CN103282790B - 快速双对比度mr成像 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种对放置在MR设备（1）的检查体积中的患者的至少身体的部分（10）进行MR成像的方法。所述方法包括步骤：-使所述身体的部分（10）经受第一成像序列，以从k-空间的中心部分采集第一信号数据集（31、32），其中，用具有大翻转角（α1）的RF脉冲激励磁共振；-使所述身体的部分（10）经受第二成像序列，以从k-空间的中心部分采集第二信号数据集（33、34），其中，用具有小翻转角（α2）的RF脉冲激励磁共振；-使所述身体的部分（10）经受第三成像序列，以从k-空间的至少***部分采集第三信号数据集（35、36），其中，用具有中等翻转角（α3）的RF脉冲激励磁共振；-从所述第一信号数据集（31、32）与所述第三信号数据集（35、36）的组合重建第一MR图像（37）；以及，-从所述第二信号数据集（33、34）与所述第三信号数据集（35、36）的组合重建第二MR图像（38）。

Description

快速双对比度MR成像
技术领域
本发明涉及磁共振（MR）成像领域。其涉及对放置在MR设备的检查体积中的患者的至少身体的部分进行MR成像的方法。本发明还涉及MR设备以及在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
利用磁场与核自旋之间的相互作用以形成二维或三维图像的图像形成MR方法当今被广泛使用，特别是在医学诊断领域中，因为对于软组织的成像而言，这些方法在许多方面都优于其他成像方法，它们不需要电离辐射，并且它们通常是无创的。
根据一般的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的均匀磁场中，磁场的方向同时限定了测量所基于的坐标系的轴（通常为z轴）。取决于可以通过施加规定频率（所谓的拉莫尔频率，或MR频率）的交变电磁场（RF场）激励（自旋共振）的磁场强度，所述磁场针对个体核自旋产生不同的能级。从宏观角度来讲，所述个体核自旋的分布产生整体磁化，可以通过施加合适频率的具有垂直于所述z轴的有效磁场的电磁脉冲（RF脉冲），使所述整体磁化偏离平衡状态，从而所述磁化行为将关于所述z轴进动。所述进动描绘锥体的表面，所述锥体的孔径角被称作翻转角。所述翻转角的大小取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°脉冲的情况中，所述自旋从所述z轴偏离到横向平面（翻转角90°）。
在所述RF脉冲终止之后，所述磁化弛豫回原始平衡状态，其中再次以第一时间常数T1（自旋点阵或纵向弛豫时间）建立所述z方向上的磁化，并且所述磁化以第二时间常数T2（自旋-自旋或横向弛豫时间）在垂直于所述z轴的方向弛豫。借助于一个或多个接收RF线圈可以探测到所述磁化的变化，所述接收RF线圈以如下的方式在所述MR设备的检查体积内布置和取向：使得在垂直于所述z轴的方向测量所述磁化的变化。在例如90°脉冲的施加之后，所述横向磁化的延迟伴随有（由局部磁场不均匀诱导的）核自旋从具有相同相位的有序状态到其中所有相位角均匀分布的状态（移相）的过渡。可以借助于重新聚焦脉冲（例如180°脉冲）补偿所述移相。这在所述接收线圈中产生回波信号（自旋回波）。
为了实现身体中的空间分辨，将沿三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加到均匀磁场上。造成对自旋共振频率的线性空间依赖性。在接收线圈中拾取到的信号则包含可以与身体中不同位置相关联的不同频率的分量。经由所述RF线圈获得的信号数据对应于空间频率域，并且被称作k-空间数据。所述k-空间数据通常包括以不同的相位编码采集的多条线。通过收集大量样本将每条线数字化。一套k-空间数据被转换成MR图像，例如借助于快速傅立叶变换。
磁共振血管造影术（MRA）是一组基于MR成像的技术，其以对血管成像为目的。MRA被用于生成动脉的图像，用于评价它们的狭窄、闭塞或动脉瘤。MRA常常被用于评价颈动脉和脑动脉、胸部和腹部主动脉、肾动脉，以及腿部。还已知用于生成静脉的图像的磁共振静脉造影（MRV）技术。
MRA方法可以被分成“亮血”和“暗血”技术。在亮血血管造影术或飞行时间（TOF）血管造影术中，将来自流动的血液的MR信号进行优化，同时抑制来自静止的组织的MR信号。亮血MRA通常使用短回波时间结合大翻转角用于磁共振的激励。随着流动的血液进入实际被成像的区域，其遇到有限数目的RF激励脉冲，因此其是不饱和的。因此，来自流动的血液的MR信号比来自饱和静止组织的MR信号具有高得多的幅度。大翻转角的使用导致来自所述成像体积内新鲜流入的血的移动自旋的高MR信号幅度。同时，通过大翻转角的使用实现了对静态自旋的有效抑制。因此，在得到的亮血MR图像中，在暗的背景下描绘出亮的血管。
相反，暗血MRA方法利用了流动相关信号空白。来自流动的血的MR信号被抑制，而来自静止组织的MR信号被优化。换言之，由于从流动的血传出的MR信号不存在或者很小，因而使所述流动的血在得到的MR图像中显现为暗色或黑色。暗血MRA通常采用小翻转角和长回波时间。由于所述长回波时间，来自移动的血液自旋的MR信号在信号采集时相对于其周围已衰减。为了维持来自围绕血管的静态组织的MR信号，采用低翻转角用于磁共振的激励。
