ＲＦパルスｆRFの周波数は全てのシーケンス内で
同じままであり、それは球の中心のラーマー周波数に対
応する。しかしながらＭＲ信号が混合段階６１及び６２
内で混合された周波数ｆOSZ は１のシーケンスから他の
シーケンスへと変化されねばならない。それで発振器４
０は送信での一定の周波数とＭＲ信号を受信するために
１のシーケンスから他のシーケンスへと変化する周波数
との間を制御ユニット１５によりあちらこちらに連続的
にスイッチされねばならない。 ｃ） 位相エンコーディング傾斜磁界が動きの方向に延
在する場合に発振器周波数はＭＲ信号の受信中と同様に
ＲＦパルスの発生中全てのシーケンスに対して同じまま
でいる。しかしながら位相シフトはユニット１５により
制御される位相シフター４９により図３の最終ラインに
従って１のシーケンスから他のシーケンスへと変化され
る。
【００２２】図４に示す装置はＭＲ信号を直交復調器６
１．．．６４の出力に関してアナログの形で処理する。
しかしながら本発明はまたＭＲ信号の処理がより高度に
デジタル化された場合も用いられうる。同じことはまた
ＲＦ信号の発生にも応用される。ＲＦパルスの送信及び
それにより発生されたＭＲ信号の受信に対して同一のＲ
Ｆコイルが用いられると仮定してきた。しかしながら本
発明は別のＲＦコイルがＭＲ信号の受信に用いられる場
合にもまた用いられうる。このコイルは患者と共に動か
されえ、又固定して設けられうる。この場合複数の副コ
イルで構成されたコイル配列を用いるのが良い。
１．．．６４の出力に関してアナログの形で処理する。
しかしながら本発明はまたＭＲ信号の処理がより高度に
デジタル化された場合も用いられうる。同じことはまた
ＲＦ信号の発生にも応用される。ＲＦパルスの送信及び
それにより発生されたＭＲ信号の受信に対して同一のＲ
Ｆコイルが用いられると仮定してきた。しかしながら本
発明は別のＲＦコイルがＭＲ信号の受信に用いられる場
合にもまた用いられうる。このコイルは患者と共に動か
されえ、又固定して設けられうる。この場合複数の副コ
イルで構成されたコイル配列を用いるのが良い。
【図１】本発明を実施するのに適切な磁気共鳴断層装置
を示す図である。
を示す図である。
【図２】本発明の方法に適切なシーケンスを示す図であ
る。
る。
【図３】連続するシーケン中の種々のパラメータの変化
を示す図である。
を示す図である。
【図４】磁気共鳴断層装置の簡略化されたブロック図で
ある。
ある。
１、３、５、７ コイル ２ 球面 ８ テーブルトップ １１ ＲＦコイル ２０ 患者 ８１ モーター駆動手段 ＲＦ ＲＦパルス Ｇslice 、Ｇread、Ｇphase 傾斜磁界 ｔr 繰り返し時間 ｓ1 ーｓ4 シーケンス ｔa1ーｔa4、ｔb1ーｔb4 時点 ｆRF ＲＦパルス周波数 ｆOSZ 発振器周波数 φOSZ 発振器信号の位相 １２ スイッチング装置 １４ 画像処理ユニット １５ 制御ユニット １８ モニター ２３、２５、２７ 電流源 ４０ ＲＦ発振器 ４３ 変調器 ４４ アナログ／デジタル変換器 ４５ メモリー ４６ スイッチ ４７ ＲＦ出力増幅器 ４８ ９０°位相シフター ４９ 位相シフター ６０ ＲＦ増幅器 ６１、６２ 混合段階 ６３、６４ 低域通過フィルター ６５、６６ アナログ／デジタル変換器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ディートリヒ ヨアヒム カルル ホルツ ドイツ連邦共和国 22455 ハンブルク ノルトアルビンガー・ヴェーク 15
Claims (2)
- 【請求項１】 検査されるべき対象が検査領域に関して
所定の速度で移動し、複数のシーケンスが定常かつ均一
な磁界の存在下の検査領域に作用し、該シーケンスの各
々は少なくとも１つのＲＦパルスと、可能なら位相エン
コーディング傾斜磁界とからなり、発振器信号により他
の周波数範囲に変換した後にＭＲ画像を形成するのに用
いられるそれぞれのＭＲ信号を供給するＭＲ画像化方法
であって、 １のシーケンスから他のシーケンスへ ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 がＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様に検査領域に関して検査されるべき対象の位置
に従って調整されることを特徴とするＭＲ画像化方法。 - 【請求項２】ー 検査されるべき対象を支持する支持装
置と、 ー 所定の速度で支持装置を変位させる駆動手段と、 ー 均一かつ定常な磁界を発生させる磁石と、 ー 所定の周波数のＲＦパルスを発生させる手段と、 ー 傾斜磁界を発生させる傾斜磁界コイルシステムと、 ー 検査領域で発生され発振器信号により他の周波数範
囲へ変換されるＭＲ信号を受信する手段と、 ー 周波数変換されたＭＲ信号からＭＲ画像を形成する
手段と、 ー 駆動手段と、ＲＦパルスを発生する手段と、傾斜磁
界コイルシステムと、ＭＲ信号を受ける手段とを制御す
