JP2002263079A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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Abstract
ルスのフリップ角の決定を効率的に行うことにある。 【解決手段】本発明は、静磁場中におかれた被検体に対
してRFパルスおよび傾斜磁場パルスを印加し、関心領
域内の所望代謝物からの磁気共鳴信号を収集する磁気共
鳴診断装置において、被検体中で不要な信号を抑圧させ
るべくRFパルスを印加するRFコイル211及び送信
部210と、RFパルスにて励起された磁気共鳴信号の
位相分散をするべく傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場
コイル203及び傾斜磁場コイル用電源205と、RF
パルスの強度時間積分値を、2又は3枚の磁気共鳴画像
の画像値から算出する計算機215とを備えたことを特
徴とする。
Description
らの磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴診断装置に係り、
特に、不要水信号を抑制するためのRFパルスのフリッ
プ角および局所励起領域外の信号を飽和するためのRF
パルスのフリップ角を正確に、且つ調整時間を省略して
計算機内部で求めることが可能な磁気共鳴診断装置に関
する。
度の判定)に有効な方法として、1H−MRS(MRス
ペクトロスコピー)が行われている。1H−MRSは、
ある基準集からの共鳴周波数の隔たりをppmで表した
磁気共鳴スペクトルから、1Hの核を含む生体内の様々
な物質の分子構造、化学環境、濃度等の情報を得る方法
であり、典型的な利用法としては、代謝物としてのNA
A(N−アセチルアスパラギン酸)、Cho(コリ
ン)、PCr/Cr(クレアチンリン酸/クレアチ
ン)、Glx(グルタミン酸およびグルタミン)、La
c(乳酸)、mI(ミオイノシトール)等を観測するこ
とに使われている。
するNAA等のプロトン代謝物の濃度は、生体水の濃度
に比べて4桁程度小さく、通常のA/D変換器のビット
数では代謝物からの信号を十分検出することができない
ため、通常、水信号を選択的に抑圧することが必須とさ
れる。
まな方法が提案されているが、一般的に、CHESS
(化学シフト選択)パルスと呼ばれるRFパルスを使用
する方法が実施されている。これは、図4の水信号抑圧
区間tchessに示されているように、水のプロトン
の周波数帯域のみを選択的に励起する数十msecのR
Fパルス(CHESSパルス)P1,P2,P3を印加
し、水のプロトンの磁化のみを横平面に倒し、その状態
で、傾斜磁場パルスG1,G2,G3を印加し、横磁化
をスポイルすることで水信号を抑圧する方法である。
2,P3のうち、最初の2本のCHESSパルスP1,
P2の強度時間積分値は水のプロトンの磁化を横平面に
倒すためにフリップ角が90°になるように設定され、
3本目のCHESSパルスP3のフリップ角αは、水プ
ロトンからの信号が実効的にゼロ又は最小化するように
プリスキャンで厳密に決定される。このように水抑制を
実施することで、水信号に代謝物信号が埋もれることな
く、代謝物の信号観測は可能となる。
どの腹部領域で脂肪が大量に含まれている領域の近傍で
は、水信号と同様に、観測領域内への脂肪信号の混入が
大きな問題となる。脂肪信号低減のために、通常、プリ
サチュレーション法が水信号抑圧法と共に併用されてい
る。
presatに示している。MRSの関心領域(RO
I)以外の領域の磁化を選択的に倒すために、周波数帯
域△Fを持つスライス選択RFパルス(以下、プリサッ
トパルスと称する)P4,P5を傾斜磁場G4,G6と
ともに印加し、それぞれの後に、倒れた磁化をスポイル
するためのスポイル傾斜磁場G5,G7を印加する。こ
の脂肪抑圧区間tpresatに、代謝物の磁化を励起
する局所励起区間tlocと、信号を観測する区間t
ac qとが続く。
0°,180°,180°に成るように時間強度積分値
が調整されているRFパルスL1,L2,L3によりエ
コー信号を発生させるダブルSE(スピンエコー)法で
ある。印加タイミングとしては、tloc2=t
loc1+tloc3である。また、局所励起用のシー
ケンスとして3つの90°パルスからなるSTE(Stim
ulated Echo)法も使用される。また、RFパルスL
1,L2,L3と同時に印加されるGs1,Gs2,G
s3は磁気共鳴信号を観測する領域を決定するためのス
ライス選択傾斜磁場である。Gsp1 ,Gsp2 が不要信号
をスポイルするための傾斜磁場である。
磁場を印加し、データ収集ごとに強度を変化させること
でMRSIが可能となる。Genc1,Genc2を印加しない
場合はGsl1 ,Gsl2 ,Gsl3 により決まる単一の領域
からの磁気共鳴信号を観測するシングルボクセルのMR