在实践中，为拥有对于诊断可用的两种对比类型的互补信息，有时候期望应用暗血MRA和亮血MRA两者。问题在于，为了获得亮血MR图像和暗血MR图像两者，需要两次完整的扫描，其导致相应地长的扫描时间。
根据前文容易理解，存在对于改进的MR成像技术的需要。因此本发明的目标是以减少的采集时间实现双对比度MR成像。
发明内容
根据本发明，公开了一种对放置在MR设备的检查体积中的患者的至少身体的部分进行MR成像的方法，所述方法包括步骤：
-使所述身体的部分经受第一成像序列，用于采集来自k-空间的中心部分的第一信号数据集，其中，借助于具有大翻转角的RF脉冲激励磁共振；
-使所述身体的部分经受第二成像序列，用于采集来自k-空间的所述中心部分的第二信号数据集，其中，借助于具有小翻转角的RF脉冲激励磁共振；
-使所述身体的部分经受第三成像序列，用于采集至少来自k-空间的***部分的第三信号数据集，其中，借助于具有中等翻转角的RF脉冲激励磁共振；
-从所述第一信号数据集与所述第三信号数据集的组合重建第一MR图像；以及
-从所述第二信号数据集与所述第三信号数据集的组合重建第二MR图像。
本发明的主旨是锁孔方法的应用，用于具有不同对比度的两种MR图像的快速采集。所述两种MR图像的对比度分别由针对在第一成像序列和第二成像序列中磁共振的激励所采用的不同翻转角（除其他以外）确定。根据本发明，仅k-空间的中心部分被扫描两次，一次借助于使用大翻转角的第一成像序列并且第二次借助于使用较小翻转角的第二成像序列。剩余的k-空间的***部分——其确定得到的MR图像的分辨率——仅被扫描一次，也就是借助于使用中等翻转角（即在所述第一成像序列的所述大翻转角与所述第二成像序列的所述小翻转角之间的翻转角）的第三成像序列。因此，由于k-空间的所述***部分仅须被扫描一次，本发明实现了在比较短的采集时间的双对比度成像。所述第一成像序列的大翻转角和所述第二成像序列的小翻转角可以分别进行优化，以获得期望的对比度。所述第三成像序列的中等翻转角的值以及所要求的k-空间区域到中心部分和***部分的细分可以根据具体应用来选择，以找到扫描时间与图像对比度之间的平衡。
根据本发明的优选实施例，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列为双回波序列，使得所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列中的每个包括在不同的回波时间相继采集的第一回波信号和第二回波信号。以此方式，根据本发明重建的所述第一MR图像和第二MR图像的对比度不仅由所述第一成像序列和第二成像序列的不同翻转角确定，还由采集所述第一回波信号和第二回波信号的不同回波时间确定。
具体而言，所述第一MR图像可以是从所述第一信号数据集的所述第一回波信号与所述第三信号数据集的所述第一回波信号的组合重建的亮血图像，其中，所述第二MR图像是从所述第二信号数据集的所述第二回波信号与所述第三信号数据集的所述第二回波信号的组合重建的暗血图像。本发明的该实施例实现了在实质上仅为单次扫描的扫描时间内对亮血图像和暗血图像两者的采集。所述亮血图像是从在短回波时间采集的MR信号重建的，而所述暗血图像是从在长回波时间采集的MR信号重建的。实质上可以不需要额外的扫描时间而采集所述第一回波信号和第二回波信号，因为所采用的成像序列为双回波序列，其在单次磁共振的激励之后生成连续的第一回波信号和第二回波信号。为了重建所述暗血图像，将通过使用大翻转角采集的中心k-空间数据与通过使用中等翻转角采集的***k-空间数据相组合。所述亮血图像通过组合通过使用所述小翻转角采集的中心k-空间数据与通过使用中等翻转角采集的***k-空间数据，而得以创建。
根据本发明的优选实施例，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列为场回波序列。例如，可以优化双回波3DFFE序列，使得所述第一回波信号数据可以被重建成亮血图像，而所述第二回波信号数据可以被重建成暗血图像。
根据本发明的另一优选实施例，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列为稳态序列。稳态成像序列尤其实现了快速图像采集。稳态序列是这样的任意成像序列，在所述成像序列中，针对横向和纵向自旋磁化产生非零稳态。重复时间，即所述稳态序列中两次连续激励RF脉冲之间的时间间隔，比纵向弛豫时间和横向弛豫时间两者都短。根据本发明，可以应用双回波稳态成像序列。该情况中，在连续RF激励脉冲之间的单次间隔期间，采集两个梯度回波或自旋回波。
可以容易地将本发明的双对比度锁孔概念延伸到质子密度加权图像与T2加权图像的同时采集，或者T1加权图像与质子密度加权图像的同时采集。
由于在所述第一成像序列和所述第二成像序列中不同翻转角的应用，所述第一信号数据集、第二信号数据集和第三信号数据集的信号幅度中出现不连续性。为此，根据本发明的优选实施例，应该校正所述第一、第二和第三信号数据集，使得在所述第一MR图像和第二MR图像的重建之前，实现所述中心k-空间数据与所述***k-空间数据之间的信号幅度的平滑过渡。
