JPH11290287A - 磁気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置 - Google Patents
磁気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置Info
- Publication number
- JPH11290287A JPH11290287A JP10095839A JP9583998A JPH11290287A JP H11290287 A JPH11290287 A JP H11290287A JP 10095839 A JP10095839 A JP 10095839A JP 9583998 A JP9583998 A JP 9583998A JP H11290287 A JPH11290287 A JP H11290287A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- space
- data
- magnetic field
- phase
- encoding
- 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
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 33
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 30
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims abstract description 20
- 238000013480 data collection Methods 0.000 claims description 12
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 claims description 3
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 14
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 238000002599 functional magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 4
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 3
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 230000002542 deteriorative effect Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000002496 gastric effect Effects 0.000 description 1
- 230000002107 myocardial effect Effects 0.000 description 1
- 230000008855 peristalsis Effects 0.000 description 1
- 238000004445 quantitative analysis Methods 0.000 description 1
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
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
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
-
- 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
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
- G01R33/5616—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using gradient refocusing, e.g. 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
- G01R33/565—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
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】 （修正有）
【課題】 高速で、ゴーストアーチファクトの少ないＭ
ＲＩ画像を得ることができる、エコプラナー法による磁
気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置を提供する。 【解決手段】 静磁場発生装置１０により被検体２０に
加えられる静磁場中で、勾配コイル１３により勾配磁場
を高速にスイッチングして、磁気共鳴信号をｋ空間の充
填に必要なエコー信号として受信装置６０により受信
し、これをディジタル化したものをｋ空間データ展開手
段９１によりｋ空間にエコーデータとして展開し、この
ｋ空間のエコーデータをデータ収集手段９２により収集
する際にｋ空間の略半分の位相エンコード領域でエコー
データを周波数エンコード方向別に２重に収集し、収集
されたエコーデータを画像形成手段９３により周波数エ
ンコード方向にエコーデータを分類した上で別々にフー
リエ変換して画像を得る。
ＲＩ画像を得ることができる、エコプラナー法による磁
気共鳴撮像方法および磁気共鳴撮像装置を提供する。 【解決手段】 静磁場発生装置１０により被検体２０に
加えられる静磁場中で、勾配コイル１３により勾配磁場
を高速にスイッチングして、磁気共鳴信号をｋ空間の充
填に必要なエコー信号として受信装置６０により受信
し、これをディジタル化したものをｋ空間データ展開手
段９１によりｋ空間にエコーデータとして展開し、この
ｋ空間のエコーデータをデータ収集手段９２により収集
する際にｋ空間の略半分の位相エンコード領域でエコー
データを周波数エンコード方向別に２重に収集し、収集
されたエコーデータを画像形成手段９３により周波数エ
ンコード方向にエコーデータを分類した上で別々にフー
リエ変換して画像を得る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴撮像方法お
よび磁気共鳴撮像装置に関するものである。
よび磁気共鳴撮像装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴撮像（Magnetic Resonance Ima