Sが可能となる。s1、s2、s3はx、y、zの空間
軸のいずれかを取得部位に応じて選ぶことができ、スラ
イス選択傾斜磁場を複数軸選択することでオブリーク収
集も可能となる。またスポイル傾斜磁場も不要信号が十
分スポイルされるように、MRI装置ごとに印加強度、
印加時間、印加軸を選んで使用する。
脂肪信号が対象領域の近傍にある場合でも良好なスペク
トルが取得可能である。水信号抑制区間tchessの
3本目のCHESSパルスP3のフリップ角αを、水の
緩和時間を既知として調整を行わないで固定する方法が
あるが、組織(特に病変部位)により緩和時間が異なる
ために、正確なフリップ角を求めるためには調整が必要
である。
る手動の方法があるが、調整時間が長くかかることと操
作者により差が出るなどの問題点がある。水抑制の3本
目のパルスP3のフリップ角αを振りながら図4のシー
ケンスにより1H−MRSのデータ収集を行い、横軸が
フリップ角で縦軸が水信号強度のグラフからαを求める
方法があるが、この場合も「フリップ角を振る回数」×
「繰り返し時間TR」という比較的長い時間を調整に要
してしまう。
は、短い繰り返し時間TR(通常1H−MRSの計測の
場合には1,500〜3,000msecである)だ
と、縦磁化の緩和が不十分のため正確なフリップ角αが
求まらないという問題がある。T1が長い組織に対して
正確なフリップ角を求めるためには調整のときのみTR
を6,000以上に延長する必要があるが調整時間が余
分にかかってしまう。また通常、1H−MRSの検査は
シングルボクセルの場合は健側と患側の2種類以上行っ
ているが、その度に水抑制のフリップ角調整を行ってい
る。
において1H−MRSを行う場合、水抑制のCHESS
パルスP3のフリップ角αを正確に求めるには調整時間
がかかるという欠点があった。
制のためのCHESSパルスのフリップ角の決定を効率
的に行うことにある。
かれた被検体に対してRFパルスおよび傾斜磁場パルス
を印加し、関心領域内の所望代謝物からの磁気共鳴信号
を収集する磁気共鳴診断装置において、前記被検体中で
不要な信号を抑圧させるべくRFパルスを印加するRF
パルス印加手段と、前記RFパルスにて励起された磁気
共鳴信号の位相分散をするべく傾斜磁場パルスを印加す
る傾斜磁場パルス印加手段と、前記RFパルスの強度時
間積分値を、前記関心領域を含む磁気共鳴画像の画像値
から算出する計算機とを備えたことを特徴とする。本発
明は、静磁場中におかれた被検体に対してRFパルスお
よび傾斜磁場パルスを印加し、関心領域内の所望代謝物
からの磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴診断装置におい
て、前記被検体中で診断の対象領域外から発生する磁気
共鳴共鳴信号を飽和させるべくRFパルスを印加するR
Fパルス印加手段と、前記RFパルスにて励起された磁
気共鳴信号の位相分散をするべく傾斜磁場パルスを印加
する傾斜磁場パルス印加手段と、前記RFパルスの強度
時間積分値を、前記関心領域を含む磁気共鳴画像の画像
値から算出する計算機とを備えたことを特徴とする。
る装置を好ましい実施形態により説明する。
置の構成を示すブロック図である。同図において、静磁
場磁石201は、励磁用電源202に駆動され、主勾配
コイル群203およびシールドコイル群204は勾配コ
イル用電源205にて駆動される。これらにより、被検
体206には一様な静磁場とそれと同一方向で互いに直
交する3方向に線形磁場勾配を持つ傾斜磁場が印加され
る。主勾配コイル群203とシールドコイル群204は
直列接続され、共通の勾配コイル用電源205に接続さ
れてもよいし、上下左右の各コイルエレメントごとに複
数の勾配コイル用電源205に接続され分割駆動されて
もよい。
回路207にて生成される。シムコイル群208は、シ
ムコイル用電源209に駆動され、静磁場の均一性が調
整される。送信部210は高周波信号を出力するもので
あり、この高周波信号はプローブ211に送られ、被検
体206に高周波磁場が印加される。このとき、プロー
ブ211は送受両用でも送受信別々に設けてもよい。ま
た、プローブ211と主コイル群203との間には、高
周波シールド212が配設されている。
は、受信部213で検波された後、データ収集部214
に転送され、計算機215に送られる。そして、上述し
た勾配コイル用電源205、シムコイル用電源209、
送信部210、受信部213、データ収集部214は全
てシーケンスコントローラ216により制御されてお
り、システムコントローラ216は計算機215に、ま
た、計算機215は、入力装置217により制御されて
いる。計算機215は、データ収集部214から送られ
たデータのフーリエ変換等が行われ、被検体内部の所望
化合物のMRSを生成すると共に、水信号抑圧区間の3
本目のCHESSパルスP3のフリップ角αを決定する