根据又一优选实施例，从完整的k-空间采集所述第三信号数据集，所述完整的k-空间包括k-空间的中心区域和***区域。有可能借助于所述第三成像序列从完整k-空间采集MR信号，而没有显著增加总扫描时间。该方法的优点在于，从k-空间的中心部分采集的所述第三信号数据可以被用于重建具有所述第一信号数据集、第二信号数据集和第三信号数据集的中心k-空间数据与***k-空间数据之间的平滑过渡的图像。
迄今所描述的本发明的方法可以借助于MR设备来进行，所述MR设备包括至少一个主磁线圈，用于在检查体积内生成均匀、稳定的磁场；若干梯度线圈，用于在所述检查体积内的不同空间方向生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于从位于所述检查体积内的患者的身体接收MR信号；控制单元，用于控制RF脉冲与切换的磁场梯度的时间连续；重建单元；以及可视化单元。本发明的方法优选通过对所述MR设备的重建单元、可视化单元，和/或控制单元的相应编程来实现。
本发明的方法可以有利地在目前临床使用的大多数MR设备中进行。为此，仅需要利用计算机程序，通过所述计算机程序控制所述MR设备，使得所述计算及程序执行上文阐释对本发明的方法步骤。所述计算机程序可以被呈现在数据载体上或被呈现在数据网络中以便被下载，用于在所述MR设备的所述控制单元中安装。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应该理解，附图仅出于图示的目的，并且不作为对本发明的限度的限制。在附图中：
图1示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示意性地示出了根据本发明使用的第一、第二和第三成像序列；
图3示出图示本发明的方法的图解。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导型或电阻型主磁体线圈2，使得沿z轴创建通过检查体积的基本均匀、时间恒定的主磁场。
磁共振生成和操作***施加一系列的RF脉冲和切换的磁场梯度，以翻转或激励核磁自旋、诱发磁共振、重新聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地或者以其他方式编码所述磁共振、饱和自旋，等等，以进行MR成像。
更具体而言，梯度脉冲放大器3沿所述检查体积的x轴、y轴和z轴，将电流脉冲施加到全身梯度线圈4、5、和6中选定的一个。数字RF频率发射器7，经由发送/接收开关8将RF脉冲或脉冲包发射到全身体积RF线圈8，以将RF脉冲发射到所述检查体积中。典型的MR成像序列由短持续时间的RF脉冲段的包构成，所述RF脉冲段彼此与任何所施加的磁场梯度一起达到对核磁共振的所选操纵。所述RF脉冲被用于饱和、激励共振、翻转磁化、重新聚焦共振，或者操纵共振，以及选择位于所述检查体积中的身体的部分10。所述MR信号也被所述全身体积RF线圈9拾取。
为生成身体10的有限区域的MR图像，将一套局部阵列RF线圈11、12、13放置为邻接所选的成像区域。所述阵列线圈11、12、13可以被用于接收由体线圈RF发射所感生的MR信号。
得到的MR信号被所述全身体积RF线圈9和/或被所述阵列RF线圈11、12、13拾取，并且被优选地包括前置放大器（未示出）的接收器14解调。所述接收器14经由发送/接收开关8被连接到所述RF线圈9、11、12和13。
主计算机15控制所述梯度脉冲放大器3和所述发射器7，以生成多种MR成像序列中的任一个，例如回波平面成像（EPI）、回波体积成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像，等等。针对所选的序列，所述接收器14快速连续接收每个RF激励脉冲之后的单个或多个MR数据行。数据采集***16对所接收的信号进行模数转换，并将每个MR数据行转换为适于进一步处理的数字格式。现代MR设备中，所述数据采集***16是专用于原始图像数据的采集的单独的计算机。
最终，所述数字原始图像数据通过应用傅立叶变换或其他适当的重建算法（例如SENSE或SMASH）的重建处理器17被重建为图像表示。所述MR图像可以表示通过所述患者的平面切片、平行的平面切片的阵列、三维体积，等等。然后将所述图像存储在图像存储器中，可以在所述图像存储器中对其访问以将切片、投影或所述图像表示的其他部分转换成用于可视化的适当格式，例如，经由提供MR图像的人类可读显示的视频监视器18。
继续参考图1并且进一步参考图2和图3，解释了本发明的成像方法的实施例。
图2示出了根据本发明的所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列的序列图。借助于具有翻转角α的RF脉冲激励磁共振。在所述激励RF脉冲的辐照期间，打开切片选择梯度GZ。对应于当前采集的k-空间段，应用相位编码梯度GY。所描绘的序列为双回波序列，借助于该双回波序列，通过相应地切换所述梯度GX将第一回波信号21和第二回波信号21和22生成为场回波。在不同的回波时间TE1和TE2采集所述第一和第二回波信号。