る制御ユニットとよりなり、１のシーケンスから他のシ
ーケンスへ支持装置の変位中に複数のシーケンスが検査
領域に作用し、 ａ） ＲＦパルスの周波数及び／又は ｂ） 発振器信号の周波数及び／又は ｃ） 発振器信号の位相位置 はＭＲ画像内で画像化される対象の部分が対象と同期し
て動く様に検査領域に関して検査されるべき対象の位置
に従って調整される請求項１記載の方法を実施するＭＲ
装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4329922A DE4329922A1 (de) | 1993-09-04 | 1993-09-04 | MR-Abbildungsverfahren und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| DE4329922:9 | 1993-09-04 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07171133A true JPH07171133A (ja) | 1995-07-11 |
| JP3529440B2 JP3529440B2 (ja) | 2004-05-24 |
Family
ID=6496851
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20890194A Expired - Fee Related JP3529440B2 (ja) | 1993-09-04 | 1994-09-01 | 磁気共鳴画像化方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5636636A (ja) |
| EP (1) | EP0642031B1 (ja) |
| JP (1) | JP3529440B2 (ja) |
| DE (2) | DE4329922A1 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008017925A (ja) * | 2006-07-11 | 2008-01-31 | Hitachi Medical Corp | 核磁気共鳴撮像装置 |
| CN103424725A (zh) * | 2013-08-26 | 2013-12-04 | 东南大学 | 基于微控制单元的核磁共振芯片射频发射通道 |
| CN107743381A (zh) * | 2015-06-12 | 2018-02-27 | 皇家飞利浦有限公司 | 电磁设备跟踪 |
Families Citing this family (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1998000726A1 (en) * | 1996-07-01 | 1998-01-08 | Philips Electronics N.V. | Mr imaging apparatus |
| US6311082B1 (en) * | 1997-11-12 | 2001-10-30 | Stereotaxis, Inc. | Digital magnetic system for magnetic surgery |
| JP4515616B2 (ja) * | 2000-09-25 | 2010-08-04 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6445181B1 (en) * | 2000-11-09 | 2002-09-03 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | MRI method apparatus for imaging a field of view which is larger than a magnetic field |
| US6912415B2 (en) | 2001-04-09 | 2005-06-28 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Method for acquiring MRI data from a large field of view using continuous table motion |
| EP1527733A1 (en) * | 2001-04-09 | 2005-05-04 | Mayo Foundation For Medical Education And Research Of The State Of Minnesota | Method for aquiring MRI data from a large field of view using continuous table motion |
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