ging：ＭＲＩ）法はプロトンなどの原子核が磁気共鳴し
たときに出るエコー信号を勾配磁場で位置のエンコード
をしながら収集し、これをフーリエ変換でデコードする
ことで画像化を行うものである。
ging：ＭＲＩ）法はプロトンなどの原子核が磁気共鳴し
たときに出るエコー信号を勾配磁場で位置のエンコード
をしながら収集し、これをフーリエ変換でデコードする
ことで画像化を行うものである。
【０００３】ＭＲＩによる撮像は一般に非常に時間がか
かるため、撮像時間を短縮するための種々の提案がなさ
れている。
かるため、撮像時間を短縮するための種々の提案がなさ
れている。
【０００４】このような高速ＭＲＩ撮像法のうち、もっ
とも代表的なものがＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法
である。このＥＰＩ法はＲＦパルスによる励起で形成さ
れた非常に高い均一度を有する静磁場中で、勾配磁場を
非常に高速にスイッチング（反転）し、ｋ空間の充填に
必要なエコー信号をマルチエコーとして収集する方法で
ある。
とも代表的なものがＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法
である。このＥＰＩ法はＲＦパルスによる励起で形成さ
れた非常に高い均一度を有する静磁場中で、勾配磁場を
非常に高速にスイッチング（反転）し、ｋ空間の充填に
必要なエコー信号をマルチエコーとして収集する方法で
ある。
【０００５】ＥＰＩ法におけるスイッチング手法には、
マルチショットとシングルショットがある。マルチショ
ットＥＰＩは画像再構成に必要なエコーデータを複数回
の励起に分けて集めるもの、シングルショットＥＰＩは
一度の励起ですべてのエコーデータを集めるものであ
る。
マルチショットとシングルショットがある。マルチショ
ットＥＰＩは画像再構成に必要なエコーデータを複数回
の励起に分けて集めるもの、シングルショットＥＰＩは
一度の励起ですべてのエコーデータを集めるものであ
る。
【０００６】このシングルショットによるＥＰＩ法で
は、３０〜４０ｍｓという非常に短時間でのＭＲ画像が
得られるため、特に、脳や心臓における血液環流画像、
心筋壁や消化管の蠕動などの、内臓等の動的な変化をと
らえる機能的ＭＲＩ（Functional ＭＲＩ: ＦＭＲＩ）
にも応用されている。
は、３０〜４０ｍｓという非常に短時間でのＭＲ画像が
得られるため、特に、脳や心臓における血液環流画像、
心筋壁や消化管の蠕動などの、内臓等の動的な変化をと
らえる機能的ＭＲＩ（Functional ＭＲＩ: ＦＭＲＩ）
にも応用されている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、ＥＰＩ
による撮像は、読み出し磁場勾配の極性が反転するた
め、得られたエコー信号をそのまま組み合わせて画像を
再構成する従来の方法では、アーチファクト（偽像）と
称されるゴーストが出やすく、診断を誤らせる原因とな
っている。
による撮像は、読み出し磁場勾配の極性が反転するた
め、得られたエコー信号をそのまま組み合わせて画像を
再構成する従来の方法では、アーチファクト（偽像）と
称されるゴーストが出やすく、診断を誤らせる原因とな
っている。
【０００８】特に、ＦＭＲＩにおいては、数１００枚の
画像を連続して撮像するので、撮像の間に発生した渦電
流によってゴーストの強度や位相に変化を与えやすく、
これが本来の画像に加算されることによって画像の信号
強度がゴーストとともに変動してしまい、ＦＭＲＩにお
ける定量解析上の障害となっていた。
画像を連続して撮像するので、撮像の間に発生した渦電
流によってゴーストの強度や位相に変化を与えやすく、
これが本来の画像に加算されることによって画像の信号
強度がゴーストとともに変動してしまい、ＦＭＲＩにお
ける定量解析上の障害となっていた。
【０００９】本発明はこのような問題を解決するために
なされたもので、従来と同じ時間当たりのＳＮ比を保ち
ながら、画像の信号強度の時間的な変動を減少させ、ゴ
ーストアーチファクトを低減させることができ、良好な
画質を得ることのできるＥＰＩによる磁気共鳴撮像方法
および磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。
なされたもので、従来と同じ時間当たりのＳＮ比を保ち
ながら、画像の信号強度の時間的な変動を減少させ、ゴ
ーストアーチファクトを低減させることができ、良好な
画質を得ることのできるＥＰＩによる磁気共鳴撮像方法
および磁気共鳴撮像装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明にかかる磁気共鳴
撮像法によれば、被検体に加えられる静磁場中で、勾配
磁場を高速にスイッチング（反転）して、前記被検体の
原子核の磁気共鳴信号を周波数エンコードと位相エンコ
ードの２軸で構成されるｋ空間の充填に必要なエコー信
号として得る過程と、前記共鳴信号をディジタル化して
ｋ空間にエコーデータとして展開する過程と、このｋ空
間のエコーデータを収集する際に、前記ｋ空間の中心部
から、ナイキスト周波数に相当する端部までｋ空間の略
半分の位相エンコード領域について走査する第１の走査
過程と、前記第１の走査過程で走査されたのと同じ経路
を周波数エンコードの方向だけを逆にして走査を行う第
２の走査過程と、これらの走査により収集されたｋ空間
のエコーデータを周波数エンコードにおける走査方向に
より２つに分け、各々のエコーデータから別々に２枚の
画像を再構成し、その絶対値画像を加算平均する過程と
を備えたことを特徴とする。
撮像法によれば、被検体に加えられる静磁場中で、勾配
磁場を高速にスイッチング（反転）して、前記被検体の
原子核の磁気共鳴信号を周波数エンコードと位相エンコ
ードの２軸で構成されるｋ空間の充填に必要なエコー信
号として得る過程と、前記共鳴信号をディジタル化して
ｋ空間にエコーデータとして展開する過程と、このｋ空
間のエコーデータを収集する際に、前記ｋ空間の中心部
から、ナイキスト周波数に相当する端部までｋ空間の略
半分の位相エンコード領域について走査する第１の走査
過程と、前記第１の走査過程で走査されたのと同じ経路
を周波数エンコードの方向だけを逆にして走査を行う第
２の走査過程と、これらの走査により収集されたｋ空間
のエコーデータを周波数エンコードにおける走査方向に
より２つに分け、各々のエコーデータから別々に２枚の
画像を再構成し、その絶対値画像を加算平均する過程と
を備えたことを特徴とする。
【００１１】また、本発明にかかる磁気共鳴撮像装置に
よれば、被検体を収納する筒状空洞部と、前記筒状空洞
部の周囲に設けられ、前記被検体に対して均一度の高い