如图3中所图示，首先使用第一成像序列采集来自k-空间的中心部分的MR信号数据，其中，借助于具有大翻转角α1的RF脉冲激励磁共振。α1的典型值为18至30度。为了在所述（短的）第一回波时间TE1采集MR信号数据31，以及在所述（长的）第二回波时间TE2采集MR信号数据32，应用图2中所描绘的双回波序列。所述MR信号数据31和32仅采集自k-空间的中心部分，并且一起构成本发明意义中的第一信号数据集。进一步，使用第二成像序列采集包括MR信号数据33和34的第二信号数据集。用于在所述第二成像序列中激励磁共振的所述RF脉冲具有小的翻转角α2。α2的典型值在10到16度的范围内。所述MR信号数据33在所述第一回波时间TE1采集，而所述MR信号数据34在所述第二回波时间TE2采集。借助于第三成像序列，采集包括MR信号数据35和36的第三信号数据集，所述第三成像序列的所述翻转角α3具有在α1和α2之间的中间值。所述第三信号数据集采集自全部的k-空间，包括被所述第一成像序列和第二成像序列覆盖的k空间的中心区域，以及为了获得期望的图像分辨率而需要的k-空间的***部分。最终将所述MR信号数据31与35组合。从该组合重建第一MR图像37。所述第一MR图像37为亮血图像。然后，将所述MR信号数据34与36组合，并从该组合重建第二MR图像38。所述第二MR图像38为暗血图像。所述亮血图像37从在所述（短的）第一回波时间TE1采集的MR信号数据重建，其中，通过使用所述大翻转角α1采集k-空间的中心部分。所述暗血图像38从在所述（长的）第二回波时间TE2采集的MR信号数据34、36重建，其中，通过使用小翻转角α2采集k-空间的中心部分。
如图3中所图示，本发明建议使用锁孔方法，以使得能够分别针对所述第一MR图像和所述第二MR图像中需要的对比，在k-空间的中心部分使用最佳翻转角。以此方式，获得双对比度MR成像方法，而没有与常规单对比度成像方法相比显著地增加扫描时间。

Claims (12)

1.一种对放置在MR设备(1)的检查体积中的患者的至少身体的部分(10)进行MR成像的方法，所述方法包括以下步骤：
-使所述身体的部分(10)经受第一成像序列，用于采集限定到k-空间的中心部分的第一信号数据集(31、32)，其中，借助于具有大翻转角(α1)的RF脉冲激励磁共振；
-使所述身体的部分(10)经受第二成像序列，用于采集限定到k-空间的所述中心部分的第二信号数据集(33、34)，其中，借助于具有小翻转角(α2)的RF脉冲激励磁共振；
-使所述身体的部分(10)经受第三成像序列，用于采集至少来自k-空间的***部分的第三信号数据集(35、36)，其中，借助于具有中等翻转角(α3)的RF脉冲激励磁共振；
-从所述第一信号数据集(31、32)与所述第三信号数据集(35、36)的组合重建第一MR图像(37)；以及
-从所述第二信号数据集(33、34)与所述第三信号数据集(35、36)的组合重建第二MR图像(38)。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列为双回波序列，使得所述第一信号数据集、第二信号数据集和第三信号数据集中的每个包括在不同的回波时间(TE1、TE2)相继采集的第一回波信号(31、33、35)和第二回波信号(32、34、36)。
3.如权利要求2所述的方法，其中，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列是场回波序列。
4.如权利要求2或3所述的方法，其中，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列是稳态序列。
5.如权利要求2或3所述的方法，其中，所述第一MR图像(37)是从所述第一信号数据集的所述第一回波信号(31)与所述第三信号数据集的所述第一回波信号(35)的组合重建的亮血图像，并且其中，所述第二MR图像(38)是从所述第二信号数据集的所述第二回波信号(34)与所述第三信号数据集的所述第二回波信号(36)的组合重建的暗血图像。
6.如权利要求1至2中任一项所述的方法，其中，所述第一MR图像是质子密度加权图像，而所述第二MR图像是T2加权图像。
7.如权利要求1至2中任一项所述的方法，其中，所述第一MR图像是T1加权图像，而所述第二MR图像是质子密度加权图像。
8.如权利要求1至2中任一项所述的方法，其中，校正所述第一信号数据集、第二信号数据集和/或第三信号数据集，使得在所述第一MR图像和第二MR图像(37、38)的重建之前，实现对中心k-空间数据(31、32、33、34)与***k-空间数据(35、36)之间的信号幅度的平滑过渡。
9.如权利要求1至2中任一项所述的方法，其中，所述第三信号数据集(35、36)从完整的k-空间采集，所述完整的k-空间包括k-空间的中心区域和***区域。
10.一种用于执行如权利要求1-9中任一项所述的方法的MR设备，所述MR设备(1)包括：至少一个主磁线圈(2)，用于在检查体积内生成均匀、稳定的磁场；若干梯度线圈(4、5、6)，用于在所述检查体积内的不同空间方向生成切换的磁场梯度；至少一个RF线圈(9)，用于在所述检查体积内生成RF脉冲和/或用于从位于所述检查体积内的患者的身体(10)接收MR信号；控制单元(15)，用于控制RF脉冲与切换的磁场梯度的时间连续；重建单元(17)；以及可视化单元(18)，其中，所述MR设备(1)被布置为执行以下步骤：
-使所述至少身体的部分(10)经受第一成像序列，用于采集限定到k-空间的中心部分的第一信号数据集(31、32)，其中，借助于具有大翻转角(α1)的RF脉冲激励磁共振；