ための処理も行う。この処理についての詳細は後述す
る。そして、得られたスペクトルは画像ディスプレイ2
18に表示される。
本発明の第1実施形態で水抑制のためのCHESSパル
スのフリップ角αを決定するために使う1H−MRSの
撮影プラン画像である。本実施形態は、CHESSパル
スのフリップ角が、1H−MRSの撮影以前に撮影され
た異なる3種類のシーケンスで得られた3種類の画像か
ら求めることを特徴としている。
事前に、1H−MRSでの関心領域(以下、ROIと称
する)を特定するために、イメージングを行う。通常
は、グラディエントエコーによるロケータ画像101
(図1(a))を取り、スピンエコー法によるT1強調
画像102(図1(b))およびT2強調画像103
(図1(c))を取得する。画像102,103は、例
えば脳室の部分をスライスするアキシャル画像とし、1
01をサジタル画像とする。これらの画像からCHES
Sパルスのフリップ角αを決める。
を取得するROIであり、つまり図4のGsl1 ,Gsl
2,Gsl3で励起される領域を示している。107、10
8、109は、フリップ角を計算するためのリファレン
ス領域を示す。ROIを決定する際には、101〜10
3のうちのいずれか一つの画像に対して、例えば、画像
103に対して、ROI106を腫瘍等の病変部位に入
力装置217によりユーザーが設定する。
像101,102が共にこのROI106を含むよう
に、ユーザーが入力装置217により設定する。または
計算機215でリファレンス領域109が他の2枚の画
像101,102に含まれるように制御しても良い。こ
のようにしてリファレンス領域109は、緩和時間が既
知である脳実質部に設定される。
のピクセルの平均値をそれぞれa1,a2,a3とし、
リファレンス領域107、108、109内のピクセル
の平均値をそれぞれb1,b2,b3とする。画像10
1〜103が、複数枚の断面で収集されている場合はそ
れぞれに隣接する画像(ただしこれらの画像がROIお
よびリファレンス領域内に含まれていることが条件であ
る)も使用してピクセルの平均値を求めると、以下で求
めるフリップ角αの精度が上がる。
1,b2,b3を使用して、フリップ角αを求める方法
を説明する。エコー時間TE,繰り返し時間TRのスピ
ンエコー法の信号強度Iは、プロトン密度をM、組織の
縦緩和時間をT1,横緩和時間をT2とすると次式
(1)で表される。
びプロトン密度Mに対して、別の組織においてそれぞれ
dT1,dT2,dMだけ変化した場合の信号強度の変
化dIは、Elster AD(J Comput Assist Tomo
gr 12:130,1988)に記述されているように、次式(2)
で表される。
〜(5)で表される。
返し時間TR,グラディエントエコーの信号強度Iは、
プロトン密度をM、組織の縦緩和時間をT1,横緩和時
間をT2とすると次式(6)で表される。
2,dMだけ変化した場合の信号強度の変化dIは、ス
ピンエコー法と同様にして次式(7)で表される。
(8)〜(10)で表される。
109を脳実質部に設定しており、これらの緩和時間T
1,T2は、多くの文献で述べられているように、既知
である。ROI104〜106のリファレンス領域10
7〜109に対する緩和時間、プロトン密度の変化が求
める解である。
M/Mをそれぞれxx、yy、zzと置く。基準となる
T1,T2を決定したため、画像101に対する
GT1,G T2,GM、およびROI102、103に
対するST1,ST2,SMが求まり、これらをA11,
A12,A13,A21,A22,A23,A31,A32,A33と
し、式(7)および(2)に代入すると、次式(11)
〜(13)の1次元連立方程式が成立する。
和時間T1'をT1+dT1として求めることができる。
SSパルスP3の中心印加時刻と局所励起パルスL1の
中心印加時刻までの時間をtとすると、3本目のCHE
SSパルスP3のフリップ角αは、次式(14)で与え
られる。
似した場合αは次式(15)で表される。
適値又はそれに近い値を求めることができるので、従来
のように、水抑制の3本目のパルスP3のフリップ角α
を振りながら1H−MRSのデータ収集を繰り返すより
も、水抑制のためのCHESSパルスP3のフリップ角
αの決定を効率的に行うことができる。
−MRSの撮影プラン画像を示す図である。プリサット
を印加した場合のCHESSパルスのフリップ角、およ
びプリサットパルスのフリップ角が、1H−MRSの撮
影以前に撮影された異なる3種類のシーケンスで得られ
た画像から求められることを示す。図4は従来例のパル
スシーケンス図であるが本発明の説明において使用す
る。
る。図3(a)の301がロケータ画像、図3(b)の
302がスピンエコー法によるT1強調画像、図3
(c)の303がスピンエコー法によるT2強調画像で
ある。304、305、306が図4のシーケンスのG
sl1 ,Gsl2 ,Gsl3 で励起される関心領域であり、3
07、308、309がフリップ角を計算するためのリ
ファレンス領域を示している。310〜315の点線部
分が区間tpresatのスライス選択用のRFパルス
P4,P5と傾斜磁場G4,G6とで選択されるプリサ
ット領域である。310〜315の実線領域が、以下の
計算でピクセルの平均値を取るための領域である。30
4〜309および310〜315の実線部分がグラフィ
カルなインターフェースでユーザーにより指定される。
リファレンス領域307、308、309のピクセルの
平均値をそれぞれb1,b2,b3とし、ROI31
0、311、312のピクセルの平均値をa1,a2,
a3とする。
部に関する既知の緩和時間T1,T2を使用し、ROI
310〜312の緩和時間をT1+dT1,T2+dT
2、プロトン密度をM+dMと置き、画像301〜30
3が第1の実施形態の説明で用いたTE,TR,θで得
られたとすると、プリサットフリップ角αは第1の実施
形態と同様に、式(14)ないし式(15)で求められ
る。ただし式(14)、(15)のtはプリサツトパル
スP4の中心印加時刻から局所励起パルスL1の中心印
加時刻までの時間を示す。
様に求めることができる。また水抑制パルスのフリップ
角も第1の実施形態と同様に求めることができる。第2
の実施形態では、1H−MRSに関して説明を行った
が、腹部等でCHESSパルスを使用した脂肪抑制を行
う場合にも、脂肪抑制パルスのフリップ角を求める際に
も適用できる。この場合にはリファレンスとなる物質と
して腹部の実質部を指定して、緩和時間も腹部実質部の
緩和時間を使用する必要がある。上記2つの実施形態に
おいてCHESSないしプリサツトフリップ角をグラデ
ィエントエコー法によるサジタル画像、スピンエコー法
によるT1強調アキシャル画像,T2強調アキシャル画
像の3種類の画像から求めているが、TR,TE(グラ
ディエントエコー法ではTR,TE,θ)が異なってい
ればいかなるシーケンスで得られたいかなるスライスの
画像を使用しても良い。
ス領域が含まれている必要がある。また4種類以上のシ
ーケンスを使用して画像を取得した場合はSNRの高い
画像から3つを使用すれば決定精度が高くなるため望ま
しい。また上記2つの実施形態において、1H−MRS
に関する実施形態ではスピンエコー法によるシングルボ
クセル法のみで説明を行ったが、マルチボクセル法に関
しても適用することができる。またCHESS以降のパ
ルスシーケンスがいかなるシーケンスに対しても適用可
能である。
いは1種類の画像からもCHESSないしプリサットフ
リツプ角を求めることができる。例えば図2の場合で1
01、102の画像から求める場合を説明する。101
がTEの短いグラディエントエコー画像であれば式
(9)を0と近似しても良く、式(11)のA12の項
は0となる。また102がTEが十分短いスピンエコー
法によるT1強調画像であれば、式(4)を0と近似し
ても良く、式(12)のA22の項は0となる。つまり
式(11)、(12)はxx,zzをパラメータとした
2次元の連立方程式となり、所望の緩和時間T1'を求
めることができ、式(14)ないし(15)により所望
のαを求めることができる。このようにTEの短い任意
の2つのシーケンスによる画像からフリップ角αを求め
ることができる。またTEの短いシーケンスを使用し
て、プロトン密度は脳実質部と関心領域でほぼ一定であ
るとすると単一の画像からαを求めることができる。つ
まり式(12)の第2項、第3項を0と近似すれば1種
類の画像からT1'を求めることができ、式(14)な
いし(15)により所望のαを求めることができる。ま
たこれらの1つまたは2つの画像からαを求める方法に
おいて、リファレンス領域を指定して、リファレンス領
域の緩和時間を既知としているが、ある領域の水信号が
最小となるフリップ角を従来の方法により求めて、RO
Iのαを上記のいずれかの方法により求めても良い。例
えば107〜109の領域に対して従来のフリップ角を
数度刻みで振る方法によりα'を求めると、この領域の
緩和時間T1は次式で表される。 T1=t/ln(1−cos(α')) この値を用いて上記と同様に1つまたは2つの画像から
αを求めることができる。また上記2つの実施形態にお
いて、ROIに対してリファレンス領域を指定している
が、リファレンス領域を指定せず、画像全体をリファレ
ンス領域として、ピクセル値を求めても良い。この場合
は輪郭抽出を行い画像の平均値を求める必要がある。
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
抑制パルスのフリップ角を事前に得られた画像から計算
機内部で正確に得ることが可能となり、またフリップ角
を求める調整時間を省くことが可能となる。
置の構成を示すブロック図。
使用する3種の1H−MRSプラン画像を示す図。
用する3種の 1H−MRSプラン画像を示す図。