静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記静磁場に勾配
を与える勾配磁場形成手段と、前記勾配磁場形成手段に
対して勾配磁場の反転を行わせる磁場反転手段と、前記
被検体に対して高周波を印加するための送信手段と、前
記筒状空洞部の周囲に設けられ、前記高周波と前記勾配
磁場の反転による前記被検体の原子核の磁気共鳴信号を
検出する受信手段と、前記受信手段で検出され、ディジ
タル化されたエコーデータを周波数エンコードと位相エ
ンコードの２軸で構成されるｋ空間に展開してｋ空間デ
ータを得るｋ空間データ展開手段と、このｋ空間のエコ
ーデータを収集する際に、前記ｋ空間の中心部から、ナ
イキスト周波数に相当する端部までｋ空間の略半分の位
相エンコード領域について第１の走査を行い、前記第１
の走査過程で走査された経路を周波数エンコード方向だ
け逆にした第２の走査を行ってデータ収集を行うデータ
収集手段と、収集されたｋ空間のデータを周波数エンコ
ードにおける走査方向により２つに分け、各々のエコー
データから別々に２枚の画像を再構成し、その絶対値画
像を加算平均して画像を形成する画像形成手段とを備え
たことを特徴とする。
よれば、被検体を収納する筒状空洞部と、前記筒状空洞
部の周囲に設けられ、前記被検体に対して均一度の高い
静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記静磁場に勾配
を与える勾配磁場形成手段と、前記勾配磁場形成手段に
対して勾配磁場の反転を行わせる磁場反転手段と、前記
被検体に対して高周波を印加するための送信手段と、前
記筒状空洞部の周囲に設けられ、前記高周波と前記勾配
磁場の反転による前記被検体の原子核の磁気共鳴信号を
検出する受信手段と、前記受信手段で検出され、ディジ
タル化されたエコーデータを周波数エンコードと位相エ
ンコードの２軸で構成されるｋ空間に展開してｋ空間デ
ータを得るｋ空間データ展開手段と、このｋ空間のエコ
ーデータを収集する際に、前記ｋ空間の中心部から、ナ
イキスト周波数に相当する端部までｋ空間の略半分の位
相エンコード領域について第１の走査を行い、前記第１
の走査過程で走査された経路を周波数エンコード方向だ
け逆にした第２の走査を行ってデータ収集を行うデータ
収集手段と、収集されたｋ空間のデータを周波数エンコ
ードにおける走査方向により２つに分け、各々のエコー
データから別々に２枚の画像を再構成し、その絶対値画
像を加算平均して画像を形成する画像形成手段とを備え
たことを特徴とする。
【００１２】これらの方法および装置においては、各々
の位相エンコードにおけるエコーデータが、周波数エン
コードにおける順方向と逆方向の走査形式に対応して２
種類ずつ得られるので、周波数エンコードにおける走査
方向により分類したエコーデータから別々に画像再構成
を行うことができる。この画像再構成には公知のハーフ
リコンストラクション法を用いることができ、各々の画
像は絶対値処理によって実数化し、ＳＮ比を増すために
加算する。この方法では周波数エンコードの走査方向別
に絶対値画像を作り、それを加算する方法を用いている
ので、走査方向の相違によるエコーデータの違いが画像
の位相情報の形で紛れ込むことを防止することができる
ので、読み出し磁場勾配の極性反転に伴うゴーストアー
チファクトが減少する。
の位相エンコードにおけるエコーデータが、周波数エン
コードにおける順方向と逆方向の走査形式に対応して２
種類ずつ得られるので、周波数エンコードにおける走査
方向により分類したエコーデータから別々に画像再構成
を行うことができる。この画像再構成には公知のハーフ
リコンストラクション法を用いることができ、各々の画
像は絶対値処理によって実数化し、ＳＮ比を増すために
加算する。この方法では周波数エンコードの走査方向別
に絶対値画像を作り、それを加算する方法を用いている
ので、走査方向の相違によるエコーデータの違いが画像
の位相情報の形で紛れ込むことを防止することができる
ので、読み出し磁場勾配の極性反転に伴うゴーストアー
チファクトが減少する。
【００１３】また、画像再構成は、半分の位相エンコー
ド領域のエコーデータを収集して行うので、静磁場不均
一により生じる位相エンコード方向への位置のずれも従
来法のように位相エンコードの極性切換えで逆方向にず
れ、それによってできた２つの画像が重なるようなこと
もない。したがって、画像のコントラストや空間分解能
が劣化しないという長所も併せ持っている。
ド領域のエコーデータを収集して行うので、静磁場不均
一により生じる位相エンコード方向への位置のずれも従
来法のように位相エンコードの極性切換えで逆方向にず
れ、それによってできた２つの画像が重なるようなこと
もない。したがって、画像のコントラストや空間分解能
が劣化しないという長所も併せ持っている。
【００１４】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
を参照して説明する。
を参照して説明する。
【００１５】図１は本発明にかかるＭＲＩ装置１００の
概略構成を示すブロック構成図である。
概略構成を示すブロック構成図である。
【００１６】このＭＲＩ装置１００は静磁場発生装置１
０とこれを制御するための種々の装置２０〜１１０とか
ら構成されている。
０とこれを制御するための種々の装置２０〜１１０とか
ら構成されている。
【００１７】静磁場発生装置１０の中央部には円筒状空
間１０ａが設けられ、この円筒状空間１０Ａ内に強力な
静磁場が形成されるように、例えば静磁場電源５０によ
り駆動される超電導磁石（図示せず）が円筒状空間１０
ａの周囲に設けられている。この超電導磁石の磁場強度
は通常０．３５〜２．０Ｔ程度であるが、ＦＭＲＩでは
更に高磁場のものも使用されている。この他、常電導磁
石（０．０５〜０．２２Ｔ）や永久磁石を用いた装置も
ある。
間１０ａが設けられ、この円筒状空間１０Ａ内に強力な
静磁場が形成されるように、例えば静磁場電源５０によ
り駆動される超電導磁石（図示せず）が円筒状空間１０
ａの周囲に設けられている。この超電導磁石の磁場強度
は通常０．３５〜２．０Ｔ程度であるが、ＦＭＲＩでは
更に高磁場のものも使用されている。この他、常電導磁
石（０．０５〜０．２２Ｔ）や永久磁石を用いた装置も
ある。
【００１８】円筒状空間１０ａの中には寝台１１が摺動
自在に設置され、この寝台１１の上には被検体２０が載
置される。
自在に設置され、この寝台１１の上には被検体２０が載
置される。
【００１９】円筒状空間１０ａの周囲には勾配コイル１
３および送信コイル１２がそれぞれ同心円筒状に形成さ
れている。勾配コイル１３は勾配駆動装置３０により駆
動され、静磁場空間内に勾配磁場を発生させる。この勾
配コイル１３としては傾斜磁場強度は２０〜４０ｍＴ／
ｍ、最大傾斜磁場に達する立ち上がり時間は２００μｓ
に達するものもある。
３および送信コイル１２がそれぞれ同心円筒状に形成さ
れている。勾配コイル１３は勾配駆動装置３０により駆
動され、静磁場空間内に勾配磁場を発生させる。この勾
配コイル１３としては傾斜磁場強度は２０〜４０ｍＴ／
ｍ、最大傾斜磁場に達する立ち上がり時間は２００μｓ
に達するものもある。
【００２０】送信コイル１２は送信装置４０により駆動
され、被検体にスピンを励起する電磁波を発生させる。
また、受信コイル１４が被検体の下部に位置する寝台中
に設置されており、磁気共鳴により被検体２Ｏ内に発生
する電磁波を受信してアナログ信号である受信信号に変
換し、受信装置６０に入力する。
され、被検体にスピンを励起する電磁波を発生させる。
また、受信コイル１４が被検体の下部に位置する寝台中
に設置されており、磁気共鳴により被検体２Ｏ内に発生
する電磁波を受信してアナログ信号である受信信号に変
換し、受信装置６０に入力する。
【００２１】受信装置６０は受信信号を高周波増幅し、
中間周波数に変換し、検波してアナログ・ディジタル変
換装置７０に与える。アナログ・ディジタル変換装置７
０は入力された信号をディジタル信号に変換し、このデ
ィジタル信号はコンピュータ９０に入力される。なお、
このアナログ・ディジタル変換装置７０としては１〜４
μｓ間隔でデータ収集ができるよう、非常に高速動作す
る高帯域幅のものが必要とされる。時間をずらして測定
されたＭＲ信号のディジタル化された値はｋ空間のエコ
ーデータストリングを構成する。
中間周波数に変換し、検波してアナログ・ディジタル変
換装置７０に与える。アナログ・ディジタル変換装置７
０は入力された信号をディジタル信号に変換し、このデ
ィジタル信号はコンピュータ９０に入力される。なお、
このアナログ・ディジタル変換装置７０としては１〜４
μｓ間隔でデータ収集ができるよう、非常に高速動作す
る高帯域幅のものが必要とされる。時間をずらして測定
されたＭＲ信号のディジタル化された値はｋ空間のエコ
ーデータストリングを構成する。
【００２２】コンピュータ９０は入力されたディジタル
信号に基づいて被検体の画像を再構成し、その再構成結
果を表示装置１１０に表示する。このコンピュータ９０
は本発明における構成要件中ｋ空間データ展開手段９
１、データ収集手段９２、および画像形成手段９３に相
当しており、転送されて来る多量のデータを短時間で処
理するために、高速のものが使用され、接続される記憶
装置も数ＧＢ程度の大容量のものである。また、このコ
ンピュータ９０は勾配駆動装置３０、送信装置４０、静
磁場電源５０、受信装置６０、アナログ・ディジタル変
換装置７０を制御する制御装置８０も制御しているが、
コンピュータ９０がこの制御装置８０の機能を兼用する
ようにしても良い。
信号に基づいて被検体の画像を再構成し、その再構成結
果を表示装置１１０に表示する。このコンピュータ９０
は本発明における構成要件中ｋ空間データ展開手段９
１、データ収集手段９２、および画像形成手段９３に相
当しており、転送されて来る多量のデータを短時間で処
理するために、高速のものが使用され、接続される記憶
装置も数ＧＢ程度の大容量のものである。また、このコ
ンピュータ９０は勾配駆動装置３０、送信装置４０、静
磁場電源５０、受信装置６０、アナログ・ディジタル変
換装置７０を制御する制御装置８０も制御しているが、
コンピュータ９０がこの制御装置８０の機能を兼用する
ようにしても良い。
【００２３】図２および図３を参照して本発明にかかる
磁気共鳴撮像方法の第１の実施の形態を説明する。
磁気共鳴撮像方法の第１の実施の形態を説明する。
【００２４】この第１の実施の形態および次に説明する
第２の実施の形態は、非共鳴（Non-resonant）型のＥＰ
Ｉを用いるものであるが、共鳴（resonant）型のＥＰＩ
でも容易に実現できる。
第２の実施の形態は、非共鳴（Non-resonant）型のＥＰ
Ｉを用いるものであるが、共鳴（resonant）型のＥＰＩ
でも容易に実現できる。
【００２５】図２は第１の実施の形態で使用されるパル
ス系列を示すタイミングチャートであり、ｋ空間に充填
された位相エンコードを順次収集する様子を示してい
る。同図中、ＲＦは印加される高周波信号を、Ｇｓはス
ライス勾配を、Ｇｐは位相エンコード勾配を、Ｇｆは周
波数エンコード勾配を示している。ここで、Ｇｐは垂直
方向の動きを、Ｇｆは水平方向の動きを示しており、各
パルスにおける面積は動き量に比例している。また、Ｇ
ｐにおける負のパルスは後述するオフセットを示してお
り、その面積はオフセット量を示している。したがっ
て、図２における期間Ｔ１およびＴ２ではオフセット量
が１位相エンコード分ずれていることがわかる。
ス系列を示すタイミングチャートであり、ｋ空間に充填
された位相エンコードを順次収集する様子を示してい
る。同図中、ＲＦは印加される高周波信号を、Ｇｓはス
ライス勾配を、Ｇｐは位相エンコード勾配を、Ｇｆは周
波数エンコード勾配を示している。ここで、Ｇｐは垂直
方向の動きを、Ｇｆは水平方向の動きを示しており、各
パルスにおける面積は動き量に比例している。また、Ｇ
ｐにおける負のパルスは後述するオフセットを示してお
り、その面積はオフセット量を示している。したがっ
て、図２における期間Ｔ１およびＴ２ではオフセット量
が１位相エンコード分ずれていることがわかる。
【００２６】図３は図２のパルス制御により、ｋ空間か
らのエコーデータを取り出す様子を示している。期間Ｔ
１における収集は実線Ｓ１で示されるように、負側のあ
る位相エンコードから始まって右向きに進んで、右端で
上に１つずれ、左向きに進んで、左端でさらに上に１つ
ずれるという動作が繰り返されてエコーデータが収集さ
れる。
らのエコーデータを取り出す様子を示している。期間Ｔ
１における収集は実線Ｓ１で示されるように、負側のあ
る位相エンコードから始まって右向きに進んで、右端で
上に１つずれ、左向きに進んで、左端でさらに上に１つ
ずれるという動作が繰り返されてエコーデータが収集さ
れる。
【００２７】期間Ｔ２では図２においてＧｐの負側のパ
ルスの面積がＴ１の場合よりも小さくなっており、オフ
セット量が少ない。このため、図３においては破線Ｓ２
で示されるように１位相エンコード分ずれてエコーデー
タが取り出され、結果的には同一位相エンコードにおい
て以前とは逆方向の周波数エンコードでエコーデータを
収集できる。
ルスの面積がＴ１の場合よりも小さくなっており、オフ
セット量が少ない。このため、図３においては破線Ｓ２
で示されるように１位相エンコード分ずれてエコーデー
タが取り出され、結果的には同一位相エンコードにおい
て以前とは逆方向の周波数エンコードでエコーデータを
収集できる。
【００２８】このようなデータ収集は通常ｋ空間全体に
ついて行われているが、本発明においては、ｋ空間の半
分の領域でエコーデータを収集している。この理由は次
のとおりである。第１に、前述したように、エコーデー
タは静磁場中で、勾配磁場を非常に高速にスイッチング
（反転）して得られるため、ｋ空間に含まれるエコーデ
ータのうち隣接した右に向かう奇数番目の位相エンコー
ドと左に向かう位相エンコードとはエコーの性質が異な
り、これらを一緒に用いたのでは必ずしも良好な画像が
得られず、むしろアーチファクトを生じやすい。
ついて行われているが、本発明においては、ｋ空間の半
分の領域でエコーデータを収集している。この理由は次
のとおりである。第１に、前述したように、エコーデー
タは静磁場中で、勾配磁場を非常に高速にスイッチング
（反転）して得られるため、ｋ空間に含まれるエコーデ
ータのうち隣接した右に向かう奇数番目の位相エンコー
ドと左に向かう位相エンコードとはエコーの性質が異な
り、これらを一緒に用いたのでは必ずしも良好な画像が
得られず、むしろアーチファクトを生じやすい。
【００２９】このため、同一位相エンコードにおいて周
波数エンコード方向を変えてエコーデータを２重に収集
し、それらを周波数エンコード方向により２つに分けて
別々に画像再構成し、これらを絶対値画像として加算す
ることにより、読み出し磁場勾配の極性反転の影響をな
くす。この際、全部のエコーデータを２重に収集すると
撮像時間は２倍かかることになるので、ハーフリコンス
トラクション法による画像再構成が可能な、位相エンコ
ード方向にほぼ半分の領域にエコー収集を制限すること
で、従来と同じ撮像時間を実現している。
波数エンコード方向を変えてエコーデータを２重に収集
し、それらを周波数エンコード方向により２つに分けて
別々に画像再構成し、これらを絶対値画像として加算す
ることにより、読み出し磁場勾配の極性反転の影響をな
くす。この際、全部のエコーデータを２重に収集すると
撮像時間は２倍かかることになるので、ハーフリコンス
トラクション法による画像再構成が可能な、位相エンコ
ード方向にほぼ半分の領域にエコー収集を制限すること
で、従来と同じ撮像時間を実現している。
【００３０】第２には、ｋ空間に充填されるデータは複
素データであり、もとの画像が実像であれば、複素共役
の関係から、半分のデータでもとの画像が完全に再現で
きるため、半分の位相エンコード領域からエコーデータ
を得ることで十分である。ことは数学的に証明すること
ができるとともに、この原理に基づいた画像再構成アル
ゴリズムは数種公知となっている。
素データであり、もとの画像が実像であれば、複素共役
の関係から、半分のデータでもとの画像が完全に再現で
きるため、半分の位相エンコード領域からエコーデータ
を得ることで十分である。ことは数学的に証明すること
ができるとともに、この原理に基づいた画像再構成アル
ゴリズムは数種公知となっている。
【００３１】図４は本発明の第２の実施の形態で使用さ
れるパルス系列を示すタイミングチャート、図５は図４
のパルス制御により、ｋ空間からのエコーデータを取り
出す様子を示す模式図である。
れるパルス系列を示すタイミングチャート、図５は図４
のパルス制御により、ｋ空間からのエコーデータを取り
出す様子を示す模式図である。
【００３２】図４と図２との違いはＧｐの送り量が大き
く、収集対象の位相エンコードは離散的になることであ
る。すなわち、図４に示されるように、Ｇｐの送り量が
図２と比較して大きく、Ｇｐの上側のパルスは図２の場
合の４倍の大きさとなっており、データ収集を行う位相
エンコード位置は離れたものとなる。このため、データ
収集の際に位相エンコード位置は大きく移動する。
く、収集対象の位相エンコードは離散的になることであ
る。すなわち、図４に示されるように、Ｇｐの送り量が
図２と比較して大きく、Ｇｐの上側のパルスは図２の場
合の４倍の大きさとなっており、データ収集を行う位相
エンコード位置は離れたものとなる。このため、データ
収集の際に位相エンコード位置は大きく移動する。
【００３３】この移動量は、ｎ回のマルチショットを行
うものとすれば、２重のエコーデータ収集を勘案してｎ
／２位相エンコードおきとなる。そして各収集ごとに中
心部のスタート点からナイキスト周波数に対応する端部
までの位相エンコード数ＮとしてＮをｎ／２で除した値
の数の位相エンコードについて収集が行われる。例え
ば、図５に示した例ではＮ＝７２、ｎ＝８であるので、
７２／４＝１６となり、１回のショットで１６位相エン
コード位置についてエコーデータを取り出すことにな
る。
うものとすれば、２重のエコーデータ収集を勘案してｎ
／２位相エンコードおきとなる。そして各収集ごとに中
心部のスタート点からナイキスト周波数に対応する端部
までの位相エンコード数ＮとしてＮをｎ／２で除した値
の数の位相エンコードについて収集が行われる。例え
ば、図５に示した例ではＮ＝７２、ｎ＝８であるので、
７２／４＝１６となり、１回のショットで１６位相エン
コード位置についてエコーデータを取り出すことにな
る。
【００３４】そして、各期間Ｔ１１、Ｔ１２、Ｔ１３に
おいてはＧｐの負側のパルスの面積が順次減少してお
り、期間ごとにｋ空間内のデータ収集のスタート位置が
変化しながらデータ収集が行われることになる。
おいてはＧｐの負側のパルスの面積が順次減少してお
り、期間ごとにｋ空間内のデータ収集のスタート位置が
変化しながらデータ収集が行われることになる。
【００３５】この第２の実施形態の場合にも第１の実施
形態の場合と同様に、Ｓ１１、Ｓ１２のそれぞれに対し
てスタート点をｎ／２位相エンコードずらした点から始
めて同じ位相エンコードを両方向から２重に収集してい
くことは同じである。
形態の場合と同様に、Ｓ１１、Ｓ１２のそれぞれに対し
てスタート点をｎ／２位相エンコードずらした点から始
めて同じ位相エンコードを両方向から２重に収集してい
くことは同じである。
【００３６】図５はこの情況をＳ１１、Ｓ１２、Ｓ２
１、Ｓ２２の記号を用いて説明したものである。Ｓ１１
は第１番目の走査を示し、Ｓ１２は第２番目の走査であ
って、Ｓ１１と位相エンコード量が１つ異なるデータを
収集している。
１、Ｓ２２の記号を用いて説明したものである。Ｓ１１
は第１番目の走査を示し、Ｓ１２は第２番目の走査であ
って、Ｓ１１と位相エンコード量が１つ異なるデータを
収集している。
【００３７】Ｓ２１は第３番目の走査を示し、Ｓ１１か
ら１ステップ初期オフセット量が異なる点からスタート
し、Ｓ１１と同じ位相エンコード量を逆方向に走査して
いる。Ｓ２２は第４番目の走査であって、Ｓ２１から位
相エンコード量が１つ異なるデータを収集しており、Ｓ
１２と同じエンコード量を逆方向に走査している。
