WO1989006109A1 - Method of limiting the region for magnetic resonance imaging - Google Patents

Method of limiting the region for magnetic resonance imaging Download PDF

Info

Publication number
WO1989006109A1
WO1989006109A1 PCT/JP1988/001333 JP8801333W WO8906109A1 WO 1989006109 A1 WO1989006109 A1 WO 1989006109A1 JP 8801333 W JP8801333 W JP 8801333W WO 8906109 A1 WO8906109 A1 WO 8906109A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
pulse
pulse sequence
spin echo
sequence
fourier
Prior art date
Application number
PCT/JP1988/001333
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Eiji Yoshitome
Susumu Kosugi
Original Assignee
Yokogawa Medical Systems, Ltd.
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Yokogawa Medical Systems, Ltd. filed Critical Yokogawa Medical Systems, Ltd.
Publication of WO1989006109A1 publication Critical patent/WO1989006109A1/ja

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
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • 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

Definitions

  • Fig. 4 shows one view of the high frequency ⁇ and the pulse sequence of ⁇ used in this method.
  • RF is a high frequency rotating magnetic field, 90.
  • the pulse and 180 ° noise are applied to the X-axis, Gx is defeated as the lead axis, and the X-axis is deflected to the X-axis.
  • the zodiac field on the y-axis, z is a fixed jade line on the z-axis called the slice axis.
  • the signal shows a 180 ° noise spin echo signal SE.
  • 3 ⁇ 4 indicates the timing of the Jiffer Sffi signal given by name.
  • the spin force C in the slice plane perpendicular to the z-axis is generated by the 90 ° noise and the slice gradient G z +.
  • the G x + of 3 ⁇ 43 ⁇ 42 disturbs the spin J3 ⁇ 4. .
  • ⁇ one is one of the eye back on the basis of this spin by G z +.
  • the gradient is Gyn Ei3 ⁇ 4nrT. This is to shift the spin i i3 ⁇ 4g in proportion to the y direction ⁇ ⁇ [position, which is controlled differently in the view. According to this, the G x + i spin of ⁇ , which gives 1 80 ° noise and makes the SE signal appearing at ⁇ 0 ⁇ 4! The center of the SE signal appears at the point where the readout gradient and the dephase gradient are equal to ⁇ 5.
  • Such a sequence is repeated a predetermined view i ⁇ only every pulse ⁇ Ri flashing period T R a.
  • 3rd order 3 ⁇ 4 — Muskiya> TC it is necessary to limit the area to 3 directions of X, y, z.
  • 2 1 is 3 ⁇ 43 ⁇ 4 ⁇ ⁇ like CRT
  • tomographic image 2 2 2 3 is the field of view (hereinafter referred to as FOV) obtained by the 33 ⁇ 45 ⁇ zoom scan, which attempts to limit the area to three directions, which are directions added to this FOV23. If imaging is performed without restriction, the resulting image is reverted to the image age in the area beyond FOV23, resulting in an occupation that causes the image in FOV23 to be lost.
  • FOV field of view
  • FIG. 2 shows such an i ⁇ 3 ⁇ 4) 33 ⁇ 43 ⁇ 43 ⁇ 4free sequence.
  • 3 ⁇ 4 ⁇ ⁇ 80 ° noise apply a slid gradient 36 3 7 is a ⁇ 11-differential arrangement on the axis, which causes the SE signal (») to be ⁇ by the readout of 38.
  • 39 b and 39 c are iirT spoilers that make the SE signal have a magnetization vector 3 ⁇ 4 x so that the next view does not have a view.
  • the y-axis and the ⁇ ⁇ are limited by the request of their respective jigs, but the X-direction is limited by limiting the loop component of the obtained SE signal with the me filter. 3 ⁇ 4
  • the method of controlling the territory limit with a sharp filter is the best way to filter! It is necessary to obtain a filter with such characteristics, but it is difficult to obtain a filter with such characteristics. It is an iSiffi, even if obtained.
  • An object of the present invention is to provide a digital camera without using a target filter.
  • An object of the present invention is to provide an imaging method for carrying out fiber distribution by a pulse sequence.
  • ⁇ 1 is measured by both of these sequences; that is, the sum of the spin echo signals or the image formation is performed based on ⁇ 4>.
  • Fig. 2 Diagram of pulse sequence for obtaining the usual 3 image
  • Figure 4 shows the Fourier's noise sequence.
  • the H plane is ⁇ and the ⁇ column of this month is preached to! 3 ⁇ 4 ⁇ .
  • Fig. 1 shows an example of a pulse sequence ⁇ "" based on the IW limiting method of the present invention. * This sequence is obtained by adding a force pulse to the pulse sequence shown in Fig. 2.
  • the same ⁇ ) pulses as those in FIG. 2 are denoted by the same ⁇ symbols. «Let's talk about UQ's bals 4 ⁇ ⁇
  • High frequency signal is ", 42 is 180. Hauls 41 3 ⁇ 45 hatch on the X-axis IT is an optional gradient. This is the FOV23 for the X-car fc3 ⁇ 4". Things. 43 is also the axis 180. With the pulse, the pulse enberov. The translation of the high-frequency signal within 180 ° + less 41 hl ⁇ 90 ° 3 ⁇ 4 ⁇ 270. There is something wrong. 44 is the gradient added to the ⁇ axis at the time of 180 ° ⁇ bals 43 pudding, which was added to the ⁇ axis with a reversal gradient of 42 and a ⁇ ⁇ size.
  • the F 0 V internalization vector is 180 by applying 3 ⁇ 45 to the rotation high i-wave magnetic field by the noise 41 and the I * high frequency magnetic field by the 180 ° noise 43 at the same time.
  • ⁇ X X180 ° ⁇ y 180 z Rotate according to c3 ⁇ 4 ⁇ , so the SE signal in the FOV is 180 toward z-fat.
  • the selection gradients 42 and 44 applied to the 180 ° ⁇ x Hares 41 and the 180 ° pulse 43 Ef3 ⁇ 4 ⁇ , respectively, are the product of these ⁇ ' because it is so that the O, so that the first 5 B Figure FOV23 data echo signal and shown as being made to correspond to ⁇ Kono output pole normal street KoboshiNaru area of the image.
  • 25 is restricted to the y-ning fc3 ⁇ 4 direction and the z-ning fc3 ⁇ 4 direction, and 180 in the center.
  • an image of the FOV 23 is obtained by combining the images formed respectively based on the data of the area 24 and the data ⁇ S of the area 25 with the bow I.
  • Fig. 3 shows the MR-CT system for such a method.
  • 1 has a space (hole) for inserting a ⁇ ⁇ body inside, and this space
  • a magnet ⁇ Sen pre reception Koiru for detecting MR signals RF transmission ⁇ words Koiru the leakage 3 ⁇ 4 et supplying an RF pulse for body nuclei spin! ⁇ to is located.
  • XQ uses the output of the RF circuit 9 as a reference signal and the previous 5 This is a ⁇ 3 ⁇ 4 detector that fiffi-detects the input signal output. Is input to iii. Image these input signals by drawing them like ⁇ . 1
  • Al but may be AL on other gradients, such as slices.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

明 細 害
^^1イメージングのための領 «1限方法 謹擺）
本翻は、 イメージングにおいて、纖 ^内部の!^さ 領壊を顧 的にィメ一ジング'するための領»』限:^法に る。 mm (以下 MRという）職を用いて特魏子核に注目した難^断層像を 得る^^緬^^置（以下 MR— CTという） ら知られている この 内フ一リエ^^)イメージングについて説日^ 1ば、こ 法に用いる 1ビュ の高周波鹏及び のパルスシーケンス ί 4図のようになっている。図 において、 RFは高周波の回転磁場で、 9 0。パルスと 1 80 °ノ レスを X軸に ¾¾Π するものであり、 Gxはリード軸と哦ま'れる X軸に ¾&irfる ®¾の勾酉 E»、 Gyは ヮ一フ 由と喷ま'れる y軸に る の勾酉臓場、 zはスライス軸と呼ばれる z 軸に E|¾ る固定の勾酉綱である。信号は 1 80 °ノ レス スピンエコー信号 S Eを示している ¾ は名 由に与える勾酉 Sffi^信号の時期を示^:めに設けてある。 期間 1において、 9 0 °ノ レスとスライス勾配 Gz +とによって、. z軸に垂直なスラ イス面内のスピン力 的 Cされる， ¾¾2の Gx +はスピン J¾を乱れさせ て 1 80。 ノ^レスで δΐέさせるための めで、ディフェーズ勾配と 0¾£れる. ζ一 は Gz +によって こスピン を元に戻 めのものである。 ¾ 2ではヮ一 プ勾配 Gyn Ei¾nrTる。これは y方向 ί β [置に比例してスピン i i¾gをずらしてやる ためのもので、そ ^ビュー異なるように制御される。 曰 において 1 80 ° ノ^レスを与え、そ ί0 ΙΗ4に現われる SE信号を!^する Φ の Gx + i スピン を揃え、 S E信号を生じさせるための勾酉臓場て み出し勾配と い、読み出し勾配とディフェーズ勾配の^ 5等しくなつたところに SE信号の中心 が現われる。このようなシーケンスをパルス綠り返し周期 TR毎に所定のビュー i^ け繰り返す。
±1己のような MR— CTにおいて、画僳として得られるのは、 9 0。ノ、。ルスとスラ イス勾配と呼ばれる勾配觀 Gz +とによって z寧吐で顧的に驅さ; スライス 面の断層像て "あるが、この断層像を第 6図に示すようにさらに X , y方向にも！ ^し て領域 2 3だけを^^にイメージングして、その部分をズームアツフする所請 3次 ¾ —ムスキヤ > TCほ、領 ϋを X , y, zの 3方向に制限する必 がある。図にお いて、 2 1は CRTのよう ¾¾^丽で、断層像 2 2を している。 2 3は 3¾5ϋ ズームスキャンによって得ようとする視界（以下 FOVという )-で、この FOV23 に 方向を加えた 3方向に領域を制限しょうとするものである。 もし、；のように 領^^制限されないままィメ一ジングが行われると、丽成画像には、 FOV2 3を 越えた領域の画齢哳り返されて FOV2 3内の画像に S¾:つてしまう職を生ずる。 このため、 は、 9 0 11®^ノレスと 1 8 CT レスを E|¾trするときに、 それ と同時にそれぞれ勾酉 を Ε|¾Πして^ S勺に 匕べク卜/レを！^することにより、 第 1のヮーフ 向と第 2のヮ一フ。 ^向の 2方向に領域を制限していた。 しかし、残り の 1方向である読み出し方向にはシーケンス上で i J限することができな ため、ェ コー置号を受信し検^ "る時に！^^フィルタによって ることによって制 限していた。
Figure imgf000004_0001
なることからラーモアの周纖に位置による鎖を生じ、 的フィルタによって ^t iば領 1 ^^きるカらて"ある。
このような i^¾)3¾¾¾フ一リ ^シーケンスを第 2図に示す。図において、 3 1ί±9 0 ° ®；^レスて"、 それと同時 t:9 Q。 I [^ レス 3 1のノ レス幅 iナ z軸 έこ スライス勾配 3 2を Ε1¾ΙΤΤる。 3 3は ζ軸に ¾5Πしたワープ旬配、 34は y軸に Ε[¾Π したワープ旬配である。 1 80°ノ レスを Ε|¾π ~る時に y軸にスライ勾配 3 6をかけ て、 y軸と z軸の 2車肪向に領翻限をしている。 3 7は 軸に¾¾11したディフェ一 ズ 配であり、 38の読み出し旬酉己によって SE信号（»)を^させる。 3 9 a , 3 9 b , 3 9 cは S E信号 に磁化べクトルを ¾ xさせて次のビューに景灣を与 えないよう iirTるスポイラである。