Claims (5)
- 【請求項1】 静磁場中におかれた被検体に対してRF
パルスおよび傾斜磁場パルスを印加し、関心領域内の所
望代謝物からの磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴診断装
置において、 前記被検体中で不要な信号を抑圧させるべくRFパルス
を印加するRFパルス印加手段と、 前記RFパルスにて励起された磁気共鳴信号の位相分散
をするべく傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場パルス印
加手段と、 前記RFパルスの強度時間積分値を、前記関心領域を含
む磁気共鳴画像の画像値から算出する計算機とを備えた
ことを特徴とする磁気共鳴診断装置。 - 【請求項2】 前記磁気共鳴画像には前記関心領域を設
定するために収集されたロケータ画像が含まれることを
特徴とする請求項1記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項3】 前記磁気共鳴画像には、前記ロケータ画
像とともに、T1強調画像とT2強調画像とが含まれる
ことを特徴とする請求項2記載の磁気共鳴診断装置。 - 【請求項4】 前記計算機は、前記関心領域の画素値と
緩和時間が既知であるリファレンス領域の画素値とに基
づいて、前記リファレンス領域の緩和時間に対する前記
関心領域の緩和時間の変化及びプロトン密度の変化を計
算することを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴診断装
置。 - 【請求項5】 静磁場中におかれた被検体に対してRF
パルスおよび傾斜磁場パルスを印加し、関心領域内の所
望代謝物からの磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴診断装
置において、 前記被検体中で診断の対象領域外から発生する磁気共鳴
共鳴信号を飽和させるべくRFパルスを印加するRFパ
ルス印加手段と、 前記RFパルスにて励起された磁気共鳴信号の位相分散
をするべく傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場パルス印
加手段と、 前記RFパルスの強度時間積分値を、前記関心領域を含
む磁気共鳴画像の画像値から算出する計算機とを備えた
ことを特徴とする磁気共鳴診断装置。
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Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2008044501A1 (fr) * | 2006-10-06 | 2008-04-17 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif d'imagerie par résonance magnétique |
JP2008264499A (ja) * | 2007-03-27 | 2008-11-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2015016009A (ja) * | 2013-07-09 | 2015-01-29 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2018001013A (ja) * | 2017-10-11 | 2018-01-11 | キヤノン株式会社 | データ処理装置およびデータ処理方法 |
JP2019042053A (ja) * | 2017-08-31 | 2019-03-22 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び信号抑制方法 |
US10254363B2 (en) | 2013-12-06 | 2019-04-09 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus, magnetic resonance imaging method, and medical data analysis apparatus |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH01160540A (ja) * | 1987-12-18 | 1989-06-23 | Hitachi Ltd | 縦緩和時間像算出方式 |
JPH04256730A (ja) * | 1991-02-07 | 1992-09-11 | Toshiba Corp | Mr装置 |