ら１ステップ初期オフセット量が異なる点からスタート
し、Ｓ１１と同じ位相エンコード量を逆方向に走査して
いる。Ｓ２２は第４番目の走査であって、Ｓ２１から位
相エンコード量が１つ異なるデータを収集しており、Ｓ
１２と同じエンコード量を逆方向に走査している。
【００３８】なお、上述した第１および第２の実施の形
態においては、エコーデータの収集の開始位相エンコー
ド位置を負側に広げ、収集されるデータをｋ空間の全位
相エンコードの半分よりも多くして冗長性を持たせてい
る。
態においては、エコーデータの収集の開始位相エンコー
ド位置を負側に広げ、収集されるデータをｋ空間の全位
相エンコードの半分よりも多くして冗長性を持たせてい
る。
【００３９】これは、例えば脂肪などのオフレゾナンス
成分や血流を画像として鮮明に得るためには画像領域に
生じた位相の変化を少しでも知り、これを予め補正した
上で画像再構成を行うことが有効だからである。
成分や血流を画像として鮮明に得るためには画像領域に
生じた位相の変化を少しでも知り、これを予め補正した
上で画像再構成を行うことが有効だからである。
【００４０】ここではエコーデータの収集をｋ空間の中
心部から端部に向かって行うように位相エンコードした
例を示したが、ｋ空間の端部から中心部に向かってエコ
ーデータを収集するように位相エンコードしてもよい。
心部から端部に向かって行うように位相エンコードした
例を示したが、ｋ空間の端部から中心部に向かってエコ
ーデータを収集するように位相エンコードしてもよい。
【００４１】このようにして収集されたデータは画像形
成手段９３において分類、合成、フーリエ変換等の処理
が行われ、所望の画像が得られる。
成手段９３において分類、合成、フーリエ変換等の処理
が行われ、所望の画像が得られる。
【００４２】なお、以上の各実施の形態において、各位
相エンコードにおけるエコーデータも、それを収集した
のが何番目のショットの何番目のエコーであるかによっ
て必ずしもエコー中心が一致しない。これを防止するた
めには、レファレンススキャンとして撮像に先立ち、位
相エンコードをせずにエコーデータの収集を行い、中心
位置を求め、この情報を用いて撮像時に収集したエコー
データを補正すればより精度の高い画像を得ることがで
きる。
相エンコードにおけるエコーデータも、それを収集した
のが何番目のショットの何番目のエコーであるかによっ
て必ずしもエコー中心が一致しない。これを防止するた
めには、レファレンススキャンとして撮像に先立ち、位
相エンコードをせずにエコーデータの収集を行い、中心
位置を求め、この情報を用いて撮像時に収集したエコー
データを補正すればより精度の高い画像を得ることがで
きる。
【００４３】
【発明の効果】以上のように、本発明にかかる磁気共鳴
撮像方法によれば、半分の位相エンコード領域において
周波数エンコード方向を互いに逆向きに収集された、同
一位相エンコードのエコーデータを予め周波数エンコー
ド方向により分類し、別々に画像の再構成を行うので、
位相エンコード方向に位置のずれた画像が重なるアーチ
ファクトも生じず、画像のコントラストや空間分解能が
劣化せず、また、読み出し磁場勾配の極性反転に伴うゴ
ーストアーチファクトを減少させることができる。収集
するエコーデータの数は倍必要となるが、ハーフリコン
ストラクション法を併用することでデータの必要数を半
減でき、従来と同じ撮像時間でＳＮ比の劣化のない画像
取得が可能となる。
撮像方法によれば、半分の位相エンコード領域において
周波数エンコード方向を互いに逆向きに収集された、同
一位相エンコードのエコーデータを予め周波数エンコー
ド方向により分類し、別々に画像の再構成を行うので、
位相エンコード方向に位置のずれた画像が重なるアーチ
ファクトも生じず、画像のコントラストや空間分解能が
劣化せず、また、読み出し磁場勾配の極性反転に伴うゴ
ーストアーチファクトを減少させることができる。収集
するエコーデータの数は倍必要となるが、ハーフリコン
ストラクション法を併用することでデータの必要数を半
減でき、従来と同じ撮像時間でＳＮ比の劣化のない画像
取得が可能となる。
【００４４】また、本発明にかかる磁気共鳴撮像装置に
よれば、上述した撮像方法を実現する手段を備えている
ので、画像コントラストや空間分解能が劣化せず、ゴー
ストアーチファクトの少ない画像を従来と同じ撮像時間
でＳＮ比を劣化させずに得ることができる。
よれば、上述した撮像方法を実現する手段を備えている
ので、画像コントラストや空間分解能が劣化せず、ゴー
ストアーチファクトの少ない画像を従来と同じ撮像時間
でＳＮ比を劣化させずに得ることができる。
【図１】本発明にかかるＭＲＩ装置１００の概略構成を
示すブロック構成図である。
示すブロック構成図である。
【図２】本発明にかかる磁気共鳴撮像方法の第１の実施
の形態で使用されるパルス系列を示すタイミングチャー
トである。
の形態で使用されるパルス系列を示すタイミングチャー
トである。
【図３】図２のパルス系列を用いてｋ空間からエコーデ
ータを取り出す様子を示す模式図である。
ータを取り出す様子を示す模式図である。
【図４】本発明にかかる磁気共鳴撮像方法の第２の実施
の形態で使用されるパルス系列を示すタイミングチャー
トである。
の形態で使用されるパルス系列を示すタイミングチャー
トである。
【図５】図４のパルス系列を用いてｋ空間からエコーデ
ータを取り出す様子を示す模式図である。
ータを取り出す様子を示す模式図である。
１０ 静磁場発生装置 １０ａ 円筒状空間 １１ 寝台 １２ 送信コイル １３ 勾配コイル １４ 受信コイル ２０ 被検体 ３０ 勾配駆動装置 ４０ 送信装置 ５０ 静磁場電源 ６０ 受信装置 ７０ アナログ・ディジタル変換装置 ８０ 制御装置 ９０ コンピュータ ９１ ｋ空間データ展開手段 ９２ データ収集手段 ９３ 画像形成手段 １００ ＭＲＩ装置 １１０ 表示装置
Claims (8)
- 【請求項１】被検体に加えられる静磁場中で、勾配磁場
を高速にスイッチング（反転）して、前記被検体の原子
核の磁気共鳴信号を周波数エンコードと位相エンコード
の２軸で構成されるｋ空間の充填に必要なエコー信号と
して得る過程と、 前記共鳴信号をディジタル化してｋ空間にエコーデータ
として展開する過程と、 このｋ空間のエコーデータを収集する際に、前記ｋ空間
の中心部から、ナイキスト周波数に相当する端部までｋ
空間の略半分の位相エンコード領域について走査する第
１の走査過程と、 前記第１の走査過程で走査されたのと同じ経路を周波数
エンコードの方向だけを逆にして走査を行う第２の走査
過程と、 これらの走査により収集されたｋ空間のエコーデータを
周波数エンコードにおける走査方向により２つに分け、
各々のエコーデータから別々に２枚の画像を再構成し、
その絶対値画像を加算平均する過程と、 を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像方法。 - 【請求項２】位相エンコード方向へのエコーデータ収集
は、順次隣接する位相エンコードに対して行われること
を特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴撮像方法。 - 【請求項３】位相エンコード方向へのエコーデータの収
集は、ｋ空間の中心部の低周波数の位相エンコードから
ナイキスト周波数の位相エンコードまで、中央からナイ
キスト周波数までの項数をＮ、ショット数をｎとしてｎ
／２位相エンコード分だけ離隔した２Ｎ／ｎの数の位相
エンコードを離散的に収集することを特徴とする請求項
１に記載の磁気共鳴撮像方法。 - 【請求項４】エコーデータの収集はｋ空間の半分の位相
エンコードに所定数の冗長位相エンコードを加えた範囲
で行われることを特徴とする請求項１ないし３のいずれ
かに記載の磁気共鳴撮像方法。 - 【請求項５】被検体を収納する筒状空洞部と、 前記筒状空洞部の周囲に設けられ、前記被検体に対して
均一度の高い静磁場を形成する静磁場形成手段と、 前記静磁場に勾配を与える勾配磁場形成手段と、 前記勾配磁場形成手段に対して勾配磁場の反転を行わせ
る磁場反転手段と、 前記被検体に対して高周波を印加するための送信手段
と、 前記筒状空洞部の周囲に設けられ、前記高周波と前記勾
配磁場の反転による前記被検体の原子核の磁気共鳴信号
を検出する受信手段と、 前記受信手段で検出され、ディジタル化されたエコーデ
ータを周波数エンコードと位相エンコードの２軸で構成
されるｋ空間に展開してｋ空間データを得るｋ空間デー
タ展開手段と、 このｋ空間のエコーデータを収集する際に、前記ｋ空間
の中心部から、ナイキスト周波数に相当する端部までｋ
空間の略半分の位相エンコード領域について第１の走査
を行い、前記第１の走査過程で走査された経路を周波数
エンコード方向だけ逆にした第２の走査を行ってデータ
収集を行うデータ収集手段と、 収集されたｋ空間のデータを周波数エンコードにおける
走査方向により２つに分け、各々のエコーデータから別
々に２枚の画像を再構成し、その絶対値画像を加算平均
して画像を形成する画像形成手段と、を備えたことを特
徴とする磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項６】前記データ収集手段は、順次隣接した位相
エンコードに対してデータ収集を行うものであることを
特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴撮像装置。 - 【請求項７】前記データ収集手段は、ｋ空間の中心部の
低周波数の位相エンコードからナイキスト周波数の位相
エンコードまで、中央からナイキスト周波数までの項数
をＮ、ショット数をｎとしてｎ／２位相エンコード分だ
け離隔した２Ｎ／ｎの数の位相エンコードを離散的に収
集するものであることを特徴とする請求項５に記載の磁
気共鳴撮像方法。 - 【請求項８】前記データ収集手段は、ｋ空間の半分の位
相エンコードに所定数の冗長位相エンコードを加えた範
囲でエコーデータの収集を行うものであることを特徴と
する請求項５ないし７のいずれかに記載の磁気共鳴撮像
装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09583998A JP3519270B2 (ja) | 1998-04-08 | 1998-04-08 | 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置における信号処理方法 |
| US09/288,110 US6242914B1 (en) | 1998-04-08 | 1999-04-08 | Magnetic resonance imaging method and magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09583998A JP3519270B2 (ja) | 1998-04-08 | 1998-04-08 | 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置における信号処理方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11290287A true JPH11290287A (ja) | 1999-10-26 |
| JP3519270B2 JP3519270B2 (ja) | 2004-04-12 |
Family
ID=14148557
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09583998A Expired - Fee Related JP3519270B2 (ja) | 1998-04-08 | 1998-04-08 | 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置における信号処理方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6242914B1 (ja) |
| JP (1) | JP3519270B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003032830A1 (fr) * | 2001-10-15 | 2003-04-24 | Hitachi Medical Corporation | Appareil et procede d'imagerie par resonance magnetique |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2000072752A1 (fr) * | 1999-05-26 | 2000-12-07 | Hitachi Medical Corporation | Procede et dispositif d'imagerie par resonance magnetique |
| US7003343B2 (en) * | 2001-03-30 | 2006-02-21 | Cornell Research Foundation, Inc. | Method and apparatus for anatomically tailored k-space sampling and recessed elliptical view ordering for bolus-enhanced 3D MR angiography |
| JP3858194B2 (ja) * | 2001-04-04 | 2006-12-13 | 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 | Ｍｒｉ装置 |
| US7019524B2 (en) * | 2002-05-17 | 2006-03-28 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method, system and computer product for k-space correction of gradient non-linearities |
| CN106526511B (zh) * | 2016-10-21 | 2018-08-10 | 杭州电子科技大学 | 基于k空间中心鬼影定位的SPEED磁共振成像方法 |
| CN115670424A (zh) * | 2021-07-28 | 2023-02-03 | 通用电气精准医疗有限责任公司 | 磁共振成像系统及方法、计算机可读存储介质 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4851779A (en) * | 1987-08-14 | 1989-07-25 | Picker International, Inc. | Three dimensional volume imaging with conjugate symmetrization |
| US5652513A (en) * | 1996-08-01 | 1997-07-29 | Picker International, Inc. | Phase sensitive magnetic resonance technique with integrated gradient profile and continuous tunable flow |
-
1998
- 1998-04-08 JP JP09583998A patent/JP3519270B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-04-08 US US09/288,110 patent/US6242914B1/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003032830A1 (fr) * | 2001-10-15 | 2003-04-24 | Hitachi Medical Corporation | Appareil et procede d'imagerie par resonance magnetique |
| US7418286B2 (en) | 2001-10-15 | 2008-08-26 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6242914B1 (en) | 2001-06-05 |
| JP3519270B2 (ja) | 2004-04-12 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN103323800B (zh) | 用于运行磁共振系统的方法和控制装置 | |
| JP2750880B2 (ja) | 磁気共鳴画像化装置 | |
| JP3869337B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| US7319324B2 (en) | MRI method and apparatus using PPA image reconstruction | |
| JP2014508622A (ja) | 事前情報に制約される正則化を使用するｍｒ画像再構成 | |
| CN105103001A (zh) | 使用高snr同相图像和较低snr至少部分地异相图像的dixon型水/脂肪分离mri | |
| JPH06189936A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング法 | |
| CN105531597A (zh) | 耐金属的mr成像 | |
| JP3699304B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置 | |
| JP2001526068A (ja) | ゴースト・アーティファクトの低減 | |
| JP4072879B2 (ja) | 核磁気共鳴撮影装置 | |
| US6147493A (en) | Magnetic resonance imaging method and apparatus | |
| EP0783113B1 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP3519270B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像装置における信号処理方法 | |
| US5777473A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP6050041B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及びｆｓｅ撮像方法 | |
| US7157909B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
| JP4698231B2 (ja) | 磁気共鳴診断装置 | |
| JPH04246327A (ja) | ダイナミックｍｒイメージング法 | |
| US6075362A (en) | Dual contrast fast spin echo with alternating phase-encode | |
| JP2002085376A (ja) | 核磁気共鳴イメージング装置および方法 | |
| JP2007050278A (ja) | 核磁気共鳴撮影装置 | |
| JP3938717B2 (ja) | 磁気共鳴撮像装置 | |
| CN114041778B (zh) | 一种应用于骨关节磁共振成像的融合成像方法与系统 | |
| JPH10234702A (ja) | 磁気共鳴撮像方法および装置 |
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: 20040106 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040128 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |