JPH0856928A - 表面コイル配設により核磁化分布を決定するｍｒ法 - Google Patents
表面コイル配設により核磁化分布を決定するｍｒ法Info
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- JPH0856928A JPH0856928A JP7194753A JP19475395A JPH0856928A JP H0856928 A JPH0856928 A JP H0856928A JP 7194753 A JP7194753 A JP 7194753A JP 19475395 A JP19475395 A JP 19475395A JP H0856928 A JPH0856928 A JP H0856928A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 検査領域における核磁化分布を決定するため
のＭＲ法に関し、表面コイル配置の位置的感度不均一性
による影響を効果的に補正することが可能なＭＲ法を提
供することを目的とする。 【解決手段】 少なくとも１つのコイルを備え、位置的
に不均一な感度を有する表面コイル配置によってＭＲ検
査中に得られた画像データは、位置的に少なくともほぼ
均一な感度を有するボディコイル配置により得られたデ
ータから得られる補助値に基づいて修正される。ＭＲ検
査に加えて各ＭＲ補助測定が、ボディコイル配置と共に
表面コイル配置により実行され、２回のＭＲ補助測定は
互いに、及び、ＭＲ検査とは、時間的に別々に実行さ
れ、２回のＭＲ補助測定の実行中には検査領域に作用す
る磁場は等しい時間的変化を示し、補助値は２回のＭＲ
補助測定中に獲得されたデータから得られる。
のＭＲ法に関し、表面コイル配置の位置的感度不均一性
による影響を効果的に補正することが可能なＭＲ法を提
供することを目的とする。 【解決手段】 少なくとも１つのコイルを備え、位置的
に不均一な感度を有する表面コイル配置によってＭＲ検
査中に得られた画像データは、位置的に少なくともほぼ
均一な感度を有するボディコイル配置により得られたデ
ータから得られる補助値に基づいて修正される。ＭＲ検
査に加えて各ＭＲ補助測定が、ボディコイル配置と共に
表面コイル配置により実行され、２回のＭＲ補助測定は
互いに、及び、ＭＲ検査とは、時間的に別々に実行さ
れ、２回のＭＲ補助測定の実行中には検査領域に作用す
る磁場は等しい時間的変化を示し、補助値は２回のＭＲ
補助測定中に獲得されたデータから得られる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、検査領域における
核磁化分布を決定するためのＭＲ法に係わり、特に、少
なくとも１つのコイルを備え、位置的に不均一な感度を
有する表面コイル配置によってＭＲ検査中に得られた画
像データが、位置的に少なくともほぼ均一な感度を有す
るボディコイル配置により獲得されたデータから得られ
る補助値に基づいて補正されるＭＲ法に関する。
核磁化分布を決定するためのＭＲ法に係わり、特に、少
なくとも１つのコイルを備え、位置的に不均一な感度を
有する表面コイル配置によってＭＲ検査中に得られた画
像データが、位置的に少なくともほぼ均一な感度を有す
るボディコイル配置により獲得されたデータから得られ
る補助値に基づいて補正されるＭＲ法に関する。
【０００２】
【従来の技術】検査領域における核磁化分布を、少なく
とも１つ、実際には通常は数個の表面コイルを備える表
面コイル配置により決定することは、全検査領域からス
ピン共鳴信号を得ることができるコイルを用いた場合よ
りも信号対雑音比が十分良好であるという利点を有す
る。後者のコイルは全ボディコイル、あるいは、実際上
はボリュームコイルと称されるが、以後、ボディコイル
配置と称す。
とも１つ、実際には通常は数個の表面コイルを備える表
面コイル配置により決定することは、全検査領域からス
ピン共鳴信号を得ることができるコイルを用いた場合よ
りも信号対雑音比が十分良好であるという利点を有す
る。後者のコイルは全ボディコイル、あるいは、実際上
はボリュームコイルと称されるが、以後、ボディコイル
配置と称す。
【０００３】しかしながら、表面コイル配置によるＭＲ
画像の生成は、感度（ＭＲコイルの位置依存性感度はあ
る場所での磁気誘導と、磁気誘導を誘起している電流の
比として定義される）は位置的に不均一である、すなわ
ち、検査領域内のＭＲ信号が生ずる場所に依存する、と
いう欠点を有している。従って、表面コイル配置により
得られたデータは位置依存性の感度変化の影響が除去さ
れるように補正されなければならない。
画像の生成は、感度（ＭＲコイルの位置依存性感度はあ
る場所での磁気誘導と、磁気誘導を誘起している電流の
比として定義される）は位置的に不均一である、すなわ
ち、検査領域内のＭＲ信号が生ずる場所に依存する、と
いう欠点を有している。従って、表面コイル配置により
得られたデータは位置依存性の感度変化の影響が除去さ
れるように補正されなければならない。
【０００４】かかる目的のため、表面コイル配置に加え
てボディコイル配置を用いることが知られている。ボデ
ィコイル配置は位置的に均一な感度を有するので、ボデ
ィコイルにより得られるＭＲ画像によって、表面コイル
配置により受信されるＭＲ信号から生成されるＭＲ画像
を補正することができる。かかる手段を用いる第１の方
法として、ＥＰ−Ａ４１２８２４及びＯｋａｍｏｔｏ等
の文献（ＳＭＲＭ １１ｔｈ Ａｎｎｕａｌ Ｍｅｅｔ
ｉｎｇ，ｐｐ．４０４２、１９９２）に開示される方法
が公知である。上記公知の方法においては、表面コイル
配置の位置依存性感度を補正するための補助値は、表面
コイル配置と同時にボディコイル配置により獲得された
ＭＲ信号から得られる。
てボディコイル配置を用いることが知られている。ボデ
ィコイル配置は位置的に均一な感度を有するので、ボデ
ィコイルにより得られるＭＲ画像によって、表面コイル
配置により受信されるＭＲ信号から生成されるＭＲ画像
を補正することができる。かかる手段を用いる第１の方
法として、ＥＰ−Ａ４１２８２４及びＯｋａｍｏｔｏ等
の文献（ＳＭＲＭ １１ｔｈ Ａｎｎｕａｌ Ｍｅｅｔ
ｉｎｇ，ｐｐ．４０４２、１９９２）に開示される方法
が公知である。上記公知の方法においては、表面コイル
配置の位置依存性感度を補正するための補助値は、表面
コイル配置と同時にボディコイル配置により獲得された
ＭＲ信号から得られる。
【０００５】この方法が効果的に作用するためには表面
コイル配置の各コイルとボディコイル配置との間に誘導
結合が存在しないことが必要である。実際には、この条
件は特別な場合にしか満足されない。ＥＰ２７１１２３
に開示されるもう一つの方法においては、ＭＲ検査は１
つのコイルを備える表面コイル配置により時間的に別々
に実行され、ＭＲ補助測定（ＭＲ検査に関するものでは
あるが、以後ＭＲ補助測定と称す）はボディコイル配置
によって実行される。ＭＲ補助測定は、表面コイル配置
によるＭＲ検査よりも低い空間解像度で行なってもよい
が、これら２つのＭＲ法は同一のコントラスト特性を示
さなければならない。従って、ボディコイル配置による
ＭＲ補助測定の時間は獲得方法に依存して比較的長くな
る。さらに、２つのコイル配置によりカバーされる領域
において、高速に次々に連続して生ずる小さな体積変化
（例えばＭＲ血管造影で生ずるような）はＭＲ法の失敗
の原因となる。なぜならば、２つの画像の間のわずかな
空間的ずれによっても誤りが生ずるからである
コイル配置の各コイルとボディコイル配置との間に誘導
結合が存在しないことが必要である。実際には、この条
件は特別な場合にしか満足されない。ＥＰ２７１１２３
に開示されるもう一つの方法においては、ＭＲ検査は１
つのコイルを備える表面コイル配置により時間的に別々
に実行され、ＭＲ補助測定（ＭＲ検査に関するものでは
あるが、以後ＭＲ補助測定と称す）はボディコイル配置
によって実行される。ＭＲ補助測定は、表面コイル配置
によるＭＲ検査よりも低い空間解像度で行なってもよい
が、これら２つのＭＲ法は同一のコントラスト特性を示
さなければならない。従って、ボディコイル配置による
ＭＲ補助測定の時間は獲得方法に依存して比較的長くな
る。さらに、２つのコイル配置によりカバーされる領域
において、高速に次々に連続して生ずる小さな体積変化
（例えばＭＲ血管造影で生ずるような）はＭＲ法の失敗
の原因となる。なぜならば、２つの画像の間のわずかな
空間的ずれによっても誤りが生ずるからである
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、上述
の如き公知の方法を改良することにある。
の如き公知の方法を改良することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明によれば上記の目
的は、ＭＲ検査に加えて各ＭＲ補助検査をボディコイル
配置と共に表面コイル配置によって実行し、２つのＭＲ
補助測定を互いに、及び、ＭＲ検査とは時間的に別々に
実行し、２回のＭＲ補助検査の実行中は、検査領域に作
用する磁場は同一の時間変化を示し、補助値を２回のＭ
Ｒ補助測定の実行中に獲得されるデータから得ることに
より達成される。
的は、ＭＲ検査に加えて各ＭＲ補助検査をボディコイル
配置と共に表面コイル配置によって実行し、２つのＭＲ
補助測定を互いに、及び、ＭＲ検査とは時間的に別々に
実行し、２回のＭＲ補助検査の実行中は、検査領域に作
用する磁場は同一の時間変化を示し、補助値を２回のＭ
Ｒ補助測定の実行中に獲得されるデータから得ることに
より達成される。
【０００８】従って、本発明によれば、表面コイル配置
によるＭＲ検査に加えて、表面コイル配置による（第１
の）ＭＲ補助測定と、ボディコイル配置による（第２
の）ＭＲ補助測定とが実行される。この場合、検査領域
に作用する磁場が２回のＭＲ補助測定中に同一の時間変
化を示すこと、すなわち、検査領域に同一のシーケンス
が作用することが重要である。１回のＭＲ検査と１回の
ＭＲ補助測定とのみが必要とされるＥＰ−Ｂ２７１１２
３と比較すると、一見、より長時間要するように思われ
る。しかし、２回のＭＲ補助測定がＭＲ測定と同一のコ
ントラスト特性を示す必要はないので、上記の目的のた
めに非常に高速のＭＲ法を用いることができる。さら
に、ＭＲ補助測定においては低い空間解像度しか必要と
されず、従って、２回のＭＲ測定の測定時間はさらに短
くなる。その上、人間の血管系をＭＲ検査によって観察
する場合にも、２つのＭＲ補助測定によって血管が位置
する領域以外の血管系の像を生成する必要がないため、
問題は生じない。このため、２つのＭＲ補助測定の間に
血管系に位置的な変化が生じても、データの補正にいか
なる影響も及ぼさない。
によるＭＲ検査に加えて、表面コイル配置による（第１
の）ＭＲ補助測定と、ボディコイル配置による（第２
の）ＭＲ補助測定とが実行される。この場合、検査領域
に作用する磁場が２回のＭＲ補助測定中に同一の時間変
化を示すこと、すなわち、検査領域に同一のシーケンス
が作用することが重要である。１回のＭＲ検査と１回の
ＭＲ補助測定とのみが必要とされるＥＰ−Ｂ２７１１２
３と比較すると、一見、より長時間要するように思われ
る。しかし、２回のＭＲ補助測定がＭＲ測定と同一のコ
ントラスト特性を示す必要はないので、上記の目的のた
めに非常に高速のＭＲ法を用いることができる。さら
に、ＭＲ補助測定においては低い空間解像度しか必要と
されず、従って、２回のＭＲ測定の測定時間はさらに短
くなる。その上、人間の血管系をＭＲ検査によって観察
する場合にも、２つのＭＲ補助測定によって血管が位置
する領域以外の血管系の像を生成する必要がないため、
問題は生じない。このため、２つのＭＲ補助測定の間に
血管系に位置的な変化が生じても、データの補正にいか
なる影響も及ぼさない。
【０００９】本発明の更に別の実施例においては、重畳
画像は、一方では表面コイル配置によるＭＲ補助測定中
に獲得されるＭＲ画像データから計算され、他方ではＭ
Ｒ検査中に獲得されるＭＲ画像データから計算され、か
かる重畳画像は表面コイル配置の位置依存性感度に同様
に依存し、また、ＭＲ補助測定から獲得される重畳画像
と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測定により獲得さ
れるＭＲ画像との関係から補助値が得られ、かかる補助
値はＭＲ検査から得られる重畳画像を補正するのに用い
られる、というようにＭＲ検査中に得られる画像データ
が補正される。
画像は、一方では表面コイル配置によるＭＲ補助測定中
に獲得されるＭＲ画像データから計算され、他方ではＭ
Ｒ検査中に獲得されるＭＲ画像データから計算され、か
かる重畳画像は表面コイル配置の位置依存性感度に同様
に依存し、また、ＭＲ補助測定から獲得される重畳画像
と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測定により獲得さ
れるＭＲ画像との関係から補助値が得られ、かかる補助
値はＭＲ検査から得られる重畳画像を補正するのに用い
られる、というようにＭＲ検査中に得られる画像データ
が補正される。
【００１０】最適な信号対雑音比を有する好ましい実施
例においては、表面コイル配置の個々のコイルにより決
定されるＭＲ画像の重み付け和によって、ＭＲ重畳画像
が形成される。和をとられる各ＭＲ画像のＭＲ画像デー
タに適用される重み係数は、２回のＭＲ補助測定中に同
一の画素に対して決定される各ＭＲ画像データ間の関係
から得られる。
例においては、表面コイル配置の個々のコイルにより決
定されるＭＲ画像の重み付け和によって、ＭＲ重畳画像
が形成される。和をとられる各ＭＲ画像のＭＲ画像デー
タに適用される重み係数は、２回のＭＲ補助測定中に同
一の画素に対して決定される各ＭＲ画像データ間の関係
から得られる。
【００１１】本発明に係わる方法を実行する装置は ａ）少なくとも１つのコイルを備える表面コイル配置
と、 ｂ）位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボディ
コイル配置と、 ｃ）ＭＲ画像から補助値を得ると共に表面コイル配置及
びボディコイル配置により得られるＭＲ信号からＭＲ画
像を生成する処理手段と、 ｄ）検査領域に作用する磁場の時間的変化とＭＲ信号処
理とを制御するプログラム可能な制御手段と、 を備え、制御手段は、ＭＲ検査と、表面コイル配置によ
るＭＲ補助測定と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測
定と、が時間的に別々に実行され、かつ、ＭＲ補助測定
中に得られたデータから補助値を得るようにプログラム
され、補助データはＭＲ検査中に獲得されれる画像デー
タを補正するのに用いられるように構成されている。
と、 ｂ）位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボディ
コイル配置と、 ｃ）ＭＲ画像から補助値を得ると共に表面コイル配置及
びボディコイル配置により得られるＭＲ信号からＭＲ画
像を生成する処理手段と、 ｄ）検査領域に作用する磁場の時間的変化とＭＲ信号処
理とを制御するプログラム可能な制御手段と、 を備え、制御手段は、ＭＲ検査と、表面コイル配置によ
るＭＲ補助測定と、ボディコイル配置によるＭＲ補助測
定と、が時間的に別々に実行され、かつ、ＭＲ補助測定
中に得られたデータから補助値を得るようにプログラム
され、補助データはＭＲ検査中に獲得されれる画像デー
タを補正するのに用いられるように構成されている。
【００１２】さらに別の実施例においては、表面コイル
配置とボディコイル配置とは、ＭＲ信号をピックアップ
できる受信モードと、ＭＲ信号をピックアップできない
デカップリングモードとで動作することが可能であり、
これらのモードは、表面コイル配置が受信モードで動作
する場合には、ボディコイル配置がデカップリングモー
ドで動作するように、あるいはこの逆の状態になるよう
に、制御手段によって制御される。
配置とボディコイル配置とは、ＭＲ信号をピックアップ
できる受信モードと、ＭＲ信号をピックアップできない
デカップリングモードとで動作することが可能であり、
これらのモードは、表面コイル配置が受信モードで動作
する場合には、ボディコイル配置がデカップリングモー
ドで動作するように、あるいはこの逆の状態になるよう
に、制御手段によって制御される。
【００１３】
【発明の実施の形態】以下、図を参照しながら、本発明
を詳細に説明する。図１に示すブロックダイアグラムの
参照番号１は、患者が収容される検査領域に定常均一磁
場を発生する、好ましくは超伝導の磁石を示す。磁石１
に必要とされる電流は構成部２により供給される。参照
番号３は、勾配磁場を生成することができる勾配コイル
配置を示す。勾配コイル配置３が発生する磁場は定常磁
場の方向に広がり、その勾配は同一の方向もしくはその
方向に対して垂直で、かつ、互いに垂直な２つの方向に
広がっている。勾配コイル配置３に必要な電流は駆動回
路４により供給され、電流の時間変化は制御部５により
制御される。制御部５は適切にプログラムされたプロセ
ッサにより実現できる。
を詳細に説明する。図１に示すブロックダイアグラムの
参照番号１は、患者が収容される検査領域に定常均一磁
場を発生する、好ましくは超伝導の磁石を示す。磁石１
に必要とされる電流は構成部２により供給される。参照
番号３は、勾配磁場を生成することができる勾配コイル
配置を示す。勾配コイル配置３が発生する磁場は定常磁
場の方向に広がり、その勾配は同一の方向もしくはその
方向に対して垂直で、かつ、互いに垂直な２つの方向に
広がっている。勾配コイル配置３に必要な電流は駆動回
路４により供給され、電流の時間変化は制御部５により
制御される。制御部５は適切にプログラムされたプロセ
ッサにより実現できる。
【００１４】スピン系のラーモア周波数のパルス発振を
発生できるＲＦジェネレータ６も備えられている。送信
・受信切替部７は、ボディコイル配置９を受信部８もし
くはＲＦジェネレータ６に選択的に接続する。通常の円
筒形ボディコイル配置はＭＲ検査中、患者を所定の長さ
にわたって取り囲み、十分均一なＲＦ磁場を患者の体内
に形成する。また、多数の表面コイルを有する表面コイ
ル配置も備えられている。
発生できるＲＦジェネレータ６も備えられている。送信
・受信切替部７は、ボディコイル配置９を受信部８もし
くはＲＦジェネレータ６に選択的に接続する。通常の円
筒形ボディコイル配置はＭＲ検査中、患者を所定の長さ
にわたって取り囲み、十分均一なＲＦ磁場を患者の体内
に形成する。また、多数の表面コイルを有する表面コイ
ル配置も備えられている。
【００１５】構成部６〜１０は制御部５によって制御さ
れる。送信モードでは送信・受信切替部７は図中に示す
位置にあり、ＲＦジェネレータ６により生成される発振
波は、検査領域にＲＦ磁場を発生するボディコイル配置
９に付与される。表面コイル配置は送信モードでは作動
せず、例えば表面コイル配置の各コイルは送信モードで
は非同調とされている。
れる。送信モードでは送信・受信切替部７は図中に示す
位置にあり、ＲＦジェネレータ６により生成される発振
波は、検査領域にＲＦ磁場を発生するボディコイル配置
９に付与される。表面コイル配置は送信モードでは作動
せず、例えば表面コイル配置の各コイルは送信モードで
は非同調とされている。
【００１６】送信・受信切替部７が制御部５により他方
に切り替えられると、ＭＲコイル配置９は、検査領域に
発生するＭＲ信号を受信することができる。送受信コイ
ルとして機能するボディコイル配置の代わりに、送信モ
ード用及び受信モード用に、それぞれ別のコイルを設け
てもよい。この場合、受信モード用に設けられるボディ
コイル配置もまた空間的に少なくともほぼ一定の感度を
有することが重要である。
に切り替えられると、ＭＲコイル配置９は、検査領域に
発生するＭＲ信号を受信することができる。送受信コイ
ルとして機能するボディコイル配置の代わりに、送信モ
ード用及び受信モード用に、それぞれ別のコイルを設け
てもよい。この場合、受信モード用に設けられるボディ
コイル配置もまた空間的に少なくともほぼ一定の感度を
有することが重要である。
【００１７】受信部８は、表面コイル配置の各コイル及
びボディコイル配置の個々のコイルに対応するチャネル
を備えている。このチャネルでは、対応するコイルによ
って受信されたＭＲ信号が増幅され、低周波領域に周波
数変換され、ディジタル化され、更に、ディジタル化さ
れたＭＲ信号から各ＭＲ画像が再構築され得る。受信・
処理部８において生成されたＭＲ画像はモニタ１１に表
示することができる。
びボディコイル配置の個々のコイルに対応するチャネル
を備えている。このチャネルでは、対応するコイルによ
って受信されたＭＲ信号が増幅され、低周波領域に周波
数変換され、ディジタル化され、更に、ディジタル化さ
れたＭＲ信号から各ＭＲ画像が再構築され得る。受信・
処理部８において生成されたＭＲ画像はモニタ１１に表
示することができる。
【００１８】コイル配置９及び１０のいずれか一方のみ
が作動する。ＭＲ信号がボディコイル配置９によって受
信される場合には、表面コイル配置１０は制御部５によ
って非同調とされ、表面コイル配置１０によって受信さ
れる場合には、ボディコイル配置９が非同調とされる。
これらのコイル配置はこのように互いに誘導的に非結合
とされている。
が作動する。ＭＲ信号がボディコイル配置９によって受
信される場合には、表面コイル配置１０は制御部５によ
って非同調とされ、表面コイル配置１０によって受信さ
れる場合には、ボディコイル配置９が非同調とされる。
これらのコイル配置はこのように互いに誘導的に非結合
とされている。
【００１９】図２は例えば鳥籠型とすることができるコ
イル配置９のスペース内の位置を、数個（本実施例では
４個）の独立した表面コイル１０１〜１０４からなる表
面コイル配置と共に示す。４つの表面コイル１０１〜１
０４は、患者の周囲に巻かれる柔軟支持材（図示されて
いない）上に配設されてもよい。コイルは支持材上に所
定の領域が重なり合うように配設されており、これによ
り表面コイル間の適切なデカップリングが実現されてい
る。しかしながら、一方の表面コイル配置１０、すなわ
ちコイル１０１〜１０４と、他方のボディコイル配置９
との間のデカップリングを実現することはできない。
イル配置９のスペース内の位置を、数個（本実施例では
４個）の独立した表面コイル１０１〜１０４からなる表
面コイル配置と共に示す。４つの表面コイル１０１〜１
０４は、患者の周囲に巻かれる柔軟支持材（図示されて
いない）上に配設されてもよい。コイルは支持材上に所
定の領域が重なり合うように配設されており、これによ
り表面コイル間の適切なデカップリングが実現されてい
る。しかしながら、一方の表面コイル配置１０、すなわ
ちコイル１０１〜１０４と、他方のボディコイル配置９
との間のデカップリングを実現することはできない。
【００２０】上述の如く、表面コイル１０１〜１０４は
位置的に不均一な感度を有している。すなわち、検査対
象１２の中心部に生ずるＭＲ信号が生成するコイル電流
は、検査対象１２の表面に生ずる同じ強度のＭＲ信号が
生成するコイル電流とは異なる。このような感度変化を
補償するため、ＭＲ検査に加えて、ボディコイル配置９
により第１のＭＲ補助測定が実行され、また、表面コイ
ル配置１０により第２のＭＲ補助測定が実行される。以
後詳細に述べる如く、ＭＲ検査中に獲得されたＭＲデー
タは、これらの２回の補助測定から得られる補助値によ
って補正される。
位置的に不均一な感度を有している。すなわち、検査対
象１２の中心部に生ずるＭＲ信号が生成するコイル電流
は、検査対象１２の表面に生ずる同じ強度のＭＲ信号が
生成するコイル電流とは異なる。このような感度変化を
補償するため、ＭＲ検査に加えて、ボディコイル配置９
により第１のＭＲ補助測定が実行され、また、表面コイ
ル配置１０により第２のＭＲ補助測定が実行される。以
後詳細に述べる如く、ＭＲ検査中に獲得されたＭＲデー
タは、これらの２回の補助測定から得られる補助値によ
って補正される。
【００２１】図３はＭＲ検査を実行することができるＥ
ＰＩ型のシーケンスを示す。図３の最初の線図はこのシ
ーケンスにおけるＲＦパルスの時間変化を示す。この線
図において、９０°ＲＦパルスに続いてリフォーカシン
グ１８０°パルスが現れている。これらのＲＦパルスは
いずれもスライス選択パルスである。すなわち、これら
は図３の２番目の線図に示す勾配磁場Ｇs を伴ってい
る。この勾配磁場は１つのスライスのみでの核磁化に影
響を及ぼす。
ＰＩ型のシーケンスを示す。図３の最初の線図はこのシ
ーケンスにおけるＲＦパルスの時間変化を示す。この線
図において、９０°ＲＦパルスに続いてリフォーカシン
グ１８０°パルスが現れている。これらのＲＦパルスは
いずれもスライス選択パルスである。すなわち、これら
は図３の２番目の線図に示す勾配磁場Ｇs を伴ってい
る。この勾配磁場は１つのスライスのみでの核磁化に影
響を及ぼす。
【００２２】検査領域に生ずるＭＲ信号は、図３の３番
目の線図に示す時間的変動を有する交流読み込み勾配Ｇ
r に同期して読み込まれる。読み出し勾配は短時間では
正の一定値を有し、そして、この値と等しい大きさの負
の一定値までランプ状に変化し、その後、正の値に戻る
などの変化をする。フェーズ・エンコーディング勾配Ｇ
p （図３の４番目の線図）は、勾配読み出し値が正から
負あるいは負から正に変化する毎に現れる。
目の線図に示す時間的変動を有する交流読み込み勾配Ｇ
r に同期して読み込まれる。読み出し勾配は短時間では
正の一定値を有し、そして、この値と等しい大きさの負
の一定値までランプ状に変化し、その後、正の値に戻る
などの変化をする。フェーズ・エンコーディング勾配Ｇ
p （図３の４番目の線図）は、勾配読み出し値が正から
負あるいは負から正に変化する毎に現れる。
【００２３】Ｇr 及びＧp のかかる時間変化によって、
読み込み勾配Ｇr の方向に伸びる、ｋ空間の互いに平行
な多数のオフセット線が走査されることになる。１本の
線が走査される毎に（すなわち、読み込み勾配が一定値
になる毎に）、エコーの形で生ずるＭＲ信号が読み出さ
れて、図３の５番目の線図に示されるように処理され
る。
読み込み勾配Ｇr の方向に伸びる、ｋ空間の互いに平行
な多数のオフセット線が走査されることになる。１本の
線が走査される毎に（すなわち、読み込み勾配が一定値
になる毎に）、エコーの形で生ずるＭＲ信号が読み出さ
れて、図３の５番目の線図に示されるように処理され
る。
【００２４】図３に示すＥＰＩシーケンスの代わりに、
他の任意の、おそらくはより長いシーケンスによってＭ
Ｒ検査を行うこともできる。ＭＲ検査中に表面コイル配
置により検出されるＭＲ信号は受信・処理部８により処
理され、装置１０の一部である各表面コイルに対するＭ
Ｒ画像が生成される。これら高解像度のＭＲ画像の各画
素に対して決定される位置依存性画像値を、以後、Ｈi
と表す。ただし、添字ｉはＭＲ画像が表面コイル１０１
〜１０４のいずれによって検出されたかを示す。検査対
象１２が完全に等方的な特性を有しているとしても、コ
イル感度の位置依存性のため、このように生成された値
は対応する画素の位置に依存する。
他の任意の、おそらくはより長いシーケンスによってＭ
Ｒ検査を行うこともできる。ＭＲ検査中に表面コイル配
置により検出されるＭＲ信号は受信・処理部８により処
理され、装置１０の一部である各表面コイルに対するＭ
Ｒ画像が生成される。これら高解像度のＭＲ画像の各画
素に対して決定される位置依存性画像値を、以後、Ｈi
と表す。ただし、添字ｉはＭＲ画像が表面コイル１０１
〜１０４のいずれによって検出されたかを示す。検査対
象１２が完全に等方的な特性を有しているとしても、コ
イル感度の位置依存性のため、このように生成された値
は対応する画素の位置に依存する。
【００２５】このため、表面コイル配置の感度の位置依
存性を決定するために、事前もしくは事後に２回のＭＲ
補助測定を行う。感度は位置に対して比較的緩やかに変
化するだけなので、低い空間分解能（例えば、３２ｘ３
２）で十分である。この方法ではＭＲエコーの数はわず
かしか必要とされない。従って、シングル・シーケンス
（シングル・ショット・ＥＰＩ）を用いることで十分で
ある。シングル・シーケンスは原則的には、図３を参照
して説明した典型的なシーケンスに対して、シーケンス
を繰り返す必要がないという点のみが相違している。シ
ーケンスの継続時間は例えば４５ｍｓである。このシー
ケンスは、ＭＲ検査中と同じスライス、あるいは、それ
に隣接したスライスでの核磁化を励起する。
存性を決定するために、事前もしくは事後に２回のＭＲ
補助測定を行う。感度は位置に対して比較的緩やかに変
化するだけなので、低い空間分解能（例えば、３２ｘ３
２）で十分である。この方法ではＭＲエコーの数はわず
かしか必要とされない。従って、シングル・シーケンス
（シングル・ショット・ＥＰＩ）を用いることで十分で
ある。シングル・シーケンスは原則的には、図３を参照
して説明した典型的なシーケンスに対して、シーケンス
を繰り返す必要がないという点のみが相違している。シ
ーケンスの継続時間は例えば４５ｍｓである。このシー
ケンスは、ＭＲ検査中と同じスライス、あるいは、それ
に隣接したスライスでの核磁化を励起する。
【００２６】このようなＭＲ補助測定は一方では表面コ
イル配置１０により実行され、他方ではボディコイル配
置９により実行される。受信・処理部８は、表面コイル
配置１０により生成されるＭＲ信号からＭＲ画像を生成
する。この低解像度のＭＲ画像の画素の画像値をＬi と
表す。ただし、ｉは各表面コイルを示す。ボディコイル
配置により生成された（やはり低解像度の）ＭＲ画像の
画像値をＢと表す。
イル配置１０により実行され、他方ではボディコイル配
置９により実行される。受信・処理部８は、表面コイル
配置１０により生成されるＭＲ信号からＭＲ画像を生成
する。この低解像度のＭＲ画像の画素の画像値をＬi と
表す。ただし、ｉは各表面コイルを示す。ボディコイル
配置により生成された（やはり低解像度の）ＭＲ画像の
画像値をＢと表す。
【００２７】ＭＲ検査により獲得されたＭＲ画像データ
を補正する第１の方法によれば、表面コイル配置によっ
てＭＲ補助測定中に獲得されたＭＲ画像の各画素に対し
て、ＭＲ重畳画像の画素値Ｌ’が次式によって計算され
る。
を補正する第１の方法によれば、表面コイル配置によっ
てＭＲ補助測定中に獲得されたＭＲ画像の各画素に対し
て、ＭＲ重畳画像の画素値Ｌ’が次式によって計算され
る。
【００２８】
【数１】
【００２９】すなわちＬ’は、表面コイル配置の各コイ
ルにより各画素に付与される画像値Ｌ i の二乗和の平方
根である。画像値Ｌ’から構成される低い解像度を有す
るＭＲ重畳画像は、その原画像であるＭＲ画像と同様に
位置依存性を有している。同様に、各コイルからの高解
像度ＭＲ画像に対応するＭＲ画像値Ｈi から、高解像度
ＭＲ重畳画像の画像値Ｈ’が次式によって計算される。
ルにより各画素に付与される画像値Ｌ i の二乗和の平方
根である。画像値Ｌ’から構成される低い解像度を有す
るＭＲ重畳画像は、その原画像であるＭＲ画像と同様に
位置依存性を有している。同様に、各コイルからの高解
像度ＭＲ画像に対応するＭＲ画像値Ｈi から、高解像度
ＭＲ重畳画像の画像値Ｈ’が次式によって計算される。
【００３０】
【数２】
【００３１】画像値Ｌ’及びＨ’は表面コイル配置の位
置依存性感度に関する補正がなされていないにも関わら
ず、小さな画像値の影響（すなわち、画像値は雑音の影
響を比較的強く受け易い）は、表面コイル配置の各コイ
ルにより与えられる画像値Ｌ i 及びＨi の二乗和をとる
ことにより低減されている。画像の補正は、式（１）に
よって計算される値Ｌ’と、ボディコイル配置によるＭ
Ｒ補助測定により生成されるＭＲ画像の画像値Ｂとか
ら、次式によって計算される係数Ｃによって行われる。
置依存性感度に関する補正がなされていないにも関わら
ず、小さな画像値の影響（すなわち、画像値は雑音の影
響を比較的強く受け易い）は、表面コイル配置の各コイ
ルにより与えられる画像値Ｌ i 及びＨi の二乗和をとる
ことにより低減されている。画像の補正は、式（１）に
よって計算される値Ｌ’と、ボディコイル配置によるＭ
Ｒ補助測定により生成されるＭＲ画像の画像値Ｂとか
ら、次式によって計算される係数Ｃによって行われる。
【００３２】
【数３】
【００３３】分母の項ｒ1 は、微弱なＭＲ信号しか生じ
ないか、あるいはＭＲ信号が全く生じない検査領域内の
領域に対応する画素への、雑音の影響を低減する調整パ
ラメータである。これらの補助値と式（２）によって計
算される画像値Ｈ’とを用いて、表面コイル配置の位置
依存性感度に関して補正された高解像度ＭＲ重畳画像の
画像値Ｈは、次式によって計算される。
ないか、あるいはＭＲ信号が全く生じない検査領域内の
領域に対応する画素への、雑音の影響を低減する調整パ
ラメータである。これらの補助値と式（２）によって計
算される画像値Ｈ’とを用いて、表面コイル配置の位置
依存性感度に関して補正された高解像度ＭＲ重畳画像の
画像値Ｈは、次式によって計算される。
【００３４】
【数４】
【００３５】画像値Ｈから構成されるＭＲ画像において
は、表面コイルの位置的不均一性の影響はほぼ除去され
ているが、信号対雑音比の点においてはまだ最適ではな
い。かかる観点から改良された方法は、Ｒｏｍｅｒ等
（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６，１９２，１９
９２）により与えられた公式の単純化に基づくものであ
る。
は、表面コイルの位置的不均一性の影響はほぼ除去され
ているが、信号対雑音比の点においてはまだ最適ではな
い。かかる観点から改良された方法は、Ｒｏｍｅｒ等
（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６，１９２，１９
９２）により与えられた公式の単純化に基づくものであ
る。
【００３６】
【数５】
【００３７】式（５）において、ｉmax は表面コイルの
数を、Ｃは全体輝度補償を行う輝度関数すなわち位置依
存性補正係数を、ａi * は表面コイルｉの（複素）感度
分布ａ i の共役複素数を、それぞれ表している。位置依
存係数Ｃ及びａi はＭＲ補助測定から計算される。ａi
については次式が成り立つ。
数を、Ｃは全体輝度補償を行う輝度関数すなわち位置依
存性補正係数を、ａi * は表面コイルｉの（複素）感度
分布ａ i の共役複素数を、それぞれ表している。位置依
存係数Ｃ及びａi はＭＲ補助測定から計算される。ａi
については次式が成り立つ。
【００３８】
【数６】
【００３９】Ｌi はｉ番目の表面コイルの画像の画素に
対する画像値を示し、Ｂはボディコイル配置により生成
された同じ画素に対する画像値を示す。Ｂ* はＢの共役
複素数であり、ｒ2 は２つ目の調整パラメータである。
もし、表面コイル配置が１つのコイルのみから構成さ
れ、かつ、ｒ2 がゼロに等しいとするならば、式（６）
によって計算されるこのコイルの感度ａ1 （コイルが１
つの場合にはｉ＝１である）はａ1 ＝Ｌ／Ｂとなる。
対する画像値を示し、Ｂはボディコイル配置により生成
された同じ画素に対する画像値を示す。Ｂ* はＢの共役
複素数であり、ｒ2 は２つ目の調整パラメータである。
もし、表面コイル配置が１つのコイルのみから構成さ
れ、かつ、ｒ2 がゼロに等しいとするならば、式（６）
によって計算されるこのコイルの感度ａ1 （コイルが１
つの場合にはｉ＝１である）はａ1 ＝Ｌ／Ｂとなる。
【００４０】各画素に対応する患者の体内の領域に空気
以外に水素原子は存在しないなどの理由により、Ｂのす
べての値が雑音の影響を大きく受けるとしても、雑音の
影響は調整パラメータｒ2 によって相殺される。従っ
て、パラメータｒ2 は、体内の核磁化分布すなわちプロ
トン密度によりわずかなＭＲ信号しか生じないか、ある
いは、全く生じない画素においてのみ、ａi への影響が
現れるように選ばれるべきである。
以外に水素原子は存在しないなどの理由により、Ｂのす
べての値が雑音の影響を大きく受けるとしても、雑音の
影響は調整パラメータｒ2 によって相殺される。従っ
て、パラメータｒ2 は、体内の核磁化分布すなわちプロ
トン密度によりわずかなＭＲ信号しか生じないか、ある
いは、全く生じない画素においてのみ、ａi への影響が
現れるように選ばれるべきである。
【００４１】このように２回のＭＲ検査により得られた
ＭＲ画像から、表面コイル配置の各コイル及び各画素に
対するａi の値が式（６）に従って決定された後、対応
する高解像度ＭＲ画像の画像値Ｈi は、各画素に対応す
るａi の値が掛けられて複素的に和がとられる。こうし
てＭＲ重畳画像Ｈ’は次式により得られる。
ＭＲ画像から、表面コイル配置の各コイル及び各画素に
対するａi の値が式（６）に従って決定された後、対応
する高解像度ＭＲ画像の画像値Ｈi は、各画素に対応す
るａi の値が掛けられて複素的に和がとられる。こうし
てＭＲ重畳画像Ｈ’は次式により得られる。
【００４２】
【数７】
【００４３】値Ｈ’から生成されるＭＲ画像の信号対雑
音比は改善されているが、全体的に一様な輝度分布はま
だ達成されていない。一様な輝度分布を得るために、式
（７）と同様にして値Ｌ’が表面コイル配置によるＭＲ
補助測定により獲得されたＭＲデータＬi から次式に従
って計算される。
音比は改善されているが、全体的に一様な輝度分布はま
だ達成されていない。一様な輝度分布を得るために、式
（７）と同様にして値Ｌ’が表面コイル配置によるＭＲ
補助測定により獲得されたＭＲデータＬi から次式に従
って計算される。
【００４４】
【数８】
【００４５】Ｈ’と同様に表面コイルの感度の位置的不
均一性の影響を受けるＬ’から、輝度関数に対応する補
正係数Ｃが次式に従って計算される。
均一性の影響を受けるＬ’から、輝度関数に対応する補
正係数Ｃが次式に従って計算される。
【００４６】
【数９】
【００４７】ここで、Ｌ'*はＬ’の複素共役数であり、
ｒ3 は適切に選択された規律パラメータである。この結
果、次式によって補正された重畳画像が得られる。
ｒ3 は適切に選択された規律パラメータである。この結
果、次式によって補正された重畳画像が得られる。
【００４８】
【数１０】
【００４９】図４はＭＲ検査及び２回のＭＲ補助測定の
実行のタイミングを示す。ＭＲ検査は、多数のシーケン
スＳu からなり、その時間変化が図３に示されている。
すでに述べたように、ＭＲ検査の実行時間Ｔu は、各シ
ーケンスＳu の時間によるよりも、シーケンスの数及び
連続するシーケンス間の時間間隔によって決定される。
ＭＲ補助測定は表面コイル配置により行われる一方、他
方ではボディコイル配置により行われ、各補助測定中に
はそれぞれ只一つのシーケンスＳが検査領域に作用する
のみである。この結果、測定には短い時間Ｔm しか必要
とされず、ＭＲ測定の延長時間は、基本的にはこれら２
つのシーケンスの時間間隔（およそ１秒から２秒）に一
致する。ＭＲ画像を生成するために全ＭＲ信号が計３回
獲得されるにもかかわらず、信号の獲得に必要な時間
は、ＭＲ測定のみに必要とされる時間Ｔu に比して極く
わずかに延長されるに過ぎない。患者に対するＲＦ負荷
も極くわずかに増加するに過ぎない。なぜならば、ただ
２つのシーケンス、すなわちＭＲ検査中に比して十分少
ないシーケンスのみが、２回のＭＲ補助測定中に検査領
域に作用するからである。
実行のタイミングを示す。ＭＲ検査は、多数のシーケン
スＳu からなり、その時間変化が図３に示されている。
すでに述べたように、ＭＲ検査の実行時間Ｔu は、各シ
ーケンスＳu の時間によるよりも、シーケンスの数及び
連続するシーケンス間の時間間隔によって決定される。
ＭＲ補助測定は表面コイル配置により行われる一方、他
方ではボディコイル配置により行われ、各補助測定中に
はそれぞれ只一つのシーケンスＳが検査領域に作用する
のみである。この結果、測定には短い時間Ｔm しか必要
とされず、ＭＲ測定の延長時間は、基本的にはこれら２
つのシーケンスの時間間隔（およそ１秒から２秒）に一
致する。ＭＲ画像を生成するために全ＭＲ信号が計３回
獲得されるにもかかわらず、信号の獲得に必要な時間
は、ＭＲ測定のみに必要とされる時間Ｔu に比して極く
わずかに延長されるに過ぎない。患者に対するＲＦ負荷
も極くわずかに増加するに過ぎない。なぜならば、ただ
２つのシーケンス、すなわちＭＲ検査中に比して十分少
ないシーケンスのみが、２回のＭＲ補助測定中に検査領
域に作用するからである。
【００５０】シーケンスＳu 及びＳの順序は原則的には
任意である。しかしながら、実用上の理由により、２回
のＭＲ補助測定に対して、それぞれのシーケンスは時間
をおかずに実行されるべきである。高解像度ＭＲ画像
が、検査領域内の近接した多くの平行なスライスから生
成されるべき場合には、これらの各スライスについて２
回のＭＲ補助測定を行うことは必要ではない。補助値ａ
及びａi は位置に対して徐々に変化するだけなので、コ
イル感度の変化が過大にならない領域内では同じ値を用
いることができる。このために、補助値は、好ましいこ
とに比較的厚いスライスについて行われたＭＲ補助測定
から得られるべきである。高解像度３次元ＭＲ補助測定
が行われる場合にも同様のことがいえる。
任意である。しかしながら、実用上の理由により、２回
のＭＲ補助測定に対して、それぞれのシーケンスは時間
をおかずに実行されるべきである。高解像度ＭＲ画像
が、検査領域内の近接した多くの平行なスライスから生
成されるべき場合には、これらの各スライスについて２
回のＭＲ補助測定を行うことは必要ではない。補助値ａ
及びａi は位置に対して徐々に変化するだけなので、コ
イル感度の変化が過大にならない領域内では同じ値を用
いることができる。このために、補助値は、好ましいこ
とに比較的厚いスライスについて行われたＭＲ補助測定
から得られるべきである。高解像度３次元ＭＲ補助測定
が行われる場合にも同様のことがいえる。
【００５１】検査領域からＭＲ画像の時間的シーケンス
が獲得される場合にも、同様にＭＲ補助測定を繰り返す
必要はない。基礎となるコイルの幾何学的配置が変わら
ない限り、一度決定された補助値Ｃ及びａi を使い続け
ることができるからである。このことは、異なるＭＲシ
ーケンスが高解像度ＭＲ画像を生成するのに用いられる
場合にもあてはまる。
が獲得される場合にも、同様にＭＲ補助測定を繰り返す
必要はない。基礎となるコイルの幾何学的配置が変わら
ない限り、一度決定された補助値Ｃ及びａi を使い続け
ることができるからである。このことは、異なるＭＲシ
ーケンスが高解像度ＭＲ画像を生成するのに用いられる
場合にもあてはまる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が実行されるＭＲ検査装置のブロックダ
イアグラムである。
イアグラムである。
【図２】ボディコイル配置と表面コイル配置とを示す図
である。
である。
【図３】ＭＲ検査中の各種信号のタイムチャートであ
る。
る。
【図４】ＭＲ検査とＭＲ補助測定の実行タイミングを示
す図である。
す図である。
１ 磁石 ３ 勾配コイル配置 ５ 制御部 ６ ＲＦジェネレータ ８ 受信・処理部 ９ ボディコイル配置 １０ 表面コイル配置 １０１〜１０４ 表面コイル
フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０ Ｙ
Claims (7)
- 【請求項１】 少なくとも一つのコイルを備え位置的に
不均一な感度を有する表面コイル配置によるＭＲ検査中
に獲得される画像データ（Ｈi ）が、位置的に少なくと
もほぼ均一な感度を有するボディコイル配置により獲得
されたデータから得られる補助値（ａi ）に基づいて補
正される検査領域での核磁化分布を決定するＭＲ法であ
って、 前記ＭＲ検査に加えて各ＭＲ補助測定が、前記ボディコ
イル配置と共に前記表面コイル配置により実行され、 前記２回のＭＲ補助測定は互いに、及び、前記ＭＲ検査
とは、時間的に別々に実行され、 前記２回のＭＲ補助測定中前記検査領域に作用する磁場
は同じ時間的変化を示し、 前記補助値（ａi ）は前記２回のＭＲ補助測定中に獲得
されたデータから得られることを特徴とするＭＲ法。 - 【請求項２】 ＭＲ重畳画像（Ｌ’及びＨ’）は前記表
面コイル配置による前記ＭＲ補助測定中に獲得されるデ
ータ（Ｌi 及びＨi ）から計算される一方、他方では前
記ＭＲ検査中に獲得されたデータから計算され、前記Ｍ
Ｒ重畳画像は前記表面コイル配置の位置依存性感度に同
様に依存し、 補助値（Ｃ）は、前記補助測定から得られる前記ＭＲ重
畳画像（Ｌ’）の、前記ボディコイル配置による前記Ｍ
Ｒ補助測定から得られる前記ＭＲ画像（Ｂ）に対する関
係から得られ、前記補助値（Ｃ）は前記ＭＲ検査から得
られる前記ＭＲ重ね合わせ像（Ｈ’）を補正するために
用いられることを特徴とする請求項１記載のＭＲ法。 - 【請求項３】 前記ＭＲ重畳画像（Ｌ’及びＨ’）は前
記表面コイル配置の各コイルにより決定される前記ＭＲ
画像の重み付け和により生成され、和をとられる前記各
ＭＲ画像のＭＲ画像データ（Ｌi 及びＨi ）に適用され
る前記重み付け和の重み係数（ａi ）は、前記２回のＭ
Ｒ補助測定中に同一の画素に対して決定される各ＭＲ画
像データ（Ｌi 、Ｂ）の関係から得られることを特徴と
する請求項１記載のＭＲ法。 - 【請求項４】 前記ＭＲ補助測定は前記ＭＲ検査の空間
解像度よりも小さい空間解像度で行われることを特徴と
する請求項１記載のＭＲ法。 - 【請求項５】 前記２つのＭＲ補助測定の各々の測定時
間は前記ＭＲ検査に必要とされる測定時間よりも短いこ
とを特徴とする請求項１記載のＭＲ法。 - 【請求項６】 ａ） 少なくとも１つのコイルよりなる
表面コイル配置と、 ｂ） 位置的に少なくともほぼ均一な感度を有するボデ
ィコイル配置と、 ｃ） 前記表面コイル配置と前記ボディコイル配置とに
より受信されたＭＲ信号からＭＲ画像を得ると共に、前
記ＭＲ画像から補助値を得る処理手段と、 ｄ） 検査領域に作用する磁場の時間変化の制御と、前
記ＭＲ信号の処理の制御とを行うプログラム可能な制御
手段と を備える請求項１記載のＭＲ法を実行する装置であっ
て、 前記制御手段は、ＭＲ検査と、前記表面コイル配置によ
るＭＲ補助測定と、前記ボディコイル配置によるＭＲ補
助測定と、が時間的に別々に実行されるように、かつ、
前記処理手段が前記ＭＲ補助測定中に獲得されたデータ
から補助値を得るようにプログラムされ、前記補助値は
前記ＭＲ検査中に獲得された画像データ（Ｈi ）を補正
するために用いられることを特徴とする装置。 - 【請求項７】 前記表面コイル配置と前記ボディコイル
配置とは、ＭＲ信号をピックアップしうる受信モードと
ＭＲ信号をピックアップ不可能なデカップリングモード
とで動作しえ、前記２つのモードは前記表面コイル配置
が前記受信モードで動作している場合には前記ボディコ
イル配置は前記デカップリングモードで動作するよう
に、また、その逆に動作するように前記制御手段により
制御されることを特徴とする請求項６記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4427429:7 | 1994-08-03 | ||
| DE4427429 | 1994-08-03 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0856928A true JPH0856928A (ja) | 1996-03-05 |
| JP3676853B2 JP3676853B2 (ja) | 2005-07-27 |
Family
ID=6524803
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP19475395A Expired - Fee Related JP3676853B2 (ja) | 1994-08-03 | 1995-07-31 | 表面コイル配設により核磁化分布を決定するｍｒ法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5600244A (ja) |
| EP (1) | EP0695947B1 (ja) |
| JP (1) | JP3676853B2 (ja) |
| DE (1) | DE59509825D1 (ja) |
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| JPH1043161A (ja) * | 1996-04-25 | 1998-02-17 | Philips Electron Nv | 円筒形コイルシステム及び表面コイルシステムを設けたｍｒ装置 |
| JP2006075375A (ja) * | 2004-09-10 | 2006-03-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置、画像均一度評価方法および画像均一度評価装置 |
| JP2009142522A (ja) * | 2007-12-17 | 2009-07-02 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009268569A (ja) * | 2008-05-01 | 2009-11-19 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2016003991A1 (en) | 2014-06-30 | 2016-01-07 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Software decoupling of an rf body coil and an rf surface coil |
| WO2016014684A1 (en) | 2014-07-24 | 2016-01-28 | Ge Medical Systems Global Technology Company | Surface coil sensitivity correction using magnetic resonance data simultaneously received by the surface coil and a body coil |
| JP2019187695A (ja) * | 2018-04-23 | 2019-10-31 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0803738B1 (de) * | 1996-04-24 | 2003-04-02 | Philips Corporate Intellectual Property GmbH | Bild-Synthese-Verfahren zur Erzeugung eines Kombinationsbildes aus Ausgangsbildern |
| US5722410A (en) * | 1996-06-14 | 1998-03-03 | Picker International, Inc. | Apparatus and method for automated determination of surface coil coordinates to correct signal inhomogeneities in magnetic resonance signals |
| US5945826A (en) * | 1996-08-28 | 1999-08-31 | U.S. Philips Corporation | MR device with a reference coil system for the reconstruction of MR images from a coil array |
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