JPH05309078A (ja) * | 1990-09-19 | 1993-11-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2000225107A (ja) * | 1999-01-22 | 2000-08-15 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴イメ―ジング・システムにより画像を取得する方法及び装置 |
-
2001
- 2001-03-06 JP JP2001062265A patent/JP4718698B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH01160540A (ja) * | 1987-12-18 | 1989-06-23 | Hitachi Ltd | 縦緩和時間像算出方式 |
JPH05309078A (ja) * | 1990-09-19 | 1993-11-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JPH04256730A (ja) * | 1991-02-07 | 1992-09-11 | Toshiba Corp | Mr装置 |
JP2000225107A (ja) * | 1999-01-22 | 2000-08-15 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴イメ―ジング・システムにより画像を取得する方法及び装置 |
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2008044501A1 (fr) * | 2006-10-06 | 2008-04-17 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif d'imagerie par résonance magnétique |
US8040134B2 (en) | 2006-10-06 | 2011-10-18 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging device configured to suppress signals from fat by excluding effect of non-uniformity of irradiated magnetic field |
US8174263B2 (en) | 2006-10-06 | 2012-05-08 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging with unnecessary material suppression using multiple RF pulses |
JP2012236103A (ja) * | 2006-10-06 | 2012-12-06 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP5118052B2 (ja) * | 2006-10-06 | 2013-01-16 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2015024336A (ja) * | 2006-10-06 | 2015-02-05 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2008264499A (ja) * | 2007-03-27 | 2008-11-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2015016009A (ja) * | 2013-07-09 | 2015-01-29 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
US10254363B2 (en) | 2013-12-06 | 2019-04-09 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus, magnetic resonance imaging method, and medical data analysis apparatus |
JP2019042053A (ja) * | 2017-08-31 | 2019-03-22 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び信号抑制方法 |
JP2018001013A (ja) * | 2017-10-11 | 2018-01-11 | キヤノン株式会社 | データ処理装置およびデータ処理方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP4718698B2 (ja) | 2011-07-06 |
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