JPH0767855A - Ｍｒ画像生成方法 - Google Patents
Ｍｒ画像生成方法Info
- Publication number
- JPH0767855A JPH0767855A JP6191600A JP19160094A JPH0767855A JP H0767855 A JPH0767855 A JP H0767855A JP 6191600 A JP6191600 A JP 6191600A JP 19160094 A JP19160094 A JP 19160094A JP H0767855 A JPH0767855 A JP H0767855A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- raw data
- data matrix
- phase
- pulse
- image
- 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
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
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
-
- 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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
-
- 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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
- G01R33/56333—Involving spatial modulation of the magnetization within an imaged region, e.g. spatial modulation of magnetization [SPAMM] tagging
-
- 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
- G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
- G01R33/5673—Gating or triggering based on a physiological signal other than an MR signal, e.g. ECG gating or motion monitoring using optical systems for monitoring the motion of a fiducial marker
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】
【目的】 時間的分解能の低下を引替えにすることなく
運動過程に対する測定時間が短縮されるような画像生成
方法を提供する。 【構成】 少なくとも１つのセグメント（ＳＧ）の信号
（Ｓ）を時間的に順次連続する２つのローデータマトリ
クス（ＲＭ）に対して適用する。
運動過程に対する測定時間が短縮されるような画像生成
方法を提供する。 【構成】 少なくとも１つのセグメント（ＳＧ）の信号
（Ｓ）を時間的に順次連続する２つのローデータマトリ
クス（ＲＭ）に対して適用する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核共鳴信号により時間
分解して画像を生成する方法であって、核スピンを励起
し、位相エンコードし、発生した信号を読出し、該信号
の位相エンコードに相応して当該信号を個々のセグメン
トに分割されたローデータマトリクスのそれぞれ１つの
列にプロットし、列によって完全に満たされたローデー
タマトリクスから画像を作成し、複数のローデータマト
リクスを運動経過の異なる時点で生成する、ＭＲ画像生
成方法に関する。
分解して画像を生成する方法であって、核スピンを励起
し、位相エンコードし、発生した信号を読出し、該信号
の位相エンコードに相応して当該信号を個々のセグメン
トに分割されたローデータマトリクスのそれぞれ１つの
列にプロットし、列によって完全に満たされたローデー
タマトリクスから画像を作成し、複数のローデータマト
リクスを運動経過の異なる時点で生成する、ＭＲ画像生
成方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の方法は、刊行物、Ａｔｋｉｎｓ
ｏｎ，Ｄ．Ｊ．；Ｅｄｅｌｍａｎ，Ｒ．Ｒ．；Ｒａｄｉ
ｏｌｏｇｙ１９９１，３５７−３６０ページから公知で
ある。複数のＭＲ画像から統合されたフィルムまたはい
わゆる“Ｃｉｎｅ−Ｓｔｕｄｉｅ”の形式の運動経過の
表示は多くの場合、診断に非常に重要である。しかしと
くに高速に経過する過程、例えば心臓運動の場合、現在
使用可能な高速ＭＲ画像再生法でも、画像シーケンスに
対して必要な画像数をリアルタイムで記録するには記録
速度が十分でない。しかし周期的過程、例えば心臓検査
の場合、心拍周期を多数の運動フェーズに区分し、測定
過程をＥＣＧ測定から導出されたトリガ信号によって開
始することができる。従来の測定法では、各心拍周期の
際に運動フェーズごとにローデータマトリクスのライン
が測定される。完全な画像を記録するためには、ローデ
ータマトリクスのラインの数に相応する心拍数が必要で
ある。
ｏｎ，Ｄ．Ｊ．；Ｅｄｅｌｍａｎ，Ｒ．Ｒ．；Ｒａｄｉ
ｏｌｏｇｙ１９９１，３５７−３６０ページから公知で
ある。複数のＭＲ画像から統合されたフィルムまたはい
わゆる“Ｃｉｎｅ−Ｓｔｕｄｉｅ”の形式の運動経過の
表示は多くの場合、診断に非常に重要である。しかしと
くに高速に経過する過程、例えば心臓運動の場合、現在
使用可能な高速ＭＲ画像再生法でも、画像シーケンスに
対して必要な画像数をリアルタイムで記録するには記録
速度が十分でない。しかし周期的過程、例えば心臓検査
の場合、心拍周期を多数の運動フェーズに区分し、測定
過程をＥＣＧ測定から導出されたトリガ信号によって開
始することができる。従来の測定法では、各心拍周期の
際に運動フェーズごとにローデータマトリクスのライン
が測定される。完全な画像を記録するためには、ローデ
ータマトリクスのラインの数に相応する心拍数が必要で
ある。
【０００３】上記刊行物、Ａｔｋｉｎｓｏｎ，Ｄ．
Ｊ．；Ｅｄｅｌｍａｎ，Ｒ．Ｒ．；Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ
１９９１，３５７−３６０ページから、ローデータマト
リクスがセグメント化され、心拍の各運動フェーズで前
記セグメントに配属された、ローデータマトリクスの複
数のラインが得られるパルスシーケンスが公知である。
Ｊ．；Ｅｄｅｌｍａｎ，Ｒ．Ｒ．；Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ
１９９１，３５７−３６０ページから、ローデータマト
リクスがセグメント化され、心拍の各運動フェーズで前
記セグメントに配属された、ローデータマトリクスの複
数のラインが得られるパルスシーケンスが公知である。
【０００４】これにより測定時間を短縮することができ
る。しかし比較的に長い運動フェーズ、この場合は心臓
フェーズが選択されなければならない。というのは、各
個々の心臓フェーズの測定のために比較的に長い時間が
必要だからである。これにより心周期当たりの心臓フェ
ーズの数が相応に小さくなる。しかしこのことは、心周
期内の時間分解能の減少につながる。
る。しかし比較的に長い運動フェーズ、この場合は心臓
フェーズが選択されなければならない。というのは、各
個々の心臓フェーズの測定のために比較的に長い時間が
必要だからである。これにより心周期当たりの心臓フェ
ーズの数が相応に小さくなる。しかしこのことは、心周
期内の時間分解能の減少につながる。
【０００５】刊行物、“Ｋｅｙｈｏｌｅ ｉｍａｇｉｎ
ｇ ｏｆｆｅｒｓ Ｓｈｏｒｔｃｕｔ ｔｏ ｆａｓｔ
ＭＲ ｓｃａｎｓ”，ｉｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ
Ｉｍａｇｉｎｇ，１９９３年２月、３６頁から、データ
獲得時間を次のようにして短縮することが公知である。
すなわち、基準画像に対してだけＫ空間全体を測定し、
後続のすべてのローデータマトリクスではＫ空間の中心
部だけを測定するのである。この手段は、解剖学的構造
が変化しないコントラスト測定には適する。
ｇ ｏｆｆｅｒｓ Ｓｈｏｒｔｃｕｔ ｔｏ ｆａｓｔ
ＭＲ ｓｃａｎｓ”，ｉｎ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ
Ｉｍａｇｉｎｇ，１９９３年２月、３６頁から、データ
獲得時間を次のようにして短縮することが公知である。
すなわち、基準画像に対してだけＫ空間全体を測定し、
後続のすべてのローデータマトリクスではＫ空間の中心
部だけを測定するのである。この手段は、解剖学的構造
が変化しないコントラスト測定には適する。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は冒頭に
述べた形式の方法を、時間的分解能の低下を引替えにす
ることなく運動過程に対する測定時間が短縮されるよう
に構成することである。
述べた形式の方法を、時間的分解能の低下を引替えにす
ることなく運動過程に対する測定時間が短縮されるよう
に構成することである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、少なくとも１つのセグメントの信号を時間的に順次
連続する２つのローデータマトリクスに対して共通に適
用することによって解決される。
り、少なくとも１つのセグメントの信号を時間的に順次
連続する２つのローデータマトリクスに対して共通に適
用することによって解決される。
【０００８】本発明の方法は基本的に、運動再生に対す
るすべてのＭＲパルスシーケンスにより実施することが
できる、もちろんとくに適するのは、高速パルスシーケ
ンス、例えば、いわゆるＦＬＡＳＨシーケンス（例えば
ＵＳ−Ａ−４７０７６５８参照）またはＦＩＦＰシーケ
ンス（ＵＳ−Ａ−４７６９６０３参照）である。
るすべてのＭＲパルスシーケンスにより実施することが
できる、もちろんとくに適するのは、高速パルスシーケ
ンス、例えば、いわゆるＦＬＡＳＨシーケンス（例えば
ＵＳ−Ａ−４７０７６５８参照）またはＦＩＦＰシーケ
ンス（ＵＳ−Ａ−４７６９６０３参照）である。
【０００９】ＦＩＳＰシーケンスを以下、図１に基づい
て簡単に説明する。詳細な記載は米国特許第４７６９６
０３号明細書にある。図１のＡの高周波パルスシーケン
スＲＦにより、基本磁場に配列された被検体の核スピン
が偏向される。図１Ｂの高周波パルスは層選択勾配ＳＳ
の作用下で照射される。したがってこのパルスは被検体
の層にだけ選択的に作用する。層選択勾配ＳＳの各正の
パルスには負のパルスが続き、したがって正のパルスに
よって惹起されたディフェージングが再び回復される。
各励起後に位相エンコード勾配Ｐｈのパルスが照射され
（図１Ｃ）、このパルスの振幅−時間面は励起パルスご
とに変化する。これにより核スピンは励起ごとに異なっ
て位相エンコードされる。図１Ｅのバイポーラ読出し勾
配ＲＯにより引き続き、図１Ｅの核共鳴信号Ｓが生成さ
れる。この信号は核読出し勾配ＲＯの正部分の作用下で
読出される。各核共鳴信号Ｓの後かつ励起の前に、核ス
ピンの位相は位相エンコード装置で位相エンコード勾配
Ｐｈの負のパルスによって再び回復される。
て簡単に説明する。詳細な記載は米国特許第４７６９６
０３号明細書にある。図１のＡの高周波パルスシーケン
スＲＦにより、基本磁場に配列された被検体の核スピン
が偏向される。図１Ｂの高周波パルスは層選択勾配ＳＳ
の作用下で照射される。したがってこのパルスは被検体
の層にだけ選択的に作用する。層選択勾配ＳＳの各正の
パルスには負のパルスが続き、したがって正のパルスに
よって惹起されたディフェージングが再び回復される。
各励起後に位相エンコード勾配Ｐｈのパルスが照射され
（図１Ｃ）、このパルスの振幅−時間面は励起パルスご
とに変化する。これにより核スピンは励起ごとに異なっ
て位相エンコードされる。図１Ｅのバイポーラ読出し勾
配ＲＯにより引き続き、図１Ｅの核共鳴信号Ｓが生成さ
れる。この信号は核読出し勾配ＲＯの正部分の作用下で
読出される。各核共鳴信号Ｓの後かつ励起の前に、核ス
ピンの位相は位相エンコード装置で位相エンコード勾配
Ｐｈの負のパルスによって再び回復される。
【００１０】このようにして生成された核共鳴信号Ｓは
時間領域でサンプリングされ、ディジタル化され、これ
により得られた数値は各核共鳴信号Ｓごとにローデータ
マトリクスの１つのラインにプロットされる。ローデー
タマトリクスは測定データ空間とみなすことができ、実
施例での二次元の場合は測定データ平面とみなすことが
できる。この測定データ空間は核スピントモグラフィー
では一般に“Ｋ空間”と称される。
時間領域でサンプリングされ、ディジタル化され、これ
により得られた数値は各核共鳴信号Ｓごとにローデータ
マトリクスの１つのラインにプロットされる。ローデー
タマトリクスは測定データ空間とみなすことができ、実
施例での二次元の場合は測定データ平面とみなすことが
できる。この測定データ空間は核スピントモグラフィー
では一般に“Ｋ空間”と称される。
【００１１】画像生成に必要な、信号絶対値Ｓの空間的
起源に関する情報は位相情報でエンコードされる。ここ
で、位置空間（すなわち画像）とＫ空間との間には数学
的に二次元フーリエ変換に関する関係が存在する。すな
わち次式があてはまる。
起源に関する情報は位相情報でエンコードされる。ここ
で、位置空間（すなわち画像）とＫ空間との間には数学
的に二次元フーリエ変換に関する関係が存在する。すな
わち次式があてはまる。
【００１２】
【数１】
【００１３】ただし以下の定義が当てはまる。
【００１４】
【数２】
【００１５】ここで： γ＝回転磁気定数、 Ｇｘ（ｔ’）＝ｘ方向の勾配、 Ｇｙ（ｔ’）＝ｙ方向の勾配、 ρ＝核スピン密度、 τ＝勾配Ｇｙの持続時間である。
【００１６】図１Ｃの位相エンコード勾配Ｐｈの歩進的
連続接続により、Ｋ空間でのサンプリングが順次連続し
たラインで行われる。
連続接続により、Ｋ空間でのサンプリングが順次連続し
たラインで行われる。
【００１７】このようにして得られたローデータマトリ
クスから二次元フーリエ変換により画像マトリクスが得
られる。この画像マトリクスに基づいて画像再現が行わ
れる。
クスから二次元フーリエ変換により画像マトリクスが得
られる。この画像マトリクスに基づいて画像再現が行わ
れる。
【００１８】ここで示されたＦＩＳＰ手段は、本発明の
時分解画像生成を実施するための多数あるシーケンスの
１つであることを強調しておく。
時分解画像生成を実施するための多数あるシーケンスの
１つであることを強調しておく。
【００１９】問題点を説明するため、図２には心臓運動
の時間分解検出のための従来のデータ記録が示されてい
る。ここではＥＣＧが検出され、Ｒ波によりそれぞれ測
定がトリガされる。各心周期、すなわち２つのＲ波間の
時間は心臓フェーズに分割される。ここで各心臓フェー
ズにはデータ獲得窓が割り当てられている。図２の実施
例ではデータ獲得窓ＤＡ１〜ＤＡ６が割り当てられる。
各データ獲得窓ＤＡ１〜ＤＡ６でＦＩＳＰシーケンスに
より個々の信号、すなわちローデータマトリクスのライ
ンが得られる。したがって６つの心臓フェーズを検出し
たければ、６つのデータ獲得フェーズＤＡ１〜ＤＡ６で
６つの信号が得られる。これら６つの信号は、６つの連
続する画像を作成するためローデータマトリクスのそれ
ぞれ１つのラインに配属される。ＥＣＧの次のＲ波の
後、位相エンコード勾配の連続接続によりそれぞれ別の
ラインが６つの画像の各々に対して得られる。したがっ
てローデータマトリクスのラインの数ＮとＥＣＧの順次
連続する２つのＲ波の平均間隔ＴRRの積から全測定時間
が得られる。ローデータマトリクスが１２８ラインの場
合、完全な測定のためには約１２８秒が必要である。こ
れは呼吸停止期間内には実施するはできないから、ほと
んど必然的に運動アーチファクトが生じる。
の時間分解検出のための従来のデータ記録が示されてい
る。ここではＥＣＧが検出され、Ｒ波によりそれぞれ測
定がトリガされる。各心周期、すなわち２つのＲ波間の