Figure imgf000004_0002
y軸と ζ車嗣にはそれぞ れの勾酉願によって領翻限をするが、 X車肪向には、得ら SE信号の周獵 成分を me勺フィルタによって制限することにより 限を行う ¾
このように領皿限を 勺フィルタによって行う方法では、フィル夕に！ ^な力 ブトオフ特 が求められるが、そのような特 を持ったフィルタを得ることは 勺 に薩で あり、たとえ得ら としても非常に iSiffiな のとなる.
(翻の ）
本発明の目的は、 的フィルタによらずに、ノ、。ルスシーケンスによって領繊搬 を行う ィメ一ジング方法を提^ ることにある。
本 月 イメージング方法は、
フーリエ パルスシーケンスによって ^らのスピンエコー信号を する^皆と、'
フーリエ^^パルスシーケンスにおける 1 80 ° ノ、。ルス 麦に、题尺性の 1 80。 ノ^レスと 1 80。 パルスを ¾αしたパルスシーケンスであって、 そ c¾l 択のための勾配 積^ '。であるパルスシーケンスによって諭 のスピン エコー信号を測^る と、
これら両シーケンスによつて測定さ;^スピンエコー信号の和また ί錢 4 ¾づ^て 画像 成を行う,を具 <1することを とする。
(画の簡単な説明）
第通 翻 の ^)パルスシーケンスの図、
第 2図 ί¾1常の 3 ィメ一ジを得るためのパルスシーケンスの図、
Figure imgf000005_0001
第 4図はフーリ によるのノ レスシーケンスを示棚.
第 5 Α図 i 2図のパルスシ一ケンによって得られる画像データの^ U、 第 5 BmiiM 1図のパルスシーケンスによつて得られる画像データの^ H、 第 6図は 3 —ムスキャンによつて得られる F 0 Vの図である。
(翻を^ I るため ^ 掘
以下、 H面を ^して本 ¾Β月の^^列を! ¾Βに説日 する。
本発明の IW限方法 ¾づくパルスシーケンス ^""例を第 1図に示す * このシー ケンスは、第 2図 ί ^ξのパルスシーケンスに^力 バルスを ί Πしたものとなつ ている。図において、第 2図におけるものと同^)パルスには同一^号を付してあ る。 に付 «UQえたバルスについて説 ζ^ΙΧば、 4 1は11?軸に¾!1 る
1 80 ° ±χパルスで、
Figure imgf000005_0002
となっている /
高周波信号て "あり、， 42は 180。 ハ。ルス 41の ¾5孵に X軸に印力 IT る 択勾配 である。 こ^尺匂配は X車 fc¾ "向に所望の FOV23を ¾ ^するものである。 43は 同じく 軸に る 180。 パルスで、パルスェンベローフ。内の高周波信号の 翻を、 ト の 180° + レス 41 hl±90° ¾±270。違^た^の なつてい る。 44は 180° ±バルス 43の Ε叻卩時に、 χ軸に還尺勾配 42と^^しぃ大さで 逆翻に加えた顧勾配である。 4 勾配 42と蓮 配 44ί ^#を消して 丽成画像上にサイドロ一ブ^^を生ぜしめないために加えるスポイラ、 46はス ポイラ 45による^ をキャンセルするために、スポイラ 45と i 翻て "EJir る めスボイラである。 このようなノ ^レスシーケンスが、第 2 m< )j ^レスシ 一ケンスと共に用いられ、 これら両シーケンスが、 ワープ量を共通にして所定のビュ ー委がけ繰り返されてそれぞれ S £信号の纏が行われる
このとき、 180。 ノ レス 41による回転高 i 波磁界と 180° ノ レス 43に よる I*高周波磁界を同 に¾5 ることにより、 F 0 V内 化べクトルは 180。 ±XX180° ±y=180 z c¾ ^にしたがって回転し、 このため、 FOV 内の SE信号は z車肪向に 180。翻が ¾¾ られて、結局正負の極性を させら れる なお、. このとき、 180° ±xハレス 41と 180° パルス 43 Ef¾帱にそれ ぞれかける選択勾配 42, 44を、 それらの積 ^'Oになるように であるため、 FOV23タ エコー信号は極 常通り出力される Λ この を画像の 翻成領域に対応させて示すと第 5 B図のようになる。第 5 B図において、 25は、 y寧 fc¾ "向と z寧 fc¾"向に領 限され、力つ中央部に 180。 パルス 41と 180。 ±yパルス 43によって信号 14 ^癒させら :部分を含むデータ領域である。領 域 25において、 「負 jと記されているのが極& ¾¾¾さ こ部分であり、 「正」 と 記されて るのが極 &ζ？硫しな 部分である。極 カ概さ 部 Ο Vに相 当する 一方、第 2図に示 の 3¾¾フーリ ^シーケンスによって得らiる テ'ータ ii05A図のようになる。第 5 A図において、 24は y車肪向と z車肪向に制 限さ こ頁^ '·あり、 こ 分の信号 {iS常の極 て辱られる。
そこで、 これら領域 24のデータと領域 25のテータ^^を求めると、中央の負の 部^ 5い^ ¾となり、 その他^分で i Sいに差となって、結局第 6図に示す FO V 2 3のデータだt ^残る。 したがって、 このような差のデータに基づいて画像 1 成を行うと、 FOV 2 3だけの画像が得られる。 あるいは、領域 2 4のデータと領域 2 5のデータ^ Sづいてそれぞれ满成した画像同士を弓 Iき箕することにより FOV 2 3の画^^'得られる。
第 3図は、 このような方法を l "るための MR— CTの で'ある。 図において、 1は内部に ¾ ^体を挿入するための空 分（孔）を有し、 この空 分を取卷くようにして、被検体に一定 磁場を ERSll る静磁場コイルと勾酉聽を ¾ ^する勾配磁場コィノレ（勾酉腦コイルは X, Υ, Zの 3軸のコイルを備えている。 ) と 体内の原子核のスピンを！^するための R Fパルスを与える R F送 ί言コィル と漏 ¾らの MR信号を検出する受信コィル等が配置されているマグネットァセン プリである。静觀コイル、勾配磁場コイル、 送信コイル、及び受信コイルは、 それぞれ静磁場 2、勾配磁灞豳回路 3、 RF電力増 ¾4及び前 幅器 5に ί纖されて V ^る。 シーケンス記憶回路 6は Ιί^7から に従って <£意のビュー で、 ゲート麵回路 8を操作（所定のタイミングで R F ^回路 9の RF出力信号を ^M) し、媚己の第 び第 2図のシーケンスに基づく RFパルス信号を RF電力 増 β4から RF送信コイルに る。ス、 シーケンス記憶回路 6は、 同じく第 1 11及び第 2図のシーケンス ^¾づいて勾酉 3»隱回路 3を操作して、 X ' y . ζの 3軸にそれぞれ勾配∞を供給する. X Qは RF 回路 9の出力を参照信号 して 前 5ク) ¾信信号出力を fiffi検 る β¾検波器である。 この出力信号は AD
Figure imgf000007_0001
に入力される。 iii これらの入力信号を ι己のように画して画像 成を行う。 1
Figure imgf000007_0002
々のパルス ·シーケンスの類のための 及び種々の設定値^)入力をするための 操作コンソール、 1 3は 1^ 7で f 成された画像を^:する^ ^置である。
H説明したように: Φ¾Ι例の方法によれば、特別なノヽードウェアを用 ことな くパルスシ一ケンスだけで、 3 ¾ζ¾方向に領翻限をすることができる。 尚、本発 明 ¾让言6¾½例に! ^されるものでない，すなわち、 1 80 ° ±χパルスと 1 80 ' =, パルスのエンベロープを！^して、
Figure imgf000007_0003
「正」 <¾H域にあた る部分のみを 的に信号の極 ¾を反転するようにしてもよい。 この^は 2 の P88/01333
シーケンスて尋た S E i号を力! ^することによつて領 限ィメ一ジングが行える。 また、第 1図において、. 1 80° ±xパルス 4 1と 1 80° ±yパルス 4 3の順序は逆に なってもよい。 ここでほ 3次 一ムスキャンについて述' たが、通常の 3 ィメ 一ジングまたは 2次元のィメ一ジング'の時も、 1つの車肪向に対する領織 (1限をこの 方法で^ ることができる。 勾酉 S42 , 44は、： のように読み出し勾 配に A lる tbりに、スライス勾菌己 3 2又ほ 3 6をなくしてそれらの軸に A lてもよ
Figure imgf000008_0001
ラ 4 5とスポィラ 4 6を読み出し勾配に
A lたが、スライス勾酉己等、他の勾配に A Lてもよい。
本翻を ^るため ^態について説明したが、本 月が属する技 術 常 ί¾Π^を有する者にとつて ΤΙ己の請求の USを 3ϋ ^ることなく種々 の をすることは額である。

Claims

請求の編
1. フーリエ^^パルスシーケンスによって ゝらのスピンエコー信号を測 ¾ る^皆と、
フーリエ^^パルスシーケンスにおける 180°ノ、。ルス に、 尺性の
180° ハ。ルスと 180。 ±yパルスを ¾口したパルスシーケンスであって、 そ ί¾1 択のための匂配磁場の積 0であるパルスシーケンスによって觀 ゝらのスピン エコー信号を測^る ¾ltと、
これら両シーケンスによつて測定さ こスピンエコー信号の和また ί達に基づ r 画像欄成を行う を具 it る cWlイメージングのため^翩限方法。
2. フーリェ¾¾のノ、。ルスシーケンスによつて雄^ らのスピンエコー ί言号を測 る段階と、
フーリエ^^パルスシーケンスにおける 180°パルスの後に、選択性の 180。 ±xパルスと 180° パルスを ί Πしたパルスシーケンスであって、 そク 択のための勾配騰の積 0であるパルスシーケンスによって碰体からめスピン エコー信号を浪^ ^る と、
これら両シーケンスによつて測定さ スピンエコー信号に基づ V Cそれそれ满 成さ 画像の和または差によって画像を形 —る段階を具備する^^鳥ィメージ ングのため C 删限方法。
3. 3次元フーリエ ^^パルスシーケンスによって諭体からのスピンエコー信 号を測^る^皆と、
3 フーリエ麵 )パルスシーケンスにおける 18 crノ、。ルスの後に、顧性 の 180° ±xパルスと 180。 パルスを 口したパルスシーケンスであって、 その 翻のための読み出し率 fc ^向の勾配磁^)積 0であるパルスシーケンスによって fe^らのスピンエコー信号を測^る と、
これら両シーケンスによって測定さ^スピンエコー信号の和または差 づいて 画像丽成を行う を具 iff"る^^！ィメージングのための領織
4. 3 元フーリエ^^:)パルスシーケンスによって ¾ ^体からのスピンエコー信 号を る と、 '
3次元フーリエ ¾ ^パルスシーケンスにおける 1 8 0。 パヌレス に、 m の 1 8 CT ノ レスと 1 8 0 ° ±yパルスを したパルスシーケンスであって、そめ ¾尺のための勾 場の積分が 0であるパルスシーケンスによって 体からのスピ ンエ 一信号を ϋΐ¾·τる ¾i ^と、
これら両シーケンスによって測定さ こスピンエコー信号 づいてそれぞれ濯 成さ こ画像の和または差によって画像を形财る離を具 it る^ ¾イメージ ングのため 頁翻限方法。
PCT/JP1988/001333 1987-12-25 1988-12-24 Method of limiting the region for magnetic resonance imaging WO1989006109A1 (en)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP62329322A JPH01170446A (ja) 1987-12-25 1987-12-25 核磁気共鳴画像診断装置の領域制限方法
JP62/329322 1987-12-25

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO1989006109A1 true WO1989006109A1 (en) 1989-07-13

Family

ID=18220161

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP1988/001333 WO1989006109A1 (en) 1987-12-25 1988-12-24 Method of limiting the region for magnetic resonance imaging

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5089784A (ja)
EP (1) EP0394445A4 (ja)
JP (1) JPH01170446A (ja)
WO (1) WO1989006109A1 (ja)

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2217847B (en) * 1988-04-27 1993-02-03 Nat Res Dev Improvements in or relating to nmr imaging systems
US5315249A (en) * 1992-07-28 1994-05-24 General Electric Company Stabilized fast spin echo NMR pulse sequence
WO1995005610A1 (en) * 1993-08-13 1995-02-23 The Government Of The United States Of America As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services Method for magnetic resonance spectroscopic imaging with multiple spin-echoes
US5685305A (en) * 1994-08-05 1997-11-11 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Method and system for MRI detection of abnormal blood flow
US5684400A (en) * 1995-06-12 1997-11-04 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited Diffusion sensitizing imaging method, dynamic imaging method, and MRI apparatus
JP4049649B2 (ja) * 2002-10-01 2008-02-20 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置
US8115485B1 (en) * 2006-03-10 2012-02-14 General Electric Company Method and apparatus for interactively setting parameters of an MR imaging sequence through inspection of frequency spectrum
US7298146B1 (en) * 2006-06-23 2007-11-20 General Electric Compnay Method and apparatus of manual pre-scan spatial and spectral data acquisition
JP4938595B2 (ja) * 2007-08-31 2012-05-23 日本コークス工業株式会社 メディア攪拌型湿式分散機
US9594134B2 (en) * 2014-01-22 2017-03-14 Wisconsin Alumni Research Foundation System and method for fully phase-encoded magnetic resonance imaging using multiband radio frequency excitation

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06290145A (ja) * 1993-04-02 1994-10-18 Ricoh Co Ltd 拡張バス

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3209264A1 (de) * 1982-03-13 1983-09-22 Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten Verfahren zum messen der magnetischen kernresonanz fuer die nmr-tomographie
JPS62207447A (ja) * 1986-03-07 1987-09-11 横河メディカルシステム株式会社 Ｎｍｒイメ−ジングにおける選択励起方法
IL78240A (en) * 1986-03-24 1989-09-10 Elscint Ltd Spatially localized spectroscopy
GB8711379D0 (en) * 1987-05-14 1987-06-17 Nat Res Dev Echo planar imaging systems
JPS6346146A (ja) * 1986-08-13 1988-02-27 株式会社東芝 磁気共鳴測定装置
JPS6420436A (en) * 1987-07-15 1989-01-24 Toshiba Corp Magnetic resonance measuring instrument
DE3804924A1 (de) * 1988-02-17 1989-08-31 Philips Patentverwaltung Verfahren zur ermittlung der spektralen verteilung der kernmagnetisierung in einem begrenzten volumenbereich und anordnung zur durchfuehrung des verfahrens

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06290145A (ja) * 1993-04-02 1994-10-18 Ricoh Co Ltd 拡張バス

Also Published As

Publication number Publication date
US5089784A (en) 1992-02-18
JPH01170446A (ja) 1989-07-05
EP0394445A4 (en) 1991-09-11
EP0394445A1 (en) 1990-10-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5034692A (en) Magnetic resonance imaging method for acquiring flux-compensated, T2 -w
Sumanaweera et al. MR susceptibility misregistration correction
US5351006A (en) Method and apparatus for correcting spatial distortion in magnetic resonance images due to magnetic field inhomogeneity including inhomogeneity due to susceptibility variations
EP0135847A2 (en) Nuclear magnetic resonance imaging using pulse sequences combining selective excitation and driven free precession
JPH074352B2 (ja) 核磁気共鳴装置の操作方法
JPS5967450A (ja) 疑似ｆｉｄｎｍｒ信号の影響を克服する方法と装置
US5432447A (en) Phase unwrapping of MR phase images using poisson equation
WO1989006109A1 (en) Method of limiting the region for magnetic resonance imaging
JPH0257415B2 (ja)
JPH02119843A (ja) 磁気共鳴スピンエコー像形成装置
JP3276669B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US4825159A (en) Method for operating a nuclear magnetic resonance tomography apparatus
EP0390086B1 (en) Magnetic resonance imaging method.
JPH0263009B2 (ja)
EP0106551B1 (en) Nuclear magnetic resonance method
EP0223279A1 (en) Method of and device for the phase correction of MR inversion recovery images
JP4383568B2 (ja) 磁気共鳴スペクトロスコピー・イメージング方法及び装置
EP0135143B1 (en) Imaging method and apparatus using nuclear magnetic resonance
JP3359938B2 (ja) 磁気共鳴映像装置
CN111164444A (zh) 具有经改进的脂肪位移校正的Dixon型水/脂肪分离MR成像
JPH0584230A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
FI68355C (fi) Kaernspinavbildningsfoerfarande
JPH03231632A (ja) 磁気共鳴イメージング方法
JP3499927B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP3432506B2 (ja) 磁気共鳴映像装置

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): US

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE CH DE FR GB IT LU NL SE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 1989900916

Country of ref document: EP

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 1989900916

Country of ref document: EP

WWW Wipo information: withdrawn in national office

Ref document number: 1989900916

Country of ref document: EP