JPH0795972A - 核スピン断層撮影装置 - Google Patents
核スピン断層撮影装置Info
- Publication number
- JPH0795972A JPH0795972A JP6120242A JP12024294A JPH0795972A JP H0795972 A JPH0795972 A JP H0795972A JP 6120242 A JP6120242 A JP 6120242A JP 12024294 A JP12024294 A JP 12024294A JP H0795972 A JPH0795972 A JP H0795972A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- phase
- magnetic field
- field gradient
- pulse
- frequency
- 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
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
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
-
- 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
- G01R33/5602—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by filtering or weighting based on different relaxation times within the sample, e.g. T1 weighting using an inversion pulse
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】 生成画像のＴ２強調が低減され、アーチファ
クトが回避される、シングルショット技術におけるター
ボスピンエコー方法にしたがったパルス系列の発生を可
能とする核スピン断層撮影装置を提供することである。 【構成】 高周波励起パルスＲＦ１照射手段、高周波リ
フォーカシングパルス照射手段、位相エンコード磁場勾
配印加手段、読出し磁場勾配のもとのエコー信号サンプ
リング手段、原データマトリクスＭＲを備え、僅かしか
デフェージングされていないエコー信号が高周波励起パ
ルス後直ちに形成され、原データマトリクスの、零行に
対して非対称に位置しかつ該零行を含んでいる部分のみ
にサンプリング値が充填され、原データマトリクスから
ハーフフーリエ変換を用いて画像を再構成する手段を備
えている。
クトが回避される、シングルショット技術におけるター
ボスピンエコー方法にしたがったパルス系列の発生を可
能とする核スピン断層撮影装置を提供することである。 【構成】 高周波励起パルスＲＦ１照射手段、高周波リ
フォーカシングパルス照射手段、位相エンコード磁場勾
配印加手段、読出し磁場勾配のもとのエコー信号サンプ
リング手段、原データマトリクスＭＲを備え、僅かしか
デフェージングされていないエコー信号が高周波励起パ
ルス後直ちに形成され、原データマトリクスの、零行に
対して非対称に位置しかつ該零行を含んでいる部分のみ
にサンプリング値が充填され、原データマトリクスから
ハーフフーリエ変換を用いて画像を再構成する手段を備
えている。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、新規なパルス系列を発
生するための核スピン断層撮影装置に関する。
生するための核スピン断層撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ヨーロッパ特許第０１７５１８４号明細
書から、９０゜励起パルスに、リフォーカシングパルス
として作用する複数の１８０゜パルスが続くパルス系列
が公知である。それぞれのリフォーカシングパルスに、
スピンエコー信号が続く。相応の位相エンコードおよび
読出し磁場勾配によって、得られた信号から、被検体の
画像が再構成される。
書から、９０゜励起パルスに、リフォーカシングパルス
として作用する複数の１８０゜パルスが続くパルス系列
が公知である。それぞれのリフォーカシングパルスに、
スピンエコー信号が続く。相応の位相エンコードおよび
読出し磁場勾配によって、得られた信号から、被検体の
画像が再構成される。
【０００３】確かに唯一の励起の後に、被検体の１つの
完全な層の画像生成が可能である程多くのエコー信号を
得ることができる。この形式のパルス系列は、文献にお
いて“シングルショット系列”と称される。しかしその
際、エコー信号の振幅が励起後、横緩和時間Ｔ２によっ
て低下するという問題が発生する。エコー信号を従来の
方法で、それらがその順番に応じて励起後原データマト
リクスにおける第１行から最後の行まで分類され、すな
わち有効な位相エンコード磁場勾配が最大の負の値から
最大の正の値まで経過するかまたはその逆に経過するよ
うに位相エンコードするとき、画像の非常に強いＴ２強
調像が生じるが、このことは数多くの場合において不都
合である。生成画像の強調には、実質的に原データマト
リクスの真中の行、すなわち零行が重要である。この行
は、上述の従来の、原データマトリクスにおける信号の
分類において励起後比較的長く測定されるので、強いＴ
２強調像が生じる。
完全な層の画像生成が可能である程多くのエコー信号を
得ることができる。この形式のパルス系列は、文献にお
いて“シングルショット系列”と称される。しかしその
際、エコー信号の振幅が励起後、横緩和時間Ｔ２によっ
て低下するという問題が発生する。エコー信号を従来の
方法で、それらがその順番に応じて励起後原データマト
リクスにおける第１行から最後の行まで分類され、すな
わち有効な位相エンコード磁場勾配が最大の負の値から
最大の正の値まで経過するかまたはその逆に経過するよ
うに位相エンコードするとき、画像の非常に強いＴ２強
調像が生じるが、このことは数多くの場合において不都
合である。生成画像の強調には、実質的に原データマト
リクスの真中の行、すなわち零行が重要である。この行
は、上述の従来の、原データマトリクスにおける信号の
分類において励起後比較的長く測定されるので、強いＴ
２強調像が生じる。
【０００４】信号の分類の順番は、得られる画像のコン
トラストおよびアーキファクトにも影響を及ぼす。この
ことは、論文“RARE Imaging: A Fast Imaging Method
forClinical MR”(in Magnetic Resonance in Medicine
3, 第８２３ないし第８３３頁、１９８６年）並びに論
文“Phase-encode Order and its Effect on Cotrast a
nd Artifact in Single-Shot RRARE Sequences”(in Me
dical Physics 18 (5), １９９１年９月／１０月、第１
０３２ないし第１０３７頁）に記載されている。後者の
文献において、Ｔ２強調についての影響も論ぜられてい
る。例えば、Ｔ２強調を、励起後の第１のエコー信号を
中位の負の位相エンコード値によってエンコードし、こ
の位相エンコード値を、最大の正の位相エンコード値に
達するまでエコー毎に順次高めることが提案される。そ
れから依然として残るエコーはその前に飛び越された負
の位相エンコード値によって、しかも最大の負の位相エ
ンコード値から始まってエンコードされる。このこと
は、零行に対応するエコーの時間的な回転と見做すこと
ができる。
トラストおよびアーキファクトにも影響を及ぼす。この
ことは、論文“RARE Imaging: A Fast Imaging Method
forClinical MR”(in Magnetic Resonance in Medicine
3, 第８２３ないし第８３３頁、１９８６年）並びに論
文“Phase-encode Order and its Effect on Cotrast a
nd Artifact in Single-Shot RRARE Sequences”(in Me
dical Physics 18 (5), １９９１年９月／１０月、第１
０３２ないし第１０３７頁）に記載されている。後者の
文献において、Ｔ２強調についての影響も論ぜられてい
る。例えば、Ｔ２強調を、励起後の第１のエコー信号を
中位の負の位相エンコード値によってエンコードし、こ
の位相エンコード値を、最大の正の位相エンコード値に
達するまでエコー毎に順次高めることが提案される。そ
れから依然として残るエコーはその前に飛び越された負
の位相エンコード値によって、しかも最大の負の位相エ
ンコード値から始まってエンコードされる。このこと
は、零行に対応するエコーの時間的な回転と見做すこと
ができる。
【０００５】しかしこの形式の分類ではさらに、原デー
タマトリクスにおいて２つの行の間に著しい振幅跳躍が
発生することになる。これにより所謂“バンディング”
アーチファクトが生じる。さらに、上述の文献個所に挙
げられているこの方法では別のアーチファクトが発生す
る。
タマトリクスにおいて２つの行の間に著しい振幅跳躍が
発生することになる。これにより所謂“バンディング”
アーチファクトが生じる。さらに、上述の文献個所に挙
げられているこの方法では別のアーチファクトが発生す
る。
【０００６】論文“Fast Spin Echo with Use of Half
Scanning”(in SMRM-Abstract Band,11. SMRM, １９９
２年、第４５２４頁）に、ターボスピンエコー系列で
は、１／２のフーリエ空間しかサンプリングしないと
き、さらに測定時間を低減することができることが記載
されている。この場合エコー信号は従来の方法におい
て、すなわち原データマトリクスの第１行における励起
後の第１の信号から始まって、原データマトリクスにお
いて分類される。この論文は、“シングルショット”系
列ではなくて、マルチ励起系列に関している。
Scanning”(in SMRM-Abstract Band,11. SMRM, １９９
２年、第４５２４頁）に、ターボスピンエコー系列で
は、１／２のフーリエ空間しかサンプリングしないと
き、さらに測定時間を低減することができることが記載
されている。この場合エコー信号は従来の方法におい
て、すなわち原データマトリクスの第１行における励起
後の第１の信号から始まって、原データマトリクスにお
いて分類される。この論文は、“シングルショット”系
列ではなくて、マルチ励起系列に関している。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、生成
される画像のＴ２強調像が低減され、その際同時にアー
チファクトが大幅に回避されるようにした、シングルシ
ョット技術におけるターボスピンエコー方法にしたがっ
たパルス系列の発生を可能とする核スピン断層撮影装置
を提供することである。
される画像のＴ２強調像が低減され、その際同時にアー
チファクトが大幅に回避されるようにした、シングルシ
ョット技術におけるターボスピンエコー方法にしたがっ
たパルス系列の発生を可能とする核スピン断層撮影装置
を提供することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】この課題は本発明によれ
ば、ａ）被検体に高周波励起パルスを照射するための手
段を備え、ｂ）画像の再構成を可能にするために十分な
数のエコー信号を形成するために前記高周波励起パルス
の後にその都度高周波リフォーカシングパルスを繰り返
し照射するための手段を備え、ｃ）第１の方向における
位相エンコード磁場勾配を加えるための手段を備え、こ
れによって前記エコー信号がその都度種々異なって位相
エンコードされかつ該位相エンコード磁場勾配によって
僅かしかデフェージングされていないエコー信号が前記
高周波励起パルス後直ちに生成されるようにし、ｄ）読
出し磁場勾配のもとに前記エコー信号のそれぞれをサン
プリングするための手段を備え、ｅ）前記サンプリング
値をそれぞれの行に記憶するための原データマトリクス
を備え、該原データマトリクスの、零行に対して非対称
に位置しかつ該零行を含んでいる部分のみにサンプリン
グ値が充填され、ｆ）前記原データマトリクスからハー
フフーリエ変換を用いて画像を再構成するための手段を
備えた核スピン断層撮影装置によって解決される。
ば、ａ）被検体に高周波励起パルスを照射するための手
段を備え、ｂ）画像の再構成を可能にするために十分な
数のエコー信号を形成するために前記高周波励起パルス
の後にその都度高周波リフォーカシングパルスを繰り返
し照射するための手段を備え、ｃ）第１の方向における
位相エンコード磁場勾配を加えるための手段を備え、こ
れによって前記エコー信号がその都度種々異なって位相
エンコードされかつ該位相エンコード磁場勾配によって
僅かしかデフェージングされていないエコー信号が前記
高周波励起パルス後直ちに生成されるようにし、ｄ）読
出し磁場勾配のもとに前記エコー信号のそれぞれをサン
プリングするための手段を備え、ｅ）前記サンプリング
値をそれぞれの行に記憶するための原データマトリクス
を備え、該原データマトリクスの、零行に対して非対称
に位置しかつ該零行を含んでいる部分のみにサンプリン
グ値が充填され、ｆ）前記原データマトリクスからハー
フフーリエ変換を用いて画像を再構成するための手段を
備えた核スピン断層撮影装置によって解決される。
【０００９】
【作用】本発明においては、零行は定義によれば、従来
の技術用語に相応して、原データマトリクスの真中に位
置しかつ位相エンコード磁場勾配零に対応付けられてい
る。請求項１に記載の形式の、測定信号の分類では、原
データマトリクスの零行内にエコー信号がエントリさ
れ、該エコー信号は励起後すぐに続き、したがって僅か
から中位までの度合のＴ２強調信号強度を有する。部分
フーリエ空間のサンプリングに基づて、振幅の跳躍的変
化が回避され、その結果冒頭に述べたアーチファクトは
発生しない。
の技術用語に相応して、原データマトリクスの真中に位
置しかつ位相エンコード磁場勾配零に対応付けられてい
る。請求項１に記載の形式の、測定信号の分類では、原
データマトリクスの零行内にエコー信号がエントリさ
れ、該エコー信号は励起後すぐに続き、したがって僅か
から中位までの度合のＴ２強調信号強度を有する。部分
フーリエ空間のサンプリングに基づて、振幅の跳躍的変
化が回避され、その結果冒頭に述べたアーチファクトは
発生しない。
【００１０】
【実施例】次に本発明を図示の実施例につき図面を用い
て詳細に説明する。
て詳細に説明する。
【００１１】図１には、核スピン断層撮影装置の基本構
成要素が示されている。コイル１ないし４は基本磁場Ｂ
0を発生し、この磁場内に、医学上の診断のために使用
される際に患者５の検査すべき身体（被検体）が置かれ
る。コイル１ないし４は、磁石−電源装置１１によって
給電される。検査室１０にはさらに、座標系６に沿って
方向ｘ，ｙおよびｚの相互に垂直な、無関係な磁場成分
を生成するための傾斜磁場コイルが設けられている。図
１にはわかりやすくするために、傾斜磁場コイル７およ
び８しか示されていない。これらのコイルは、同じ形式
の相対向する一対の傾斜コイルとともにｘ−傾斜磁場を
生成するために用いられる。同形式の、図示されていな
いｙ−傾斜磁場コイルは、身体５に平行にかつ身体の上
側並びに下側に存在し、ｚ−傾斜磁場に対するコイル
は、頭部端および足部端を結ぶ体軸を横断する方向に存
在する。傾斜磁場コイルは傾斜磁場増幅器１２から給電
される。この増幅器は、前以て決められたパルス系列に
相応してプロセス計算機１７によって制御される。この
パルス系列によって、核磁気共鳴信号の形成の際に層が
選択され、読出しの前に核磁気共鳴信号の位相が決定さ
れかつ読出し期間に核磁気共鳴信号の周波数が決定され