時間は心臓フェーズに分割される。ここで各心臓フェー
ズにはデータ獲得窓が割り当てられている。図２の実施
例ではデータ獲得窓ＤＡ１〜ＤＡ６が割り当てられる。
各データ獲得窓ＤＡ１〜ＤＡ６でＦＩＳＰシーケンスに
より個々の信号、すなわちローデータマトリクスのライ
ンが得られる。したがって６つの心臓フェーズを検出し
たければ、６つのデータ獲得フェーズＤＡ１〜ＤＡ６で
６つの信号が得られる。これら６つの信号は、６つの連
続する画像を作成するためローデータマトリクスのそれ
ぞれ１つのラインに配属される。ＥＣＧの次のＲ波の
後、位相エンコード勾配の連続接続によりそれぞれ別の
ラインが６つの画像の各々に対して得られる。したがっ
てローデータマトリクスのラインの数ＮとＥＣＧの順次
連続する２つのＲ波の平均間隔ＴRRの積から全測定時間
が得られる。ローデータマトリクスが１２８ラインの場
合、完全な測定のためには約１２８秒が必要である。こ
れは呼吸停止期間内には実施するはできないから、ほと
んど必然的に運動アーチファクトが生じる。
【００２０】すでに冒頭に述べたＤ．Ｊ．Ａｔｋｉｎｓ
ｏｎおよびＲ．Ｒ．Ｅｄｅｌｍａｎ著の刊行物から、各
心臓フェーズ内で画像の各々に対して複数のフーリエラ
インを高速に順次連続して測定し、これらのラインを相
応する心臓フェーズを有するローデータマトリクスのセ
グメントに割り当てることが公知である。このセグメン
ト化されたＫ空間技術として公知の手段は、図３に概略
的に示されている。ここではそれぞれの心臓フェーズに
対する各データ獲得窓ＤＡ（図３には概略的にそれぞれ
第１のデータ獲得窓ＤＡ１だけが示されている）内で、
異なって位相エンコードされた複数の信号が得られる。
ローデータマトリクスＲＭはセグメントＳＧ１〜ＳＧＮ
の数に分割される。第１のデータ獲得フェーズＤＡ１で
は第１のＲ波Ｒ１の後、各セグメントＳＧの第１のライ
ンがそれぞれプロットされる。第２のデータ獲得フェー
ズＤＡ１’では第２のＲ波の後、各セグメントのそれぞ
れ第２のラインがプロットされる。同じようにして、そ
れぞれのＲ波に対して異なる間隔を有するデータ獲得窓
によって別の心臓フェーズの画像に対するセグメントＳ
Ｇが得られる。
ｏｎおよびＲ．Ｒ．Ｅｄｅｌｍａｎ著の刊行物から、各
心臓フェーズ内で画像の各々に対して複数のフーリエラ
インを高速に順次連続して測定し、これらのラインを相
応する心臓フェーズを有するローデータマトリクスのセ
グメントに割り当てることが公知である。このセグメン
ト化されたＫ空間技術として公知の手段は、図３に概略
的に示されている。ここではそれぞれの心臓フェーズに
対する各データ獲得窓ＤＡ（図３には概略的にそれぞれ
第１のデータ獲得窓ＤＡ１だけが示されている）内で、
異なって位相エンコードされた複数の信号が得られる。
ローデータマトリクスＲＭはセグメントＳＧ１〜ＳＧＮ
の数に分割される。第１のデータ獲得フェーズＤＡ１で
は第１のＲ波Ｒ１の後、各セグメントＳＧの第１のライ
ンがそれぞれプロットされる。第２のデータ獲得フェー
ズＤＡ１’では第２のＲ波の後、各セグメントのそれぞ
れ第２のラインがプロットされる。同じようにして、そ
れぞれのＲ波に対して異なる間隔を有するデータ獲得窓
によって別の心臓フェーズの画像に対するセグメントＳ
Ｇが得られる。
【００２１】図４にはデータ獲得フェーズＤＡ１に対す
るパルスシーケンスの対応関係が概略的に示されてい
る。図２と比較すると、ここではデータ獲得フェーズＤ
Ａ１中に複数回の励起が行われ、複数の異なって位相エ
ンコードされた信号の得られることがわかる。
るパルスシーケンスの対応関係が概略的に示されてい
る。図２と比較すると、ここではデータ獲得フェーズＤ
Ａ１中に複数回の励起が行われ、複数の異なって位相エ
ンコードされた信号の得られることがわかる。
【００２２】図５には測定の時間的経過が示されてい
る。ここでは時間軸ｔに心周期ＴRR内のそれぞれの測定
時点がプロットされている。ＳＧは測定とＫ空間セグメ
ントとの対応関係を表し、ＨＰは画像シーケンス内の心
臓フェーズないし画像に対する対応関係を表す。ここで
は各ローデータマトリクスは９つのセグメントに分割さ
れている。したがって図５からわかるように、例えば第
１の測定は第１の心臓フェーズに相応する第１の画像の
第１のセグメントに配属され、第１０の測定は第２の心
臓フェーズに相応する第２の画像の第１のセグメントに
配属される。心臓フェーズないしデータ獲得フェーズ当
たりに実施される測定数に相応してとくに、データ獲得
フェーズを延長しなければならない。そのため心周期の
分割できる心臓フェーズの数が少なくなる。例えば実施
例のように心臓フェーズないしデータ獲得フェーズ当た
りで、反復時間ＴＲを有する９つの画像が得られれば、
順次連続する心臓フェーズ画像間の最短時間間隔は９×
ＴＲである。したがって、現在技術的に実現可能な約１
０ｍｓの反復時間により、心臓フェーズ当たり９０ｍｓ
または約１１画像の時間分解能が達成される。このこと
は一般に心臓検査に対しては不十分である。セグメント
数の低減すなわち心臓フェース当たりに得られたローデ
ータライン数の低減は時間分解能を改善するが、しかし
測定時間の短縮度が小さくなる。一般的に全測定時間Ｔ
Ａはセグメント数がｍの場合、 ＴＡ＝Ｎ・ＴRR／ｍ である。
る。ここでは時間軸ｔに心周期ＴRR内のそれぞれの測定
時点がプロットされている。ＳＧは測定とＫ空間セグメ
ントとの対応関係を表し、ＨＰは画像シーケンス内の心
臓フェーズないし画像に対する対応関係を表す。ここで
は各ローデータマトリクスは９つのセグメントに分割さ
れている。したがって図５からわかるように、例えば第
１の測定は第１の心臓フェーズに相応する第１の画像の
第１のセグメントに配属され、第１０の測定は第２の心
臓フェーズに相応する第２の画像の第１のセグメントに
配属される。心臓フェーズないしデータ獲得フェーズ当
たりに実施される測定数に相応してとくに、データ獲得
フェーズを延長しなければならない。そのため心周期の
分割できる心臓フェーズの数が少なくなる。例えば実施
例のように心臓フェーズないしデータ獲得フェーズ当た
りで、反復時間ＴＲを有する９つの画像が得られれば、
順次連続する心臓フェーズ画像間の最短時間間隔は９×
ＴＲである。したがって、現在技術的に実現可能な約１
０ｍｓの反復時間により、心臓フェーズ当たり９０ｍｓ
または約１１画像の時間分解能が達成される。このこと
は一般に心臓検査に対しては不十分である。セグメント
数の低減すなわち心臓フェース当たりに得られたローデ
ータライン数の低減は時間分解能を改善するが、しかし
測定時間の短縮度が小さくなる。一般的に全測定時間Ｔ
Ａはセグメント数がｍの場合、 ＴＡ＝Ｎ・ＴRR／ｍ である。
【００２３】ただ１つの呼吸停止サイクル内での“Ｃｉ
ｎｅ−Ｓｔｕｄｉｅ”の実施は、約９のセグメント数を
前提とする。
ｎｅ−Ｓｔｕｄｉｅ”の実施は、約９のセグメント数を
前提とする。
【００２４】本発明は、２つの順次連続する画像のロー
データラインに対して１つまたは複数の信号Ｓを使用す
るという考えから出発するものである。図６に手段が示
されている。ここでも各画像のローデータマトリクスは
９つのセグメントＳＧに分割かれる。しかし図５の従来
技術とは異なり、この９番目の信号のそれぞれは順次連
続する２つの心臓フェーズに対して使用される。例えば
番号９の信号は、第１の心臓フェーズＨＰの画像に対す
るローデータマトリクスの第９のセグメントに対して
も、第２の心臓フェーズの画像に対するローデータマト
リクスの第９のセグメントに対しても使用される。番号
１７の信号は、第２の心臓フェーズＨＰの画像に対する
ローデータマトリクスの第１のセグメントに対しても、
第３の心臓フェーズＨＰの画像に対するローデータマト
リクスの第１のセグメントに対しても使用される。各パ
ルスシーケンスの反復時間ＴＲにおいて、１心周期で各
心臓フェーズ画像ごとに時間８ＴＲが必要であるが、相
応する図５の従来技術では９ＴＲが必要である。したが
って心周期当たりに相応して比較的多数の画像を収容す
ることができ、時間分解能が上昇する。フーリエ変換法
では画像コントラストに対してまず第１に中央ローデー
タラインが重要であるから、過度に早い時点ないし遅い
時点で得られた外側のローデータラインは時間的画像解
像度に対してほとんど作用を及ぼさない。図６に示され
た実施例では、時間的分解能の上昇は比較的小さい。と
いうのは、各心臓フェーズで１つのデータ獲得が節約さ
れるだけだからである。
データラインに対して１つまたは複数の信号Ｓを使用す
るという考えから出発するものである。図６に手段が示
されている。ここでも各画像のローデータマトリクスは
９つのセグメントＳＧに分割かれる。しかし図５の従来
技術とは異なり、この９番目の信号のそれぞれは順次連
続する２つの心臓フェーズに対して使用される。例えば
番号９の信号は、第１の心臓フェーズＨＰの画像に対す
るローデータマトリクスの第９のセグメントに対して
も、第２の心臓フェーズの画像に対するローデータマト
リクスの第９のセグメントに対しても使用される。番号
１７の信号は、第２の心臓フェーズＨＰの画像に対する
ローデータマトリクスの第１のセグメントに対しても、
第３の心臓フェーズＨＰの画像に対するローデータマト
リクスの第１のセグメントに対しても使用される。各パ
ルスシーケンスの反復時間ＴＲにおいて、１心周期で各
心臓フェーズ画像ごとに時間８ＴＲが必要であるが、相
応する図５の従来技術では９ＴＲが必要である。したが
って心周期当たりに相応して比較的多数の画像を収容す
ることができ、時間分解能が上昇する。フーリエ変換法
では画像コントラストに対してまず第１に中央ローデー
タラインが重要であるから、過度に早い時点ないし遅い
時点で得られた外側のローデータラインは時間的画像解
像度に対してほとんど作用を及ぼさない。図６に示され
た実施例では、時間的分解能の上昇は比較的小さい。と
いうのは、各心臓フェーズで１つのデータ獲得が節約さ
れるだけだからである。
【００２５】しかし１つの信号だけでなく複数の信号を
順次連続する２つの心臓フェーズ画像に対して共通に使
用することにより時間的分解能をさらに改善することも
可能である。相応する実施例が図７に示されている。こ
こではそれぞれ４つの信号が順次連続する２つの心臓フ
ェーズ画像のローデータマトリクスに対して使用され
る。したがって例えば、信号５〜９が第１および第２の
心臓フェーズＨＰの画像のローデータマトリクスに対し
て使用され、信号１１〜１４が第２および第３の心臓フ
ェーズの画像のローデータマトリクスに対して使用され
る。この場合、図７に示されているように５重の反復時
間５ＴＲが各心臓フェーズ画像で必要なだけである。し
たがって時間的分解能は図５のデータ獲得と比較してほ
ぼ２倍にすることができる。説明のために図８には概略
的にそれぞれ９つのセグメントＳＧ１〜ＳＧ９を有する
３つのローデータマトリクスが示されている。わかりや
すくするため、セグメントごとに５つのローデータライ
ンだけが記入されている。実際には例えばローデータマ
トリクスＲＴの全ライン数を１２４にするため格段に多
くのローデータラインが使用される。図８に矢印で示さ
れたように、ローデータマトリクスＲＤ１のローデータ
セグメントＳＧ６〜ＳＧ９のローデータラインがローデ
ータマトリクスＲＤ２の相応するセグメントＳＧ６〜Ｓ
Ｇ９に伝送される。相応して第２のローデータマトリク
スＲＤ２の第１のセグメントＳＧ１〜ＳＧ４が第３のロ
ーデータマトリクスＲＤ３の相応するセグメントに伝送
される。
順次連続する２つの心臓フェーズ画像に対して共通に使
用することにより時間的分解能をさらに改善することも
可能である。相応する実施例が図７に示されている。こ
こではそれぞれ４つの信号が順次連続する２つの心臓フ
ェーズ画像のローデータマトリクスに対して使用され
る。したがって例えば、信号５〜９が第１および第２の
心臓フェーズＨＰの画像のローデータマトリクスに対し
て使用され、信号１１〜１４が第２および第３の心臓フ
ェーズの画像のローデータマトリクスに対して使用され
る。この場合、図７に示されているように５重の反復時
間５ＴＲが各心臓フェーズ画像で必要なだけである。し
たがって時間的分解能は図５のデータ獲得と比較してほ
ぼ２倍にすることができる。説明のために図８には概略
的にそれぞれ９つのセグメントＳＧ１〜ＳＧ９を有する
３つのローデータマトリクスが示されている。わかりや
すくするため、セグメントごとに５つのローデータライ
ンだけが記入されている。実際には例えばローデータマ
トリクスＲＴの全ライン数を１２４にするため格段に多
くのローデータラインが使用される。図８に矢印で示さ
れたように、ローデータマトリクスＲＤ１のローデータ
セグメントＳＧ６〜ＳＧ９のローデータラインがローデ
ータマトリクスＲＤ２の相応するセグメントＳＧ６〜Ｓ
Ｇ９に伝送される。相応して第２のローデータマトリク
スＲＤ２の第１のセグメントＳＧ１〜ＳＧ４が第３のロ
ーデータマトリクスＲＤ３の相応するセグメントに伝送
される。
【００２６】位相エンコード順序を線形に選択すれば、
すなわち個々のセグメントをローデータマトリクスに配
列されるのと同じ時間的順序で測定すれば、各第２の画
像でセグメントの時間的検出に強い不連続性が生じる。
このことは図９に示されている。ここでは各セグメント
ＳＧに対して相対的時点（すなわちローデータマトリク
ス内の第１のデータ検出の時点に関連して）が示されて
いる。第１のローデータマトリクスＲＤ１に対するデー
タ検出時点はセグメントごとに線形であり連続してい
る。第１のローデータマトリクスから例えば最後の４つ
のセグメントを次のローデータマトリクスに引き渡す
と、第２のローデータマトリクスＲＤ２の第９のセグメ
ントと第１のセグメントとの間に、図９に示されるよう
に強い不連続性が生じる。位相エンコードステップを相
応に整列し直すことによりこの不連続性を低減すること
ができる。例えば図７に相応して、セグメントが３−１
−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるよう
に位相エンコードを配列すれば、ローデータマトリクス
ＲＤ１とＲＤ２に対して図１０に相応する相対的データ
獲得時間の経過が得られる。この場合すべての画像は、
各第２の画像に対して対称性を有する時間的フィルタ機
能を有し、このことは実際値に基づく画像データに影響
を与えない。
すなわち個々のセグメントをローデータマトリクスに配
列されるのと同じ時間的順序で測定すれば、各第２の画
像でセグメントの時間的検出に強い不連続性が生じる。
このことは図９に示されている。ここでは各セグメント
ＳＧに対して相対的時点（すなわちローデータマトリク
ス内の第１のデータ検出の時点に関連して）が示されて
いる。第１のローデータマトリクスＲＤ１に対するデー
タ検出時点はセグメントごとに線形であり連続してい
る。第１のローデータマトリクスから例えば最後の４つ
のセグメントを次のローデータマトリクスに引き渡す
と、第２のローデータマトリクスＲＤ２の第９のセグメ
ントと第１のセグメントとの間に、図９に示されるよう
に強い不連続性が生じる。位相エンコードステップを相
応に整列し直すことによりこの不連続性を低減すること
ができる。例えば図７に相応して、セグメントが３−１
−２−４−５−７−９−８−６の順序で測定されるよう
に位相エンコードを配列すれば、ローデータマトリクス
ＲＤ１とＲＤ２に対して図１０に相応する相対的データ
獲得時間の経過が得られる。この場合すべての画像は、
各第２の画像に対して対称性を有する時間的フィルタ機
能を有し、このことは実際値に基づく画像データに影響
を与えない。
【００２７】Ｒ波によりトリガされるトリガ信号と本来
の測定値検出との間にスピン準備のための特別のパルス
を挿入することができる。この準備パルスは一般に、高
周波パルスと勾配パルスとの組合せからなる。これによ
り固有のコントラスト分配ないし強度分配を生成するこ
とができる。例えば図１１に示されたパルスシーケンス
は２つの高周波パルスＲＦＰ１，ＲＦＰ２とその間の勾
配パルスＧとからなり、これにより磁化の空間的変調を
得ることができる。これは詳細には米国特許第５０５４
４８９号明細書に記載されている。パルスを適切に構成
すれば磁化のラスタ状の飽和が発生し、これは画像に濃
い線で示される。この濃い線は心臓サイクルの経過にわ
たってたどることができ、これにより間接的に心臓運動
の検査を行うことができる。本発明のデータ獲得方法に
よって、この検査を呼吸停止サイクル内で高い時間分解
能を以て実行することができ、したがって呼吸運動によ
るアーチファクトを比較的容易に回避することができ
る。
の測定値検出との間にスピン準備のための特別のパルス
を挿入することができる。この準備パルスは一般に、高
周波パルスと勾配パルスとの組合せからなる。これによ
り固有のコントラスト分配ないし強度分配を生成するこ
とができる。例えば図１１に示されたパルスシーケンス
は２つの高周波パルスＲＦＰ１，ＲＦＰ２とその間の勾
配パルスＧとからなり、これにより磁化の空間的変調を
得ることができる。これは詳細には米国特許第５０５４
４８９号明細書に記載されている。パルスを適切に構成
すれば磁化のラスタ状の飽和が発生し、これは画像に濃
い線で示される。この濃い線は心臓サイクルの経過にわ
たってたどることができ、これにより間接的に心臓運動
の検査を行うことができる。本発明のデータ獲得方法に
よって、この検査を呼吸停止サイクル内で高い時間分解
能を以て実行することができ、したがって呼吸運動によ
るアーチファクトを比較的容易に回避することができ
る。
【００２８】公知のようにＭＲ画像生成では発生する核
共鳴信号が位相について高感度で検出される。個々の心
臓フェーズ画像での位相の評価によって、流速の検出が
可能である。核共鳴信号の位相は速度以外の他のパラメ
ータにも依存しているから、位相コントラスト技術を使
用することが推奨される。位相コントラスト技術では、
流れ補償と流れセンシティブによる励起が交互に行われ
る。
共鳴信号が位相について高感度で検出される。個々の心
臓フェーズ画像での位相の評価によって、流速の検出が
可能である。核共鳴信号の位相は速度以外の他のパラメ
ータにも依存しているから、位相コントラスト技術を使
用することが推奨される。位相コントラスト技術では、
流れ補償と流れセンシティブによる励起が交互に行われ
る。
【００２９】相応するパルスシーケンスが図１２から図
１６に示されている。ここでも図１のパルスシーケンス
の場合と同じように、層選択性勾配ＳＳの下で高周波パ
ルスＲＦが照射される。位相エンコード勾配によって核
スピンが位相エンコードされ、読出し勾配ＲＯにより負
の方向に減位相され、この勾配の反転により再位相され
る。これによりそれぞれ核共鳴信号Ｓが発生する。しか
し図１のパルスシーケンスとは異なり、各２番目の励起
の後にバイポーラ勾配ＧＳが層選択方向で施される。こ
のバイポーラ勾配は後続の核共鳴信号Ｓ１を速度および
流れの位相について高感度にする。２つの順次連続する
信号Ｓ１，Ｓ１’の減算の際には、流れに依存する項だ
けが残る。位相コントラスト技術の詳細な説明に関して
は、欧州特許第０１１５６４２号明細書を参照された
い。
１６に示されている。ここでも図１のパルスシーケンス
の場合と同じように、層選択性勾配ＳＳの下で高周波パ
ルスＲＦが照射される。位相エンコード勾配によって核
スピンが位相エンコードされ、読出し勾配ＲＯにより負
の方向に減位相され、この勾配の反転により再位相され
る。これによりそれぞれ核共鳴信号Ｓが発生する。しか
し図１のパルスシーケンスとは異なり、各２番目の励起
の後にバイポーラ勾配ＧＳが層選択方向で施される。こ
のバイポーラ勾配は後続の核共鳴信号Ｓ１を速度および
流れの位相について高感度にする。２つの順次連続する
信号Ｓ１，Ｓ１’の減算の際には、流れに依存する項だ
けが残る。位相コントラスト技術の詳細な説明に関して
は、欧州特許第０１１５６４２号明細書を参照された
い。
【００３０】核共鳴信号を多重適用する際に、前記セグ
メント化されたデータ獲得と関連して流れ測定するため
の適用例が図１７に示されている。ここでは判り易くす
るため、それぞれ２重適用されるエコーを備えた３つの
セグメントだけが示されている。図１７で普通の数字
は、流れ補償による相応するセグメントのローデータ列
を示す。上にコンマの付いた数字は、流れセンシティブ
によるシーケンスから得られたローデータ列を示す。ロ
ーデータをペアで減算した後、個々のセグメントがそれ
ぞれの心臓フェーズＨＰの際に１つのローデータセット
にまとめられる。その際図１７に示されたようにここで
も、２つの隣接するローデータセットに対してそれぞれ
１つのセグメントが使用される。
メント化されたデータ獲得と関連して流れ測定するため
の適用例が図１７に示されている。ここでは判り易くす
るため、それぞれ２重適用されるエコーを備えた３つの
セグメントだけが示されている。図１７で普通の数字
は、流れ補償による相応するセグメントのローデータ列
を示す。上にコンマの付いた数字は、流れセンシティブ
によるシーケンスから得られたローデータ列を示す。ロ
ーデータをペアで減算した後、個々のセグメントがそれ
ぞれの心臓フェーズＨＰの際に１つのローデータセット
にまとめられる。その際図１７に示されたようにここで
も、２つの隣接するローデータセットに対してそれぞれ
１つのセグメントが使用される。
【００３１】順次連続するローデータセットに対して核
共鳴信号を多重適用することは、有利にはトリガのない
測定の際にも、例えば高速に経過する過程の検査の際に
も使用することができる。例えば、灌流測定または機能
的な画像生成に対して高速に経過する過程が高い時間分
解能で測定される。この種の測定シーケンスは図１８に
示されている。その際ローデータセットは、それぞれｎ
のローデータ列を備えた９つのセグメントＳＧに分割さ
れる。この９つのセグメントは直接連続して測定され
る。したがってローデータ列の総数は９×ｎである。図
１８に示されているように、それぞれ４つのセグメント
が時間的に順次連続する画像Ｂ間で分割され、したがっ
て２つの測定間の間隔ｄｔは ｄｔ＝５×ｎ×ＴＲ である。従来技術の場合は、９×ｎ×ＴＲとなる。周期
的測定に対する実施例ですでに説明したように、セグメ
ントの総数および共通に適用されるセグメント数は測定
のそれぞれの必要性に応じてもちろん変化することがで
きる。
共鳴信号を多重適用することは、有利にはトリガのない
測定の際にも、例えば高速に経過する過程の検査の際に
も使用することができる。例えば、灌流測定または機能
的な画像生成に対して高速に経過する過程が高い時間分
解能で測定される。この種の測定シーケンスは図１８に
示されている。その際ローデータセットは、それぞれｎ
のローデータ列を備えた９つのセグメントＳＧに分割さ
れる。この９つのセグメントは直接連続して測定され
る。したがってローデータ列の総数は９×ｎである。図
１８に示されているように、それぞれ４つのセグメント
が時間的に順次連続する画像Ｂ間で分割され、したがっ
て２つの測定間の間隔ｄｔは ｄｔ＝５×ｎ×ＴＲ である。従来技術の場合は、９×ｎ×ＴＲとなる。周期
的測定に対する実施例ですでに説明したように、セグメ
ントの総数および共通に適用されるセグメント数は測定
のそれぞれの必要性に応じてもちろん変化することがで
きる。
【００３２】
【発明の効果】本発明により、時間的分解能の低下を引
替えにすることなく運動過程に対する測定時間が短縮さ
れるような画像生成方法が得られる。
替えにすることなく運動過程に対する測定時間が短縮さ
れるような画像生成方法が得られる。
【図１】ＦＩＳＰシーケンスの概略図である。
【図２】従来の心臓運動の時間分解データ検出を説明す
るための概略図である。
るための概略図である。
【図３】従来のセグメント化されたＫ空間技術を説明す
るための概略図である。
るための概略図である。
【図４】パルスシーケンスとデータ獲得フェーズＤＡ１
との対応関係を示す概略図である。
との対応関係を示す概略図である。
【図５】測定の時間経過を示す概略図である。
【図６】本発明の方法を説明するための概略図である。
【図７】本発明の実施例を説明するための概略図であ
る。
る。
【図８】本発明の方法を説明するための概略図である。
【図９】本発明の方法を説明するための概略図である。
【図１０】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１１】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１２】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１３】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１４】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１５】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１６】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１７】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
【図１８】本発明の方法を説明するための概略図であ
る。
る。
Claims (8)
- 【請求項１】 核共鳴信号により時間分解して画像を生
成する方法であって、 核スピンを励起し、位相符号化し、発生した信号を読出
し、該信号の位相エンコードに相応して当該信号を個々
のセグメント（ＳＧ）に分割されたローデータマトリク
ス（ＲＭ）のそれぞれ１つの列にプロットし、 列によって完全に満たされたローデータマトリクス（Ｒ
Ｍ）から画像を作成し、 複数のローデータマトリクスを運動経過の異なる時点で
生成する、ＭＲ画像生成方法において、 少なくとも１つのセグメント（ＳＧ）の信号（Ｓ）を時
間的に順次連続する２つのローデータマトリクス（Ｒ
Ｍ）に対して共通に適用することを特徴とする、ＭＲ画
像生成方法。 - 【請求項２】 順次連続する２つのローデータマトリク
ス（ＲＭ）の縁セグメントを共通に適用する、請求項１
記載の方法。 - 【請求項３】 周期的過程の運動経過を検査する際、 前記過程の各周期をトリガパルスに後続する複数の運動
フェーズ（ＨＰ）に分割し、 運動フェーズ（ＨＰ）の数に相応する数のローデータマ
トリクスおよび当該ローデータマトリクスに相応する画
像を検出し、 各運動フェーズの間に、ラインごとにセグメント（Ｓ
Ｇ）に分割されたローデータマトリクス（ＲＭ）の複数
のラインを検出し、 各ローデータマトリクス（ＲＭ）の個々のセグメント
（ＳＧ）を後続の運動フェーズに割り当てられたローデ
ータマトリクス（ＲＭ）に対しても適用する、請求項１
または２記載の方法。 - 【請求項４】 セグメント（ＳＧ）を各ローデータマト
リクス（ＲＭ）内で、配属された信号（Ｓ）のそれぞれ
のトリガパルス（Ｒ）に対する間隔を基準にしてできる
だけ均一に分割する、請求項３記載の方法。 - 【請求項５】 ローデータマトリクス（ＲＭ）の上側部
と下側部からセグメント（ＳＧ）を交互に後続のローデ
ータマトリクス（ＲＭ）に引き渡す、請求項１から４ま
でのいずれか１項記載の方法。 - 【請求項６】 流れ補償による信号（Ｓ）と流れセンシ
ティブによる信号（Ｓ）を交互に測定し、 このようにして得られた２つの信号（Ｓ）を減算し、 得られた差をローデータマトリクス（ＲＭ）の列にプロ
ットする、請求項１から５までのいずれか１項記載の方
法。 - 【請求項７】 本来の励起パルスの前に、高周波パルス
および／または勾配パルスからなる準備パルスを適用す
る、請求項１から６までのいずれか１項記載の方法。 - 【請求項８】 準備パルスは、高周波パルス(ＲＦＰ１)
と勾配パルス(Ｇ)と別の高周波パルス（ＲＦＰ２）の時
間順序からなる、請求項７記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4327325.4 | 1993-08-13 | ||
| DE4327325A DE4327325C1 (de) | 1993-08-13 | 1993-08-13 | Verfahren zur zeitaufgelösten MR-Bildgebung |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0767855A true JPH0767855A (ja) | 1995-03-14 |
Family
ID=6495180
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6191600A Pending JPH0767855A (ja) | 1993-08-13 | 1994-08-15 | Ｍｒ画像生成方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5474067A (ja) |
| JP (1) | JPH0767855A (ja) |
| DE (1) | DE4327325C1 (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH105191A (ja) * | 1996-03-26 | 1998-01-13 | Wisconsin Alumni Res Found | 三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法 |
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| JP2010179046A (ja) * | 2009-02-09 | 2010-08-19 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012183429A (ja) * | 2012-07-05 | 2012-09-27 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
| USRE45876E1 (en) | 2000-12-27 | 2016-02-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging scan using ECG-prep scan |
| JP2017516586A (ja) * | 2014-06-18 | 2017-06-22 | カチョン ユニバーシティ オブ インダストリー−アカデミック コーオペレイション ファウンデイション | 磁気共鳴画像システムにおけるｔ２＊及び血管画像の同時獲得方法 |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4435183C2 (de) * | 1994-09-30 | 2000-04-20 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts |
| EP0769151A1 (en) * | 1995-05-02 | 1997-04-23 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method of and device for magnetic resonance imaging of objects |
| DE19528436C2 (de) * | 1995-08-02 | 1997-07-03 | Siemens Ag | Verfahren zur Bewegungsverfolgung interventioneller Instrumente in einem Objekt mit MR-Bildgebung |
| DE19543891C1 (de) * | 1995-11-24 | 1997-06-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Bildgewinnung mittels der magnetischen Resonanz |
| US5825184A (en) * | 1996-04-26 | 1998-10-20 | Picker International, Inc. | Ultra-fast imaging technique using k-space segmentation with minimum phase and amplitude errors |
| US5830143A (en) * | 1997-01-21 | 1998-11-03 | Wisconsin Alumnin Research Foundation | Gated time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography |
| US5873825A (en) * | 1997-04-11 | 1999-02-23 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Three dimensional digital subtraction magnetic resonance angiography with limited k-space mask |
| US6032069A (en) * | 1998-05-01 | 2000-02-29 | Uab Research Foundation | Physiological triggering device for high-field magnetic-resonance instrumentation |
| US6240310B1 (en) * | 1998-06-26 | 2001-05-29 | Siemens Medical Systems, Inc. | Method of acquiring MR data especially for cardiac cine data sets |
| DE19924448A1 (de) | 1999-05-28 | 2000-12-07 | Siemens Ag | Verfahren zur Gewinnung von zeit- und ortsaufgelösten dreidimensionalen Datensätzen mittels der magnetischen Resonanz und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
| US6721589B1 (en) * | 1999-11-30 | 2004-04-13 | General Electric Company | Rapid three-dimensional magnetic resonance tagging for studying material deformation and strain |
| EP1317675B1 (en) * | 2000-09-12 | 2007-05-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance method |
| JP3923430B2 (ja) | 2001-02-13 | 2007-05-30 | 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 | 継続方向における画像の処理 |
| DE10154799B4 (de) * | 2001-11-08 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Bildgebendes medizinisches Diagnosegerät und Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts in der Medizin |
| US7660618B2 (en) * | 2002-06-07 | 2010-02-09 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging device |
| US7202663B2 (en) * | 2003-11-12 | 2007-04-10 | Iovivo Corporation | Method for generating fast magnetic resonance images |
| DE102005051323B4 (de) * | 2005-10-26 | 2008-01-31 | Siemens Ag | Verfahren und Gerät zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz |
| US8170307B2 (en) | 2008-09-23 | 2012-05-01 | The Methodist Hospital | Automated wall motion quantification in aortic dissections |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01218436A (ja) * | 1988-02-25 | 1989-08-31 | Hitachi Ltd | Ｍｒダイナミツクイメージング方法 |
| JPH04197239A (ja) * | 1990-11-28 | 1992-07-16 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｍｒｉ装置における画像生成方法 |
| JPH04246327A (ja) * | 1991-01-31 | 1992-09-02 | Shimadzu Corp | ダイナミックｍｒイメージング法 |
| JPH06217960A (ja) * | 1992-11-27 | 1994-08-09 | Picker Internatl Inc | 映画磁気共鳴撮像方法及び装置 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4516075A (en) * | 1983-01-04 | 1985-05-07 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR scanner with motion zeugmatography |
| DE3504734C2 (de) * | 1985-02-12 | 1998-12-10 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Aufnahme von Spinresonanzdaten |
| US4769603A (en) * | 1985-08-19 | 1988-09-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for the operation of a nuclear magnetic resonance apparatus |
| US4767991A (en) * | 1986-12-03 | 1988-08-30 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method of high speed imaging with improved spatial resolution using partial k-space acquisitions |
| US4710717A (en) * | 1986-12-29 | 1987-12-01 | General Electric Company | Method for fast scan cine NMR imaging |
| JP2646663B2 (ja) * | 1988-06-07 | 1997-08-27 | 株式会社日立製作所 | 動体イメージング方法およびその装置 |
| US5054489A (en) * | 1988-10-06 | 1991-10-08 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Magnetic resonance imaging using spatial modulation of magnetization |
| US5031624A (en) * | 1990-08-17 | 1991-07-16 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Phase contrast, line-scanned method for NMR angiography |
| US5329925A (en) * | 1991-11-14 | 1994-07-19 | Picker International, Inc. | Reduced scan time cardiac gated magnetic resonance cine and flow imaging |
| US5377680A (en) * | 1993-08-04 | 1995-01-03 | General Electric Company | MRI cardiac image produced by temporal data sharing |
-
1993
- 1993-08-13 DE DE4327325A patent/DE4327325C1/de not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-08-01 US US08/282,502 patent/US5474067A/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-08-15 JP JP6191600A patent/JPH0767855A/ja active Pending
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01218436A (ja) * | 1988-02-25 | 1989-08-31 | Hitachi Ltd | Ｍｒダイナミツクイメージング方法 |
| JPH04197239A (ja) * | 1990-11-28 | 1992-07-16 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｍｒｉ装置における画像生成方法 |
| JPH04246327A (ja) * | 1991-01-31 | 1992-09-02 | Shimadzu Corp | ダイナミックｍｒイメージング法 |
| JPH06217960A (ja) * | 1992-11-27 | 1994-08-09 | Picker Internatl Inc | 映画磁気共鳴撮像方法及び装置 |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH105191A (ja) * | 1996-03-26 | 1998-01-13 | Wisconsin Alumni Res Found | 三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法 |
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| USRE45876E1 (en) | 2000-12-27 | 2016-02-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MR imaging scan using ECG-prep scan |
| JP2010179046A (ja) * | 2009-02-09 | 2010-08-19 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2012183429A (ja) * | 2012-07-05 | 2012-09-27 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ装置 |
| JP2017516586A (ja) * | 2014-06-18 | 2017-06-22 | カチョン ユニバーシティ オブ インダストリー−アカデミック コーオペレイション ファウンデイション | 磁気共鳴画像システムにおけるｔ２＊及び血管画像の同時獲得方法 |
| US10531804B2 (en) | 2014-06-18 | 2020-01-14 | Gachon University Of Industry-Academic Cooperation Foundation | Method for acquiring T2* and vascular images from magnetic resonance imaging system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE4327325C1 (de) | 1995-01-12 |
| US5474067A (en) | 1995-12-12 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH0767855A (ja) | Ｍｒ画像生成方法 | |
| US6198959B1 (en) | Coronary magnetic resonance angiography using motion matched acquisition | |
| US5447155A (en) | High temporal resolution black blood cine imaging | |
| JP5325795B2 (ja) | 位相差合成画像を用いた高度に制約された逆投影再構成法を利用した造影ｍｒａ | |
| Gatehouse et al. | Real time blood flow imaging by spiral scan phase velocity mapping | |
| EP1444530B1 (en) | Three-dimensional phase contrast magnetic resonance imaging using interleaved projection-reconstruction data | |
| JP4773612B2 (ja) | ナヴィゲータ磁気共鳴撮像エコー信号を用いた呼吸変位及び速度の測定法 | |
| US5897496A (en) | Method and apparatus for producing magnetic resonance angiogram | |
| JP3814340B2 (ja) | Ｎｍｒデータを収集する方法及び装置 | |
| US8441257B2 (en) | Time resolved spin labeled MRI cineangiography | |
| JPS63214247A (ja) | 像を発生する方法 | |
| WO2009015348A1 (en) | System and method for providing flow-enhanced signal intensity during a functional mri process | |
| JP2009508655A (ja) | 心臓ゲート磁気共鳴イメージングのための画像再構成法 | |
| US6188922B1 (en) | Phase contrast imaging using interleaved projection data | |
| EP1083437A2 (en) | Method and apparatus for MR perfusion image acquisition using a notched RF saturation pulse | |
| JP3992973B2 (ja) | 高時間分解能の自由呼吸ｍｒ画像の収集 | |
| US8112145B2 (en) | MRI method for assessing myocardial viability | |
| JPH10328158A (ja) | 核磁気共鳴撮影方法 | |
| US8918159B2 (en) | System and method for improved accelerated magnetic resonance imaging using ROI masking | |
| JPH0622929A (ja) | パルスシーケンスを用いての核スピン共鳴装置の作動方法 | |
| JPH09294736A (ja) | Ｍｒｉシステムを用いて一連の画像を形成する方法及び装置 | |
| JPH05285124A (ja) | Ｍｒｉ装置によるイメージング方法 | |
| JPH0921853A (ja) | Ｎｍｒ画像におけるベースライン誤差アーティファクトを除去する方法 | |
| JP3149405B2 (ja) | 磁気共鳴撮像条件調整方法および磁気共鳴撮像装置 | |
| JP2003325477A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20021011 |