-使所述身体的部分(10)经受第二成像序列，用于采集限定到k-空间的所述中心部分的第二信号数据集(33、34)，其中，借助于具有小翻转角(α2)的RF脉冲激励磁共振；
-使所述身体的部分(10)经受第三成像序列，用于采集至少来自k-空间的***部分的第三信号数据集(35、36)，其中，借助于具有中等翻转角(α3)的RF脉冲激励磁共振；
-从所述第一信号数据集(31、32)与所述第三信号数据集(35、36)的组合重建第一MR图像(37)；
-从所述第二信号数据集(33、34)与所述第三信号数据集(35、36)的组合重建第二MR图像(38)。
11.如权利要求10所述的MR设备，其中，所述第一成像序列、第二成像序列和第三成像序列是双回波序列，使得所述第一信号数据集、第二信号数据集和第三信号数据集中的每个包括在不同的回波时间(TE1、TE2)相继采集的第一回波信号(31、33、35)和第二回波信号(32、34、36)，并且其中，所述第一MR图像(37)是从所述第一信号数据集的所述第一回波信号(31)与所述第三信号数据集的所述第一回波信号(35)的组合重建的亮血图像，并且其中，所述第二MR图像(38)是从所述第二信号数据集的所述第二回波信号(34)与所述第三信号数据集的所述第二回波信号(36)的组合重建的暗血图像。
12.一种双对比度磁共振成像方法，包括：
-生成第一成像序列，用于采集限定到k-空间的中心部分的第一信号数据集(31、32)，其中，所述第一成像序列包括具有大翻转角(α1)的用于激励磁共振的RF脉冲；
-生成第二成像序列，用于采集限定到k-空间的所述中心部分的第二信号数据集(33、34)，其中，所述第二成像序列包括具有小翻转角(α2)的用于激励磁共振的RF脉冲；
-生成第三成像序列，用于采集来自至少k-空间的***部分的第三信号数据集(35、36)，其中，所述第三成像序列包括具有中等翻转角(α3)的用于激励磁共振的RF脉冲；
-从所述第一信号数据集(31、32)与所述第三信号数据集(35、36)的组合重建第一MR图像(37)；
-从所述第二信号数据集(33、34)与所述第三信号数据集(35、36)的组合重建第二MR图像(38)。
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Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103955610B (zh) * 2014-04-22 2017-04-26 青岛大学附属医院 一种医学影像计算机辅助分析方法
CN105445685B (zh) * 2014-07-31 2018-05-18 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振血管成像方法和装置
CN107219484B (zh) * 2016-03-22 2023-09-22 西门子(深圳)磁共振有限公司 多层并行激发弥散成像的激发翻转角度确定方法和装置
KR101775028B1 (ko) * 2016-09-26 2017-09-05 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 획득 방법
CN111025210B (zh) * 2019-12-20 2022-02-01 东软医疗***股份有限公司 磁共振成像方法、装置、电子设备、存储介质
EP4086649A1 (de) * 2021-05-06 2022-11-09 Siemens Healthcare GmbH Adaptive rekonstruktion von mr-daten
US11719778B1 (en) * 2022-01-31 2023-08-08 Regents Of The University Of Michigan Multicontrast synthetic late gadolinium enhancement imaging using post-contrast magnetic resonance fingerprinting

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1867835A (zh) * 2003-10-13 2006-11-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振成像***和方法

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5271399A (en) 1991-11-27 1993-12-21 Trustees Of The University Of Pennsylvania Three dimensional Fourier transform, fast spin echo, black blood magnetic resonance angtography
US5229717A (en) 1992-05-22 1993-07-20 General Electric Company Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging
US5830143A (en) * 1997-01-21 1998-11-03 Wisconsin Alumnin Research Foundation Gated time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography
US6326786B1 (en) * 1998-04-17 2001-12-04 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance imaging method and apparatus
US6340887B1 (en) 1999-09-21 2002-01-22 Picker International Inc. Multiple contrast FSE approach to black blood angiography with redundant and supplementary vascular information
DE60132687T2 (de) 2000-03-27 2009-01-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Kernspin-verfahren zur bilderzeugung eines zeitabhängigen kontrastes
JP2003250775A (ja) * 2002-02-25 2003-09-09 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置およびｍｒａ撮影方法
US7609058B2 (en) 2006-11-17 2009-10-27 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for generating a magnetic resonance data file
JP2008229277A (ja) * 2007-03-23 2008-10-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法、および、感度分布計測装置
US8674691B2 (en) * 2008-01-23 2014-03-18 The Regents Of The University Of Colorado Susceptibility weighted magnetic Resonance imaging of venous vasculature
US20100145185A1 (en) * 2008-12-04 2010-06-10 Xiaole Hong Extending the resolution of mri data by combining subsets from plural image acquisitions
EP2414819A1 (en) * 2009-04-01 2012-02-08 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dual contrast mr imaging using fluid-attenuation inversion recovery (flair)
US8488859B2 (en) * 2009-10-28 2013-07-16 Siemens Aktiengesellschaft Method for fat fraction quantification in magnetic resonance imaging

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1867835A (zh) * 2003-10-13 2006-11-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 磁共振成像***和方法

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Combined MR Data Acquisition of Multicontrast Images Using Variable Acquisiton Parameters and K-Space Data Sharing;Ralf Mekle等;《IEEE TRANSACTIONS ON MEDICAL IMAGING》;20030731;第22卷(第7期);806-823 *
Hybrid of Opposite-Contrast MR Angiography (HOPMRA) Combining Time-of-Flight and Flow-Sensitive Black-Blood Contrasts;Tokunori Kimura等;《Magnetic Resonance in Medicine》;20091231(第62期);450-458 *

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