る。プロセス計算機１７はさらに、高周波パルス、すな
わち励起およびリフォーカシングパルスを発生するため
の手段１８を制御する。これらパルスは、送信増幅器１
４および切換スイッチ１９を介して高周波アンテナ９に
導かれる。
成要素が示されている。コイル１ないし４は基本磁場Ｂ
0を発生し、この磁場内に、医学上の診断のために使用
される際に患者５の検査すべき身体（被検体）が置かれ
る。コイル１ないし４は、磁石−電源装置１１によって
給電される。検査室１０にはさらに、座標系６に沿って
方向ｘ，ｙおよびｚの相互に垂直な、無関係な磁場成分
を生成するための傾斜磁場コイルが設けられている。図
１にはわかりやすくするために、傾斜磁場コイル７およ
び８しか示されていない。これらのコイルは、同じ形式
の相対向する一対の傾斜コイルとともにｘ−傾斜磁場を
生成するために用いられる。同形式の、図示されていな
いｙ−傾斜磁場コイルは、身体５に平行にかつ身体の上
側並びに下側に存在し、ｚ−傾斜磁場に対するコイル
は、頭部端および足部端を結ぶ体軸を横断する方向に存
在する。傾斜磁場コイルは傾斜磁場増幅器１２から給電
される。この増幅器は、前以て決められたパルス系列に
相応してプロセス計算機１７によって制御される。この
パルス系列によって、核磁気共鳴信号の形成の際に層が
選択され、読出しの前に核磁気共鳴信号の位相が決定さ
れかつ読出し期間に核磁気共鳴信号の周波数が決定され
る。プロセス計算機１７はさらに、高周波パルス、すな
わち励起およびリフォーカシングパルスを発生するため
の手段１８を制御する。これらパルスは、送信増幅器１
４および切換スイッチ１９を介して高周波アンテナ９に
導かれる。
【００１２】受信の場合、高周波アンテナ９によって受
信された信号は切換られたスイッチ１９を介して受信増
幅器１５に供給される。受信増幅器には、デコーダ２０
が後置接続されている。装置２１を介して、復調された
核磁気共鳴信号がサンプリングされかつデジタル化され
る。デジタル値はマトリクスメモリ２２に供給される。
このマトリクスメモリ２２には、マトリクスの測定され
ない行に零を充填するための手段２３が接続されてい
る。フーリエ変換手段２４を介して、画像スクリーン装
置２５に表示される画像信号が得られる。全体の過程
は、プロセス計算機１７によって制御される。
信された信号は切換られたスイッチ１９を介して受信増
幅器１５に供給される。受信増幅器には、デコーダ２０
が後置接続されている。装置２１を介して、復調された
核磁気共鳴信号がサンプリングされかつデジタル化され
る。デジタル値はマトリクスメモリ２２に供給される。
このマトリクスメモリ２２には、マトリクスの測定され
ない行に零を充填するための手段２３が接続されてい
る。フーリエ変換手段２４を介して、画像スクリーン装
置２５に表示される画像信号が得られる。全体の過程
は、プロセス計算機１７によって制御される。
【００１３】図２ないし図５には、しばしば“ターボス
ピンエコーシーケンス”と称されるよう公知のパルス系
列が図示されている。図３に示されているようにまず、
核スピンを励起するための９０°高周波パルスＲＦ１が
加えられる。これに、複数の１８０°高周波パルスＲＦ
２ないしＲＦ８が続く。これら高周波パルスによって、
核スピンがリフォーカシングされ、ひいてはエコー信号
の形の核磁気共鳴信号Ｓ１ないしＳ７が生ぜしめられ
る。全部の高周波パルスＲＦ１ないしＲＦ８は、層選択
磁場勾配ＧＳの作用下で照射されるので、これらパルス
はそれぞれ、被検体のある層内の核スピンにしか作用し
ない。スピンエコーＳ１ないしＳ７の振幅は、位相エン
コード勾配ＧＰを考慮しなければ、図２に示されている
ように、時定数Ｔ２によって低下する。スピンエコーＳ
１ないしＳ７の周波数エンコードのために、それぞれの
スピンエコーの持続時間の間、図４に示されている読出
し磁場勾配ＧＲが加えられる。第２の方向における局所
分解のために、それぞれのスピンエコーＳ１ないしＳ７
は個別に位相エンコードされる。このことは、それぞれ
のスピンエコーＳ１ないしＳ７に先行する、図５に示さ
れている位相エンコード磁場勾配ＧＰによって実現され
る。これら位相エンコード磁場勾配によって惹き起こさ
れる位相シフトは、それぞれの信号Ｓ１ないしＳ７に続
く、反対の方向の位相エンコード磁場勾配によって再び
解消される。
ピンエコーシーケンス”と称されるよう公知のパルス系
列が図示されている。図３に示されているようにまず、
核スピンを励起するための９０°高周波パルスＲＦ１が
加えられる。これに、複数の１８０°高周波パルスＲＦ
２ないしＲＦ８が続く。これら高周波パルスによって、
核スピンがリフォーカシングされ、ひいてはエコー信号
の形の核磁気共鳴信号Ｓ１ないしＳ７が生ぜしめられ
る。全部の高周波パルスＲＦ１ないしＲＦ８は、層選択
磁場勾配ＧＳの作用下で照射されるので、これらパルス
はそれぞれ、被検体のある層内の核スピンにしか作用し
ない。スピンエコーＳ１ないしＳ７の振幅は、位相エン
コード勾配ＧＰを考慮しなければ、図２に示されている
ように、時定数Ｔ２によって低下する。スピンエコーＳ
１ないしＳ７の周波数エンコードのために、それぞれの
スピンエコーの持続時間の間、図４に示されている読出
し磁場勾配ＧＲが加えられる。第２の方向における局所
分解のために、それぞれのスピンエコーＳ１ないしＳ７
は個別に位相エンコードされる。このことは、それぞれ
のスピンエコーＳ１ないしＳ７に先行する、図５に示さ
れている位相エンコード磁場勾配ＧＰによって実現され
る。これら位相エンコード磁場勾配によって惹き起こさ
れる位相シフトは、それぞれの信号Ｓ１ないしＳ７に続
く、反対の方向の位相エンコード磁場勾配によって再び
解消される。
【００１４】この形式の方法は、既に冒頭に述べた論文
“Fast Spin Echo with Use of Half Scanning”(in SM
RM-Abstract Band,11. SMRM Berlin, １９９２年）にお
いて公知である。その際図３ないし図５のパルス系列
は、位相エンコード磁場勾配のその都度異なった値によ
って複数回実施される。というのは、個別励起後、全体
のフーリエ空間はまだサンプリングされないからであ
る。すなわち、所謂“シングルショット”技術は扱われ
ていない。
“Fast Spin Echo with Use of Half Scanning”(in SM
RM-Abstract Band,11. SMRM Berlin, １９９２年）にお
いて公知である。その際図３ないし図５のパルス系列
は、位相エンコード磁場勾配のその都度異なった値によ
って複数回実施される。というのは、個別励起後、全体
のフーリエ空間はまだサンプリングされないからであ
る。すなわち、所謂“シングルショット”技術は扱われ
ていない。
【００１５】スピンエコーＳ１ないしＳ７のそれぞれは
サンプリングされ、デジタル化されかつ原データマトリ
クスの行にエントリされる。その際原データマトリクス
のそれぞれの行は、所定の位相エンコード、すなわち有
効な位相エンコード磁場勾配ＧＰによって決められる、
エコー信号のデフェージングに相応する。その際デフェ
ージングは、原データマトリクスの最初の行から最後の
行まで同じステップにおいて最大の正の値から最大の負
の値まで変化する。真中の行において、デフェージング
は零である。
サンプリングされ、デジタル化されかつ原データマトリ
クスの行にエントリされる。その際原データマトリクス
のそれぞれの行は、所定の位相エンコード、すなわち有
効な位相エンコード磁場勾配ＧＰによって決められる、
エコー信号のデフェージングに相応する。その際デフェ
ージングは、原データマトリクスの最初の行から最後の
行まで同じステップにおいて最大の正の値から最大の負
の値まで変化する。真中の行において、デフェージング
は零である。
【００１６】ハーフフーリエ方法では、原データマトリ
クスの半分より多少多くしか（図示の例では上側の半
部）充填されない。測定時間を一層節約するために、原
データマトリクスの上側の縁領域における行、すなわち
最も低い行番号を有する行には、測定値を充填しないよ
うにすることもできる。このことは、“低減ライン”方
法と称されかつ使用の装置では既に適用される。パルス
系列毎に得られる信号の数に相応して、原データマトリ
クスの占有さるべき部分は７つの行群に分割され、その
際それぞれのパルス系列のその都度第１の信号Ｓ１は第
１の行群にエントリされ、それぞれのパルス系列のその
都度第２の信号Ｓ２は第２の行群にエントリされ、以下
同様である。パルス系列は、それぞれの行群のすべての
行が占有されるまで、種々異なった位相エンコード磁場
勾配によって何度も実施される。したがってこの公知の
方法では、原データマトリクスの縁行における信号、す
なわち最もデフェージングされている信号は、それぞれ
のパルス系列において、高周波励起パルスＲＦ１の後す
ぐに生じ、一方原データマトリクスの真中の行における
信号、すなわち最もデフェージングされていない信号
は、高周波励起パルスに対して大きな時間的な間隔をお
いて生じる。
クスの半分より多少多くしか（図示の例では上側の半
部）充填されない。測定時間を一層節約するために、原
データマトリクスの上側の縁領域における行、すなわち
最も低い行番号を有する行には、測定値を充填しないよ
うにすることもできる。このことは、“低減ライン”方
法と称されかつ使用の装置では既に適用される。パルス
系列毎に得られる信号の数に相応して、原データマトリ
クスの占有さるべき部分は７つの行群に分割され、その
際それぞれのパルス系列のその都度第１の信号Ｓ１は第
１の行群にエントリされ、それぞれのパルス系列のその
都度第２の信号Ｓ２は第２の行群にエントリされ、以下
同様である。パルス系列は、それぞれの行群のすべての
行が占有されるまで、種々異なった位相エンコード磁場
勾配によって何度も実施される。したがってこの公知の
方法では、原データマトリクスの縁行における信号、す
なわち最もデフェージングされている信号は、それぞれ
のパルス系列において、高周波励起パルスＲＦ１の後す
ぐに生じ、一方原データマトリクスの真中の行における
信号、すなわち最もデフェージングされていない信号
は、高周波励起パルスに対して大きな時間的な間隔をお
いて生じる。
【００１７】原データマトリクスにおいて、通例、真中
の行は零行と称されかつその他の行は上に向かっては正
の極性をもって、また下に向かっては負の極性をもって
通し番号が付けられる。
の行は零行と称されかつその他の行は上に向かっては正
の極性をもって、また下に向かっては負の極性をもって
通し番号が付けられる。
【００１８】図６の原データマトリクスから、公知の方
法で、２次元フーリエ変換および後に詳しく説明するハ
ーフフーリエ方式によって１つの画像を形成することが
できる。
法で、２次元フーリエ変換および後に詳しく説明するハ
ーフフーリエ方式によって１つの画像を形成することが
できる。
【００１９】図２からわかるように、すべてのスピンエ
コーＳ１ないしＳ７は、時定数Ｔ２に依存している異な
った振幅を有しており、それ故にそれらは異なってＴ２
強調されている。原データマトリクスから再構成すべき
画像の強調は、実質的に、位相エンコード磁場勾配が最
小の振幅を有し、したがってエコー信号が最もデフェー
ジングされていないエコーの時間位置によって決定され
る。図２ないし図６の実施例において、これはエコー信
号Ｓ７である。９０°励起パルスとこのエコー信号Ｓ７
との間の時間間隔は、有効エコー時間ＴＥeffとも称さ
れる。原データマトリクスの零行に記録されるエコー信
号Ｓ７は高周波励起パルスＲＦ１に対して大きな距離を
有しているので、エコー信号の、原データマトリクスに
おける従来の分類整理の場合、著しいＴ２強調像が生
じ、それは数多くの場合において不都合である。
コーＳ１ないしＳ７は、時定数Ｔ２に依存している異な
った振幅を有しており、それ故にそれらは異なってＴ２
強調されている。原データマトリクスから再構成すべき
画像の強調は、実質的に、位相エンコード磁場勾配が最
小の振幅を有し、したがってエコー信号が最もデフェー
ジングされていないエコーの時間位置によって決定され
る。図２ないし図６の実施例において、これはエコー信
号Ｓ７である。９０°励起パルスとこのエコー信号Ｓ７
との間の時間間隔は、有効エコー時間ＴＥeffとも称さ
れる。原データマトリクスの零行に記録されるエコー信
号Ｓ７は高周波励起パルスＲＦ１に対して大きな距離を
有しているので、エコー信号の、原データマトリクスに
おける従来の分類整理の場合、著しいＴ２強調像が生
じ、それは数多くの場合において不都合である。
【００２０】極端に著しいＴ２強調は、殊に冒頭で説明
した“シングルショット”技術において生じる。という
のは、この場合パルス系列の最後の信号が高周波励起パ
ルスに対して大きな距離を有しているからである。この
著しいＴ２強調は、以下に実施例に基づいて説明する本
発明のパルス系列によって回避することができる。
した“シングルショット”技術において生じる。という
のは、この場合パルス系列の最後の信号が高周波励起パ
ルスに対して大きな距離を有しているからである。この
著しいＴ２強調は、以下に実施例に基づいて説明する本
発明のパルス系列によって回避することができる。
【００２１】パルス系列は、図２ないし図４に図示され
かつ既に説明したように経過する。確かにここでは、唯
一の高周波励起パルスＲＦ１の後に原データマトリクス
に対するすべてのエコー信号が得られる“シングルショ
ット”技術が使用される。それ故に、実際には図示の７
つのエコー信号より著しく多くのエコー信号が必要であ
る。しかしわかり易くするために、以下に、原データマ
トリクスの僅か７行から１つの画像が形成され、かつそ
れ故に７つの異なって位相エンコードされたエコー信号
Ｓ１ないしＳ７のみが得られるものと仮定する。
かつ既に説明したように経過する。確かにここでは、唯
一の高周波励起パルスＲＦ１の後に原データマトリクス
に対するすべてのエコー信号が得られる“シングルショ
ット”技術が使用される。それ故に、実際には図示の７
つのエコー信号より著しく多くのエコー信号が必要であ
る。しかしわかり易くするために、以下に、原データマ
トリクスの僅か７行から１つの画像が形成され、かつそ
れ故に７つの異なって位相エンコードされたエコー信号
Ｓ１ないしＳ７のみが得られるものと仮定する。
【００２２】ここでＴ２強調は、ハーフフーリエ技術に
おいてスピンエコーを零行の近傍にはじめに分類するこ
とによって低減される。位相エンコード磁場勾配のこの
ために必要な経過は、図７に示されている。その際第１
のスピンエコーＳ１は正の方向にほんの僅かしかデフェ
ージングまたは位相エンコードされず、第２のエコー信
号は位相エンコードされずかつしたがって図８の零行に
位置することになり、一方後続のエコー信号Ｓ３ないし
Ｓ７は負の方向においてますます位相エンコードされ、
したがって引き続き、図８の原データマトリクスの行に
下方に向かって分類される。その際原データマトリクス
ＭＲの最下行、すなわち最大の負の行番号を有する行に
も測定値を格納しないことによって付加的に測定時間を
節約することができる。しかし以下に説明する理由か
ら、零行に測定値を格納することは重要である。したが
ってすなわちこれにより、原データマトリクスの、零行
に対して非対称的に位置しかつ零行を含んでいる領域に
測定値が充填される。
おいてスピンエコーを零行の近傍にはじめに分類するこ
とによって低減される。位相エンコード磁場勾配のこの
ために必要な経過は、図７に示されている。その際第１
のスピンエコーＳ１は正の方向にほんの僅かしかデフェ
ージングまたは位相エンコードされず、第２のエコー信
号は位相エンコードされずかつしたがって図８の零行に
位置することになり、一方後続のエコー信号Ｓ３ないし
Ｓ７は負の方向においてますます位相エンコードされ、
したがって引き続き、図８の原データマトリクスの行に
下方に向かって分類される。その際原データマトリクス
ＭＲの最下行、すなわち最大の負の行番号を有する行に
も測定値を格納しないことによって付加的に測定時間を
節約することができる。しかし以下に説明する理由か
ら、零行に測定値を格納することは重要である。したが
ってすなわちこれにより、原データマトリクスの、零行
に対して非対称的に位置しかつ零行を含んでいる領域に
測定値が充填される。
【００２３】原データマトリクスの零行に分類されるエ
コー信号Ｓ２は弱くしかＴ２強調されておらず、その結
果全体として僅かにＴ２強調された画像が形成される。
この方法の特別な利点は、行毎にスピンエコーの振幅の
著しい変化が発生せず、その結果冒頭に述べた公知技術
において生じるバンディングアーチファクトが回避され
る点にある。
コー信号Ｓ２は弱くしかＴ２強調されておらず、その結
果全体として僅かにＴ２強調された画像が形成される。
この方法の特別な利点は、行毎にスピンエコーの振幅の
著しい変化が発生せず、その結果冒頭に述べた公知技術
において生じるバンディングアーチファクトが回避され
る点にある。
【００２４】すなわち既述の方法によれば、フーリエ空
間の一部しかサンプリングされない。実対象に基づい
て、原データマトリクスは零行に対して理論的に共役複
素対称である。零行は常時一緒に測定しなければならな
い。その理由は、零行は、測定される対象の大まかな構
造に関する情報およびＳＮ比に決定的に影響を及ぼす低
い周波数を含んでいるからである。確かに実際に、零行
の位置は測定に基づいて正確に決定することができな
い。というのは、その位置は基本磁場における不均質
性、渦電流および磁場勾配オフセットによって誤ったも
のにされるからである。零行が原データマトリクスの真
中に正確に位置せずかつスピンエコーがそれぞれの行の
真中に正確に位置しないとき、フーリエ変換されたデー
タの、行ないし列方向における位相シフトが生じる。完
全な原データマトリクスを測定するとき、信号の実数部
並びに同時に虚数部を評価のために使用しかつ絶対値形
成を実施することによって、前記位相シフトを平均化す
ることができる。しかしフーリエ行の、零行に対して非
対称的に位置する部分しか測定しないとき、良好な品質
の画像を形成するために、位相シフトを別の方法で補正
しなければならない。
間の一部しかサンプリングされない。実対象に基づい
て、原データマトリクスは零行に対して理論的に共役複
素対称である。零行は常時一緒に測定しなければならな
い。その理由は、零行は、測定される対象の大まかな構
造に関する情報およびＳＮ比に決定的に影響を及ぼす低
い周波数を含んでいるからである。確かに実際に、零行
の位置は測定に基づいて正確に決定することができな
い。というのは、その位置は基本磁場における不均質
性、渦電流および磁場勾配オフセットによって誤ったも
のにされるからである。零行が原データマトリクスの真
中に正確に位置せずかつスピンエコーがそれぞれの行の
真中に正確に位置しないとき、フーリエ変換されたデー
タの、行ないし列方向における位相シフトが生じる。完
全な原データマトリクスを測定するとき、信号の実数部
並びに同時に虚数部を評価のために使用しかつ絶対値形
成を実施することによって、前記位相シフトを平均化す
ることができる。しかしフーリエ行の、零行に対して非
対称的に位置する部分しか測定しないとき、良好な品質
の画像を形成するために、位相シフトを別の方法で補正
しなければならない。
【００２５】それ故に、原データマトリクスＭＲの零行
を越えた数行、すなわち零行の両側における行が測定さ
れる。図９のフローチャートに示されているように、零
行の周囲の行の中央の列は、所望の画像マトリクスの大
きさを有する補正マトリクスＭＣの真中に配置される。
この補正マトリクスＭＣのその他の領域には零が充填さ
れる。引き続いて、この補正マトリクスはフーリエ変換
される。外側の領域に零を充填することによって生じる
アーチファクトを回避するために、フーリエ変換の前
に、線形フィルタ（例えばハニングフィルタ）が使用さ
れる。原データマトリクスＭＲにも、２次マトリクスを
得るために、測定値が充填されていない行に零が充填さ
れかつ同様にフィルタリングされかつフーリエ変換され
る。このようにして形成されたマトリクスは共役複素正
規化補正マトリクスＭＣ′と乗算されかつ画像データの
絶対実数部が使用される。行われる補正に基づいて、位
相、したがって虚数部が零であり、ひいては絶対値が実
数部に等しくなるようにする。
を越えた数行、すなわち零行の両側における行が測定さ
れる。図９のフローチャートに示されているように、零
行の周囲の行の中央の列は、所望の画像マトリクスの大
きさを有する補正マトリクスＭＣの真中に配置される。
この補正マトリクスＭＣのその他の領域には零が充填さ
れる。引き続いて、この補正マトリクスはフーリエ変換
される。外側の領域に零を充填することによって生じる
アーチファクトを回避するために、フーリエ変換の前
に、線形フィルタ（例えばハニングフィルタ）が使用さ
れる。原データマトリクスＭＲにも、２次マトリクスを
得るために、測定値が充填されていない行に零が充填さ
れかつ同様にフィルタリングされかつフーリエ変換され
る。このようにして形成されたマトリクスは共役複素正
規化補正マトリクスＭＣ′と乗算されかつ画像データの
絶対実数部が使用される。行われる補正に基づいて、位
相、したがって虚数部が零であり、ひいては絶対値が実
数部に等しくなるようにする。
【００２６】この方法は、３次元の画像形成にも拡張す
ることができる。相応のパルス系列は、図１０ないし図
１２に示されている。この場合も、９０°高周波励起パ
ルスＲＦ１に再び、相応のスピンエコーＳ１ないしＳ７
を発生するリフォーカシングパルスＲＦ２ないしＲＦ７
が続く。スピンエコーＳ１ないしＳ７の、位相エンコー
ド勾配ＧＰおよび読出し勾配ＧＲによるエンコードは、
図２ないし図７の実施例と同様に行われる。しかしこの
実施例とは異なって、それぞれのスピンエコーＳ１ない
しＳ７の前の層選択方向において、別の位相エンコード
磁場勾配ＧＰＳが加えられ、その際それぞれのスピンエ
コーＳ１ないしＳ７の後、反対方向の磁場勾配によって
スピンは再びリフェージングされる。選択励起はここで
は比較的厚い層ないしスライスに及び、その際層選択方
向における付加的な位相エンコード磁場勾配によって、
さらに層方向における局所分解が行われる。層選択方向
における位相エンコード磁場勾配ＧＰＳは、スピンエコ
ーＳ１ないしＳ７に対して一定である。しかし図示のパ
ルス系列は、層選択方向における磁場勾配表のＮ個の異
なった値によってＮ回実施される。これにより、３次元
の原データマトリクスを作成することができ、そこから
３次元フーリエ変換によって画像が形成される。
ることができる。相応のパルス系列は、図１０ないし図
１２に示されている。この場合も、９０°高周波励起パ
ルスＲＦ１に再び、相応のスピンエコーＳ１ないしＳ７
を発生するリフォーカシングパルスＲＦ２ないしＲＦ７
が続く。スピンエコーＳ１ないしＳ７の、位相エンコー
ド勾配ＧＰおよび読出し勾配ＧＲによるエンコードは、
図２ないし図７の実施例と同様に行われる。しかしこの
実施例とは異なって、それぞれのスピンエコーＳ１ない
しＳ７の前の層選択方向において、別の位相エンコード
磁場勾配ＧＰＳが加えられ、その際それぞれのスピンエ
コーＳ１ないしＳ７の後、反対方向の磁場勾配によって
スピンは再びリフェージングされる。選択励起はここで
は比較的厚い層ないしスライスに及び、その際層選択方
向における付加的な位相エンコード磁場勾配によって、
さらに層方向における局所分解が行われる。層選択方向
における位相エンコード磁場勾配ＧＰＳは、スピンエコ
ーＳ１ないしＳ７に対して一定である。しかし図示のパ
ルス系列は、層選択方向における磁場勾配表のＮ個の異
なった値によってＮ回実施される。これにより、３次元
の原データマトリクスを作成することができ、そこから
３次元フーリエ変換によって画像が形成される。
【００２７】
【発明の効果】本発明の核スピン断層撮影装置によれ
ば、シングルショット技術におけるターボスピンエコー
方法にしたがった新規なパルス系列の発生が可能にな
り、発生される画像のＴ２強調が低減され、同時にアー
チファクトが大幅に回避されるという利点が得られる。
ば、シングルショット技術におけるターボスピンエコー
方法にしたがった新規なパルス系列の発生が可能にな
り、発生される画像のＴ２強調が低減され、同時にアー
チファクトが大幅に回避されるという利点が得られる。
【図１】本発明の核スピン断層撮影装置の概略を示すブ
ロック線図である。
ロック線図である。
【図２】エコー信号の、原データマトリクスへの従来の
分類が行われるハーフフーリエ方法にしたがった公知の
ターボスピンエコー系列のエコー信号を示す線図であ
る。
分類が行われるハーフフーリエ方法にしたがった公知の
ターボスピンエコー系列のエコー信号を示す線図であ
る。
【図３】図２に対応する、高周波励起パルスおよびリフ
ァーカシングパルス並びに層選択磁場勾配を示す線図で
ある。
ァーカシングパルス並びに層選択磁場勾配を示す線図で
ある。
【図４】図２に対応する、読出し磁場勾配を示す線図で
ある。
ある。
【図５】図２の対応する、位相エンコード磁場勾配を示
す線図である。
す線図である。
【図６】図２に対応する、エコー信号の、原データマト
リクスへの入力を説明する図である。
リクスへの入力を説明する図である。
【図７】本発明のしたがったエコー信号の分類整理が行
われるターボスピンエコー系列の位相エンコード磁場勾
配を示す線図である。
われるターボスピンエコー系列の位相エンコード磁場勾
配を示す線図である。
【図８】図７に対応する、エコー信号の、原データマト
リクスへの入力を説明する図である。
リクスへの入力を説明する図である。
【図９】ハーフフーリエ方法にしたがった画像再構成を
説明するチャートを示す図である。
説明するチャートを示す図である。
【図１０】３次元の画像形成に対する相応のパルス系列
の高周波励起パルスおよびリファーカシングパルス並び
に層選択磁場勾配および位相エンコード磁場勾配を示す
線図である。
の高周波励起パルスおよびリファーカシングパルス並び
に層選択磁場勾配および位相エンコード磁場勾配を示す
線図である。
【図１１】図１０に対応する、読出し磁場勾配を示す線
図である。
図である。
【図１２】図１０に対応する、位相エンコード磁場勾配
を示す線図である。
を示す線図である。
１７ プロセス計算機、 １８ 高周波パルス発生手
段、 ２０ デコーダ、２１ サンプリングおよびＡＤ
変換器、 ２２ マトリクスメモリ、 ２３零充填手
段、 ２４ フーリエ変換手段、 ２５ 画像スクリー
ン装置、 ＲＦ１−ＲＦ８ 高周波パルス、 ＧＳ 層
選択磁場勾配、 Ｓ１−Ｓ７ スピンエコー、 ＧＰ，
ＧＰＳ 位相エンコード磁場勾配、 Ｔ２ 時定数、
ＧＲ 読出し勾配、 ＴＥeff 有効エコー時間、 Ｍ
Ｒ，ＭＲ′ 原データマトリクス、 ＭＣ，ＭＣ′ 補
正マトリクス
段、 ２０ デコーダ、２１ サンプリングおよびＡＤ
変換器、 ２２ マトリクスメモリ、 ２３零充填手
段、 ２４ フーリエ変換手段、 ２５ 画像スクリー
ン装置、 ＲＦ１−ＲＦ８ 高周波パルス、 ＧＳ 層
選択磁場勾配、 Ｓ１−Ｓ７ スピンエコー、 ＧＰ，
ＧＰＳ 位相エンコード磁場勾配、 Ｔ２ 時定数、
ＧＲ 読出し勾配、 ＴＥeff 有効エコー時間、 Ｍ
Ｒ，ＭＲ′ 原データマトリクス、 ＭＣ，ＭＣ′ 補
正マトリクス
Claims (5)
- 【請求項１】 ａ）被検体に高周波励起パルス（ＲＦ
１）を照射するための手段を備え、 ｂ）画像の再構成を可能にするために十分な数のエコー
信号（Ｓ１−Ｓ７）を形成するために前記高周波励起パ
ルス（ＲＦ１）の後にその都度高周波リフォーカシング
パルス（ＲＦ２−ＲＦ８）を繰り返し照射するための手
段を備え、 ｃ）第１の方向における位相エンコード磁場勾配（Ｇ
Ｐ）を加えるための手段を備え、これによって前記エコ
ー信号（Ｓ１−Ｓ７）がその都度種々異なって位相エン
コードされかつ該位相エンコード磁場勾配によって僅か
しかデフェージングされていないエコー信号が前記高周
波励起パルス（ＲＦ１）後直ちに生成されるようにし、 ｄ）読出し磁場勾配（ＧＲ）のもとで前記エコー信号
（Ｓ１−Ｓ７）のそれぞれをサンプリングするための手
段を備え、 ｅ）前記サンプリング値をそれぞれの行に記憶するため
の原データマトリクス（ＭＲ）を備え、該原データマト
リクス（ＭＲ）の、零行に対して非対称に位置しかつ該
零行を含んでいる部分のみにサンプリング値が充填さ
れ、 ｆ）前記原データマトリクス（ＭＲ）からハーフフーリ
エ変換を用いて画像を再構成するための手段を備えたこ
とを特徴とする核スピン断層撮影装置。 - 【請求項２】 前記位相エンコード磁場勾配を加えるた
めの手段は、前記エコー信号（Ｓ１−Ｓ７）を順序の点
で前記励起高周波パルスの後、前記位相エンコード磁場
勾配による小さなデフェージングから始まって同じステ
ップにおいて強いデフェージングまで反対の方向にエン
コードする請求項１記載の核スピン断層撮影装置。 - 【請求項３】 前記高周波リフォーカシングパルス（Ｒ
Ｆ２−ＲＦ８）を繰り返し照射するための手段は、該パ
ルスを、それらが１８０°より小さなフリップ角度を生
じさせるように照射する請求項１または２記載の核スピ
ン断層撮影装置。 - 【請求項４】 前記それぞれのエコー信号（Ｓ１−Ｓ
７）の前に前記位相エンコード磁場勾配を加えるための
手段は、パルス系列のすべてのエコー信号に対して同じ
位相エンコード磁場勾配（ＧＰＳ）を、第１および第２
の方向に対して垂直である第３の方向において加え、こ
こにおいてそれぞれのエコー信号（Ｓ１−Ｓ７）の後
に、スピンが反対方向の位相エンコード磁場勾配（ＧＰ
Ｓ）によってリフェージングされ、該位相エンコード磁
場勾配は前記第３の方向においてパルス系列毎にＮ個の
ステップにおいて変化し、かつサンプリング値がエント
リされる原データマトリクス（ＭＲ）は３次元であり、
かつ画像を再構成するための手段は該画像を３次元のフ
ーリエ変換を用いて形成する請求項１記載の核スピン断
層撮影装置。 - 【請求項５】 前記高周波励起パルス（ＲＦ１）を照射
するための手段並びに前記高周波リフォーカシングパル
ス（ＲＦ２−ＲＦ８）を照射するための手段は、層選択
磁場勾配（ＧＳ）の作用下で前記高周波励起パルス（Ｒ
Ｆ１）および前記高周波リフォーカシングパルス（ＲＦ
２−ＲＦ８）を照射する請求項１から４までのいずれか
１項記載の核スピン断層撮影装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4318212 | 1993-06-01 | ||
| DE4318212.7 | 1993-06-01 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0795972A true JPH0795972A (ja) | 1995-04-11 |
| JP2793125B2 JP2793125B2 (ja) | 1998-09-03 |
Family
ID=6489387
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6120242A Expired - Lifetime JP2793125B2 (ja) | 1993-06-01 | 1994-06-01 | 核スピン断層撮影装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5459401A (ja) |
| JP (1) | JP2793125B2 (ja) |
| DE (1) | DE4415393B4 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003528680A (ja) * | 2000-03-31 | 2003-09-30 | アメルシャム ヘルス アクスイェ セルスカプ | 磁気共鳴画像法 |
| KR100677017B1 (ko) * | 2001-10-26 | 2007-01-31 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | 0차 위상 검출 방법 및 ｍｒｉ 시스템 |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
| DE10010421C2 (de) | 2000-03-03 | 2002-01-17 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts und Magnetresonanztomographiegerät |
| DE10012278C2 (de) | 2000-03-14 | 2002-10-17 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts zum Erzeugen eines Magnetresonanzspektrums |
| USRE45725E1 (en) | 2000-12-21 | 2015-10-06 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| AU2002232876A1 (en) | 2000-12-21 | 2002-07-01 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train mr imaging using prescribed signal evolutions |
| DE10123772B4 (de) * | 2001-05-16 | 2005-12-01 | Bruker Biospin Mri Gmbh | Verfahren zur Erzeugung von ortskodierten Messsignalen |
| WO2010048708A1 (en) * | 2008-10-27 | 2010-05-06 | The University Of Western Ontario | System and method for magnetic resonance imaging |
| JP5377220B2 (ja) * | 2009-10-23 | 2013-12-25 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102010041107A1 (de) * | 2010-09-21 | 2012-01-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Bildverarbeitungsverfahren für medizinische Bilddaten |
| DE102012213549B3 (de) | 2012-08-01 | 2014-01-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Vermeidung von Artefakten bei der Aufnahme von Magnetresonanzdaten |
| DE102020210776A1 (de) | 2020-08-26 | 2022-03-03 | Siemens Healthcare Gmbh | Magnetresonanztomographie-Rekonstruktion durch Verwenden von maschinellem Lernen für eine Multikontrasterfassung |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6177748A (ja) * | 1984-09-18 | 1986-04-21 | ブルーカー・メデイツインテヒニク・ゲゼルシヤフト・ミツト・ベシユレンクテル・ハフツング | 核磁気共鳴を測定する方法 |
| JPS6227933A (ja) * | 1985-07-26 | 1987-02-05 | シ−メンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核スピン断層撮影装置 |
| JPS6464636A (en) * | 1987-09-04 | 1989-03-10 | Toshiba Corp | Reconstitution of image in magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH01166746A (ja) * | 1987-11-23 | 1989-06-30 | Picker Internatl Inc | 磁気共鳴画像化装置 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4521733A (en) * | 1983-05-23 | 1985-06-04 | General Electric Company | NMR Imaging of the transverse relaxation time using multiple spin echo sequences |
| DE3414634A1 (de) * | 1984-04-18 | 1985-10-24 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zum anregen einer probe fuer die nmr-tomographie |
| DE4035410C2 (de) * | 1989-11-20 | 2000-03-16 | Siemens Ag | Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren |
| US5001429A (en) * | 1989-11-21 | 1991-03-19 | General Electric Company | Removal of truncation artifacts in NMR imaging |
| US5168226A (en) * | 1991-05-22 | 1992-12-01 | General Electric | Acquisition of multiple images in fast spin echo nmr scans |
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| JP3153574B2 (ja) * | 1991-08-23 | 2001-04-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| DE4139509C2 (de) * | 1991-11-29 | 1995-09-07 | Siemens Ag | Bildgebendes Verfahren für ein Kernspintomographiegerät, das eine Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren verwendet |
| JPH05237067A (ja) * | 1992-02-27 | 1993-09-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3276669B2 (ja) * | 1992-05-29 | 2002-04-22 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1994
- 1994-05-02 DE DE4415393A patent/DE4415393B4/de not_active Expired - Lifetime
- 1994-05-31 US US08/250,529 patent/US5459401A/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-06-01 JP JP6120242A patent/JP2793125B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6177748A (ja) * | 1984-09-18 | 1986-04-21 | ブルーカー・メデイツインテヒニク・ゲゼルシヤフト・ミツト・ベシユレンクテル・ハフツング | 核磁気共鳴を測定する方法 |
| JPS6227933A (ja) * | 1985-07-26 | 1987-02-05 | シ−メンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核スピン断層撮影装置 |
| JPS6464636A (en) * | 1987-09-04 | 1989-03-10 | Toshiba Corp | Reconstitution of image in magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH01166746A (ja) * | 1987-11-23 | 1989-06-30 | Picker Internatl Inc | 磁気共鳴画像化装置 |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003528680A (ja) * | 2000-03-31 | 2003-09-30 | アメルシャム ヘルス アクスイェ セルスカプ | 磁気共鳴画像法 |
| KR100677017B1 (ko) * | 2001-10-26 | 2007-01-31 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | 0차 위상 검출 방법 및 ｍｒｉ 시스템 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE4415393A1 (de) | 1994-12-08 |
| JP2793125B2 (ja) | 1998-09-03 |
| DE4415393B4 (de) | 2010-10-14 |
| US5459401A (en) | 1995-10-17 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US8228063B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| US8760163B2 (en) | Diffusion-weighted magnetic resonance imaging using 3D mosaic segmentation and 3D navigator phase correction | |
| US6414487B1 (en) | Time and memory optimized method of acquiring and reconstructing multi-shot 3D MRI data | |
| US5652516A (en) | Spectroscopic magnetic resonance imaging using spiral trajectories | |
| JP4395516B2 (ja) | 脂肪抑制を用いる血管の等方性画像形成 | |
| US20190219654A1 (en) | Method for varying undersampling dimension for accelerating multiple-acquisition magnetic resonance imaging and device for the same | |
| US20040064032A1 (en) | Data acquisition method and apparatus for MR imaging | |
| JPH06500947A (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 | |
| JP2793125B2 (ja) | 核スピン断層撮影装置 | |
| JPH10290795A (ja) | 核磁気共鳴システム | |
| US7197353B2 (en) | Sensitivity encoding MRI acquisition method | |
| US6169398B1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and imaging method | |
| JP6762284B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置およびノイズ除去方法 | |
| US5357200A (en) | Magnetic resonance imaging method and apparatus | |
| US7332909B2 (en) | MR imaging method | |
| JPH05300895A (ja) | Ｍｒｉ装置における核スピンの選択励起方法 | |
| US20160018500A1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| JP2625492B2 (ja) | 核スピン断層撮影装置 | |
| Poole et al. | Volume parcellation for improved dynamic shimming | |
| JPH0663029A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US5814991A (en) | Magnetic resonance tomography method with screening of signals from tissues with long transverse relaxation times | |
| US5172060A (en) | Method for recording spin resonance spectra | |
| US20200397335A1 (en) | Magnetic resonance imaging method, apparatus, and computer storage medium | |
| JP2002085376A (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置および方法 | |
| US20220057467A1 (en) | Epi mr imaging with distortion correction |
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: 19980512 |
|
| 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: 20080619 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090619 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100619 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110619 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120619 Year of fee payment: 14 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130619 Year of fee payment: 15 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |