JPH02279140A - Magnetic resonance imaging method - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）現象を応用した
磁気共鳴イメージング方法に係わり、特に、被検者の心
臓の所定の心時相における断層像を映出する磁気共鳴イ
メージング方法に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention is directed to nuclear magnetic resonance (NMR).
The present invention relates to a magnetic resonance imaging method that applies the phenomenon of magnetic resonance, and particularly to a magnetic resonance imaging method that images a tomographic image of a subject's heart at a predetermined cardiac phase.
（従来の技術）
核磁気共鳴現象は、磁場中におかれた原子核が特定波長
の電磁波エネルギーを共鳴吸収して、次いでこのエネル
ギーを電磁波として放出する現象である。この現象を利
用して生体の診断を行う装置は、上述の原子核、特に、
プロトンから放出される電磁波を検知して、検知された
信号を処理して、原子核（プロトン）密度、縦緩和時間
Ｔ１、横緩和時間Ｔ２、流れ、化学シフト等の情報が反
映された被検者の断層像等の診断情報が得られる。(Prior Art) Nuclear magnetic resonance is a phenomenon in which atomic nuclei placed in a magnetic field resonate and absorb electromagnetic wave energy of a specific wavelength, and then emit this energy as electromagnetic waves. Devices that utilize this phenomenon to diagnose living organisms use the above-mentioned atomic nuclei, especially
A test subject that detects electromagnetic waves emitted from protons and processes the detected signals to reflect information such as nuclear (proton) density, longitudinal relaxation time T1, transverse relaxation time T2, flow, chemical shift, etc. Diagnostic information such as tomographic images can be obtained.
ところで、生体の心臓について、この様な核磁気共鳴現
象を利用した装置を用いて心臓の断層像を得る場合、心
臓は規則的に拍動しているために、心電同期法と称され
、心電波形のＲ波に同期させて、スピンエコー（Ｓ Ｅ
）法やフィールドエコー（Ｆ Ｅ）法により、信号を検
出して、画像を得ていた。特に、心臓の撮影に際しては
、診断上の要請から、心室拡張期、心室収縮期等の様々
な時相における断層像を撮影するために、シングルスラ
イスマルチフェーズ法、マルチスライスマルチフニーズ
法等と呼ばれる様な方法で撮影されている。By the way, when obtaining a tomographic image of the heart of a living body using a device that utilizes such a nuclear magnetic resonance phenomenon, since the heart beats regularly, it is called electrocardiogram-gated method. Spin echo (S E
) method and field echo (FE) method to detect signals and obtain images. In particular, when imaging the heart, due to diagnostic requirements, single-slice multi-phase method, multi-slice multi-Funize method, etc. are used to obtain tomographic images at various time phases such as ventricular diastole and ventricular systole. It is photographed using a method called
このうち、マルチスライスマルチフェーズ法は、複数の
スライス面を複数の時相で撮影し、これをサイクリック
に変えて、各スライス面について複数の時相における断
層像を得るものである。Among these, the multi-slice multi-phase method is a method in which a plurality of slice planes are imaged at a plurality of time phases, and this is cyclically changed to obtain tomographic images at a plurality of time phases for each slice plane.
しかしながら、スピンエコー法やフィールドエコー法で
心臓の筋肉組織の情報信号を検出すると、心臓を覆う脂
肪組織はその縦緩和時間Ｔ１が筋肉組織のそれよりも短
いために、脂肪組織から誘起される信号の強度が大きく
なる。そのために、検出された信号に基づく断層像は、
脂肪組織が強調されてしまい非常に見づらく、画像品位
が低下してしまう。However, when detecting information signals from the cardiac muscle tissue using the spin echo method or field echo method, the adipose tissue that covers the heart has a shorter longitudinal relaxation time T1 than that of the muscle tissue, so the signal induced from the adipose tissue is detected. strength increases. Therefore, the tomographic image based on the detected signal is
Fat tissue is emphasized, making it extremely difficult to see, and the image quality deteriorates.
（発明が解決しようとする課ｒＸＵ）
上述したように、核磁気共鳴現象を利用した装置により
得られた心臓の断層像においては、脂肪組織からの信号
が筋肉組織からの信号より強くなり、脂肪組織が筋肉組
織より強調されて、非常に見ずらくなり、画像品位が低
下してしまい、正確な診断を下すのに支障をきたす虞が
あるという、問題点がある。(Issue to be Solved by the Invention r There is a problem in that the tissue is emphasized more than the muscle tissue, making it extremely difficult to see and reducing the image quality, which may impede accurate diagnosis.
本発明の目的は、脂肪組織から誘起される信号を抑制し
て筋肉組織からの信号を得ることにより、見易く、高品
位の画像が得られる磁気共鳴イメーング方法を提供する
ことにある。An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging method that can obtain easy-to-see, high-quality images by suppressing signals induced from fat tissue and obtaining signals from muscle tissue.
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
本発明は、静磁場中に配置された被検者から誘起された
磁気共鳴信号を検出して被検出部位の形態情報または機
能情報を得る磁気共鳴イメージング方法において、前記
被検者の心臓から誘起される磁気共鳴信号を検出できる
位置に検知手段を配置すると共に、前記被検者の心臓の
脂肪組織からの磁気共鳴信号を抑制するシーケンスを実
施することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法であ
る。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention detects magnetic resonance signals induced from a subject placed in a static magnetic field to obtain morphological information or functional information of a detected region. The magnetic resonance imaging method includes a sequence in which a detection means is arranged at a position where magnetic resonance signals induced from the heart of the subject can be detected, and magnetic resonance signals from adipose tissue of the heart of the subject are suppressed. This is a magnetic resonance imaging method characterized in that it is carried out.
（作 用）
本発明の磁気共鳴イメージング方法では、心臓から誘起
される信号をスピンエコー法やフィールドエコー法で検
出するに先立ち、１８００パルスを印加して、縦緩和時
間Ｔ１が筋肉組織よりも短い脂肪組織からの信号を略零
とすることにより、脂肪組織からの信号が抑制されて、
見易く、高品位の心臓の断層像が得られる。(Function) In the magnetic resonance imaging method of the present invention, before detecting signals induced from the heart by spin echo method or field echo method, 1800 pulses are applied so that the longitudinal relaxation time T1 is shorter than that of muscle tissue. By reducing the signal from adipose tissue to almost zero, the signal from adipose tissue is suppressed,
Easy-to-read, high-quality tomographic images of the heart can be obtained.
（実施例）
以下、本発明の実施例を図面を参照して説明する。第１
図は、本発明の実施例に用いられる核磁気共鳴イメージ
ング装置の構成を示す模式図である。第１図に示す様に
、この装置（１）は、磁気共鳴信号が誘起された部位の
位置情報を得るための傾斜磁場を発生するための傾斜磁
場発生コイル（２）および回転高周波磁場を放射すると
共に誘起された磁気共鳴信号を検出するための送受信コ
イル（３）を有する。この傾斜磁場発生コイル（２）は
、被検者（Ｐ）の身長方向の軸をＺ軸とし、このＺ軸と
夫々直交する軸をＸ軸およびＹＩｄｌとすると、これら
の軸について傾斜磁場を発生するＸ軸傾斜磁場発生コイ
ル（２１）、Ｙ軸傾斜磁場発生コイル（２２）、Ｚ軸傾
斜磁場発生コイル（２３）から構成される。各傾斜磁場
発生コイル（２１）、（２２）、（２３）は、Ｘ軸傾斜
磁場電源（４１）、Ｙ軸傾斜磁場電源（４２）、Ｚ軸傾
斜磁場電源（４３）に、夫々接続されている。また、送
受信コイル（３）は、送信器（５１）および受信器（５
２）に接続されている。さらに、この装置（１）は、パ
ルスシーケンスを実施するシーケンサ（６）、並びに各
電源（４１）、（４２）、（４３）、送信器（５１）、
受信器（５２）およびシーケンサ（６）′の全てを制御
すると共に検出信号の信号処理を行うコンピュータシス
テム（７）を備える。このコンピュータシステム（７）
で処理された信号はデイスプレィ（８）で表示される。(Example) Hereinafter, an example of the present invention will be described with reference to the drawings. 1st
The figure is a schematic diagram showing the configuration of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus used in an example of the present invention. As shown in Figure 1, this device (1) includes a gradient magnetic field generating coil (2) for generating a gradient magnetic field for obtaining positional information of a site where a magnetic resonance signal is induced, and a rotating high-frequency magnetic field for emitting a magnetic field. It also has a transmitting/receiving coil (3) for detecting the induced magnetic resonance signals. This gradient magnetic field generating coil (2) generates a gradient magnetic field about the axis in the height direction of the subject (P) as the Z axis, and the axes orthogonal to this Z axis as the X axis and YIdl, respectively. It consists of an X-axis gradient magnetic field generation coil (21), a Y-axis gradient magnetic field generation coil (22), and a Z-axis gradient magnetic field generation coil (23). Each gradient magnetic field generating coil (21), (22), (23) is connected to an X-axis gradient magnetic field power supply (41), a Y-axis gradient magnetic field power supply (42), and a Z-axis gradient magnetic field power supply (43), respectively. There is. Further, the transmitter/receiver coil (3) includes a transmitter (51) and a receiver (5
2) is connected to. Furthermore, this device (1) includes a sequencer (6) that implements a pulse sequence, each power source (41), (42), (43), a transmitter (51),
A computer system (7) is provided which controls all of the receiver (52) and sequencer (6)' and performs signal processing of the detection signal. This computer system (7)
The processed signal is displayed on the display (8).
この装置（１）は、被検者（Ｐ）に対してＺ軸方向に静
磁場を発生する静磁場コイル（図示せず）およびこの静
磁場コイルに電流を供給する電源（図示せず）をも備え
る。This device (1) includes a static magnetic field coil (not shown) that generates a static magnetic field in the Z-axis direction toward the subject (P), and a power source (not shown) that supplies current to this static magnetic field coil. Also equipped.
次に、上述の構成を有するイメージング装置を用いて本
実施例のイメージング方法について、説明する。この実
施例は、本発明のイメージング方法をマルチスライスマ
ルチフェーズ法に適用したものである。まず、第２図に
示す様に、このイメージング装置内に横たわっている被
検者（Ｐ）の心臓（１１）に対して一点鎖線で囲まれた
３つの領域Ａ１Ｂ、Ｃがスライス面となる様に、予め、
傾斜磁場を調整する。また、信号を検出するシーケンス
は、心電波形のＲ波をトリーガーとしてシーケンスを行
うこれまでの方法と同様に、第３図に示す様に、Ｒ波か
ら所定時間だけ遅れた時相Ｉ、■、■で、以下の様に行
われる。即ち、各時相１．ＩＩ、■に夫々スライス面Ａ
、Ｂ、Ｃの断層像を得るために、第４図（ａ）に示す様
に、時相Ｉで断層像の信号を検出するに先立ち、まず１
８０’パルスを放射する。このパルスを印加してから、
脂肪組織の縦磁化の成分が略零となる所定時間Ｔ＋（約
２００ｍ５ｅｃ）経過後、スピンエコー法により、筋肉
組織からの信号を検出して、スライス商人〇時相ｌにお
ける信号Ａ を得る。この時得られた信号Ａ１は、脂肪
組織からの信号が無く、筋肉組織の構造を正しく再現し
ている。この点について、以下に、第５図を参照して、
更に説明する。即ち、信号を検出するに先立ち、１８０
’パルスを印加すると、心臓の脂肪組織の縦磁化強度は
、第５図に示す様に、反転して−Ｍｏとなり、時間の経
過と共に曲線（１１）の様に増加してＭ に復帰するが
、Ｔ＋時間経過後に零となる。一方、心臓の筋肉組織の
縦磁化強度は、時間の経過と共に曲線（１２）の様に増
加してＭ。に復帰する。しかし、筋肉組織の縦緩和時間
Ｔ１が脂肪組織のそれよりも長いために、脂肪組織の磁
化強度が零となっても筋肉組織の縦磁化強度は−Ｍ１と
なっている。これを信号として検出することにより、筋
肉組織のみから信号が得られる。Next, the imaging method of this example will be described using the imaging apparatus having the above-described configuration. In this example, the imaging method of the present invention is applied to a multi-slice multi-phase method. First, as shown in Fig. 2, three areas A1B and C surrounded by a dashed line are slice planes for the heart (11) of the subject (P) lying in this imaging device. In advance,
Adjust the gradient magnetic field. In addition, the signal detection sequence is similar to the conventional method in which the sequence is performed using the R wave of the electrocardiogram waveform as a trigger, as shown in Fig. 3. ,■ is performed as follows. That is, each time phase 1. Slice surface A on II and ■, respectively.
, B, and C, as shown in FIG. 4(a), before detecting the tomographic image signals at time phase I, first
Emit an 80' pulse. After applying this pulse,
After a predetermined time T+ (approximately 200 m5ec) in which the longitudinal magnetization component of the fat tissue becomes approximately zero, a signal from the muscle tissue is detected by the spin echo method to obtain a signal A at time phase 1 of the slice merchant. The signal A1 obtained at this time contains no signal from fat tissue and correctly reproduces the structure of muscle tissue. In this regard, below, with reference to Figure 5,
I will explain further. That is, prior to detecting the signal, 180
'When a pulse is applied, the longitudinal magnetization intensity of the cardiac adipose tissue reverses to -Mo as shown in Figure 5, increases as time passes as shown in curve (11), and returns to M. , becomes zero after T+ time elapses. On the other hand, the longitudinal magnetization intensity of the cardiac muscle tissue increases as time passes, as shown by curve (12). to return to. However, since the longitudinal relaxation time T1 of muscle tissue is longer than that of fat tissue, even if the magnetization strength of fat tissue becomes zero, the longitudinal magnetization strength of muscle tissue remains -M1. By detecting this as a signal, a signal can be obtained only from muscle tissue.
尚、スライス面Ａの時相Ｉにおける信号ＡＩを、例えば
、スピンエコー法で得る場合は、１８０°パルスを印加
してからＴｔ時間経過後、９０″パルスおよび１８０＠
パルスを所定間隔で引き続いて印加した際の、エコー信
号を検知することにより、信号ＡＩが得られる。In addition, when obtaining the signal AI at the time phase I of the slice plane A by, for example, the spin echo method, the 90'' pulse and the 180@
The signal AI is obtained by detecting the echo signal when pulses are successively applied at predetermined intervals.
引き続いて、時相■、■におけるスライス面Ｂ１Ｃの断
層像を得るために、上述と同様に、各時相■、■に先立
ち、夫々１８０’パルスを印加し、所定時間ＴＩ経過後
、スピンエコー法により、筋肉組織からの信号を検出し
て、スライス面Ｂの時相■の信号Ｂｎおよびスライス面
Ｃの時相■の信号ＣＩＩＮを得る。Subsequently, in order to obtain tomographic images of slice plane B1C in time phases ■ and ■, 180' pulses are applied prior to each time phase ■ and ■, respectively, and after a predetermined time TI elapses, spin echo The signal from the muscle tissue is detected by the method to obtain a signal Bn of the time phase (2) of the slice plane B and a signal CIIN of the time phase (2) of the slice plane C.
次に、各時相Ｉ、ＩＩ、■における夫々スライス面ＢＳ
Ｃ，Ａの断層像を得るために、上述と同様に、第４図（
ｂ）に示すように、１８０°パルスを印加する。この後
所定時間Ｔｔ経過後、スピンエコー法により、筋肉組織
からの信号を検出して、スライス面Ｂの時相ｌの信号Ｂ
Ｉ−スライス面Ｃの時相■の信号Ｃｎ、およびスライ
ス面Ａの時相■の信号ＡＩＩＮが得られる。Next, the slice plane BS at each time phase I, II, ■
In order to obtain the tomographic images of C and A, in the same way as above, Fig. 4 (
Apply a 180° pulse as shown in b). After a predetermined time Tt has elapsed, a signal from the muscle tissue is detected by the spin echo method, and a signal B of time phase l of slice plane B is detected.
A signal Cn of the time phase ■ of the I-slice plane C and a signal AIIN of the time phase ■ of the slice plane A are obtained.
最後に、各時相Ｌｎ、■における夫々スライス面Ｃ５Ａ
ＳＢの断層像を得るために、上述と同様に、第４図（Ｃ
）に示すようになパルスシーケンスを実行して、スライ
ス面Ｃの時相１の信号Ｃスライス面Ａの時相■の信号Ａ
ｎ、および■ゝ
スライス面Ｂの時相■の信号Ｂｍが得られる。Finally, slice plane C5A at each time phase Ln,
In order to obtain a tomographic image of SB, in the same manner as described above, FIG. 4 (C
), the signal of time phase 1 of slice plane C is the signal A of time phase ■ of slice plane A.
n, and a signal Bm of the time phase ■ of the slice plane B is obtained.
この様にして、各スライス面Ａ％Ｂ、、Ｃについて、各
時相における信号ＡＩ、Ａ■、Ａｍ、Ｂ１１Ｂ■、Ｂ■
、ＣＩ、Ｃｕ、Ｃｕｔが得られる。In this way, for each slice plane A%B, , C, the signals AI, A■, Am, B11B■, B■ at each time phase are
, CI, Cu, and Cut are obtained.
この実施例のパルスシーケンは、各スライス面について
、信号を検出する前に、脂肪信号を抑制するために続け
て１８０°パルスを印加するので、心時相の比較的近い
所の画像が得られ、さらに、１心拍の短い被検者の心臓
についても、多くの心時相での撮影ができる特徴がある
。In the pulse sequence of this example, a 180° pulse is continuously applied to each slice plane to suppress the fat signal before detecting the signal, so an image at a relatively close cardiac time phase can be obtained. Furthermore, the heart of a subject with a short heartbeat can be imaged in many cardiac phases.
次に、他の実施例について、第６図を用いて説明する。Next, another embodiment will be described using FIG. 6.
尚、スライス面は第２図と同様であるので、同一符号を
用いる。この実施例では、各スライス面に対して、脂肪
信号を抑制するための１８０°パルスの印加および信号
を検出するデータの収集を連続して行うものである。即
ち、第６図に示すように、まず、第２図のスライス面Ａ
について、心電波形のＲ波を基準として所定時間経過後
に、１８０’パルスを印加してから信号Ａｔを検出する
。引き続いて、スライス面Ｂおよびスライス面Ｃについ
て、順次、１８０°パルスの印加、信号Ｂ２、Ｃ３の検
出を行う。この結果、Ｒ波を基準として、各時相１，２
および３における各スライス面Ａ、ＢおよびＣの信号Ａ
１、Ｂ２およびＣ３が得られる。Incidentally, since the slice plane is the same as that in FIG. 2, the same reference numerals are used. In this embodiment, application of a 180° pulse for suppressing fat signals and collection of data for detecting signals are continuously performed on each slice plane. That is, as shown in FIG. 6, first, slice plane A in FIG.
After a predetermined time has elapsed using the R wave of the electrocardiogram waveform as a reference, a 180' pulse is applied, and then the signal At is detected. Subsequently, 180° pulses are applied to slice plane B and slice plane C, and signals B2 and C3 are detected in sequence. As a result, each time phase 1, 2
and signal A of each slice plane A, B and C at 3
1, B2 and C3 are obtained.
このシーケンスを第４図に示した実施例と同様に繰り返
すことにより、この実施例においても、各スライス面Ａ
、ＢおよびＣについて、各時相における信号Ａ１、Ａ２
、Ａ３、Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、ｃ 、ｃ およびＣ３
が得られる。By repeating this sequence in the same manner as in the embodiment shown in FIG.
, B and C, the signals A1 and A2 at each time phase
, A3, B1, B2, B3, c , c and C3
is obtained.
この実施例の場合、１８０°パルスの印加および信号の
検出が各スライス面について連続的に行われるために、
間隔の離れた心時相の心臓の画像を得ることができる特
徴がある。In this example, since the application of the 180° pulse and the detection of the signal are performed continuously for each slice plane,
It has the feature of being able to obtain images of the heart in cardiac time phases that are spaced apart.
上記実施例では、１心拍でデータを収集していたが、２
心拍にてデータを収集することもできる。In the above embodiment, data was collected with one heartbeat, but with two
Data can also be collected using heartbeats.
即ち、第７図に示す様に、心電波形に示した最初のＲ波
をトリガーにして、各スライス面Ａ、ＢおよびＣについ
て、１８０’パルスを印加し、２心拍目のＲ波をトリガ
ーにして９０″パルスおよび１８００パルスを印加する
ことによりエコー信号を検出することもできる。１心拍
で信号を検出する場合が心電波形のＴ波近傍における心
臓の動態画像か得られるのに対して、この２心拍で信号
を検出するシーケンスの場合は、Ｒ波近傍における心臓
の動態画像が得られる。That is, as shown in Fig. 7, using the first R wave shown in the electrocardiogram waveform as a trigger, a 180' pulse is applied to each slice plane A, B, and C, and the R wave of the second heartbeat is triggered. Echo signals can also be detected by applying 90'' pulses and 1800 pulses.While detecting signals at one heartbeat only provides a dynamic image of the heart near the T wave of the electrocardiogram waveform. In the case of this sequence in which a signal is detected at two heartbeats, a dynamic image of the heart in the vicinity of the R wave is obtained.
上述した様に、本発明のイメージング方法では、脂肪組
織からの信号が抑制されるので、見易く、高品位の心臓
の画像が得られる。また、この画像を用いることにより
、心機能解析を行う際の心臓の大きさの決定が正確に、
しかも、容易に行える。As described above, in the imaging method of the present invention, signals from adipose tissue are suppressed, so that an easy-to-see, high-quality image of the heart can be obtained. In addition, by using this image, the size of the heart can be accurately determined when performing cardiac function analysis.
Moreover, it is easy to do.
また、本発明は、マルチスライスマルチフェーズ法以外
にも、特定の１つのスライス面で特定の時相の画像を得
るシングルスライスシングルフェーズ法や複数のスライ
ス面について１つの時相の映像を得るマルチスライスシ
ングルフェーズ法等の他の心臓の撮影方法にも適用でき
る。In addition to the multi-slice multi-phase method, the present invention is also applicable to the single-slice single-phase method that obtains an image of a specific time phase on one specific slice plane, and the multi-slice method that obtains an image of one time phase on multiple slice planes. It can also be applied to other cardiac imaging methods such as the slice single phase method.
また、本発明は、スピンエコー法の他にもフィールドエ
コー法にも適用できることは明らかである。Furthermore, it is clear that the present invention can be applied not only to the spin echo method but also to the field echo method.
［発明の効果］
以上の様に、本発明によれば、脂肪組織から誘起される
信号を抑制して筋肉組織からの信号を得ることにより、
見易く、高品位の画像が得られる磁気共鳴イメージング
方法を提供できる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, by suppressing signals induced from fat tissue and obtaining signals from muscle tissue,
A magnetic resonance imaging method that provides easy-to-see, high-quality images can be provided.
第１図は本発明の実施例に用いられる磁気共鳴イメージ
ング装置の構成を示す模式図、第２図は本発明の詳細な
説明するための被検者を示す側面図、第３図は心電波形
を示すグラフ、第４図（ａ）乃至第４図（Ｃ）は実施例
のパルスシーケンスを示すグラフ、第５図は脂肪組織お
よび筋肉組織の縦磁化強度の変化を示すグラフ、第６図
は他の実施例を説明するための心電波形および各スライ
ス面ＡＳＢおよびＣにおけるパルスシーケンスを示すグ
ラフ、第７図は本発明の詳細な説明するための心電波形
および各スライス面ＡＳＢおよびＣにおけるパルスシー
ケンスを示すグラフである。
１・・・磁気共鳴イメージング装置、
２・・・傾斜磁場発生コイル、 ３・・・送受信コイ
ル、６・・・シーケンサ、 ７・・・コンピュータシ
ステム、４１・・・Ｘ軸傾斜磁場電源、
４２・・・Ｙ軸傾斜磁場電源、
４３・・・Ｚ軸傾斜磁場電源、 ５１・・・・・・送
信器、５２・・・受信器。
代理人 弁理士 大 胡 典 夫
Ｍｚ
第
図
第
図
第
図
篤
図
第
図Fig. 1 is a schematic diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus used in an embodiment of the present invention, Fig. 2 is a side view showing a subject to explain the present invention in detail, and Fig. 3 is an electrocardiographic wave Graphs showing the shape, FIG. 4(a) to FIG. 4(C) are graphs showing the pulse sequence of the example, FIG. 5 is a graph showing changes in longitudinal magnetization intensity of fat tissue and muscle tissue, FIG. 6 7 is a graph showing an electrocardiographic waveform and a pulse sequence at each slice plane ASB and C for explaining another embodiment, and FIG. 7 is a graph showing an electrocardiographic waveform and a pulse sequence at each slice plane ASB and C for explaining the present invention in detail. 2 is a graph showing a pulse sequence in FIG. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Magnetic resonance imaging device, 2... Gradient magnetic field generation coil, 3... Transmission/reception coil, 6... Sequencer, 7... Computer system, 41... X-axis gradient magnetic field power supply, 42. ... Y-axis gradient magnetic field power supply, 43 ... Z-axis gradient magnetic field power supply, 51 ... transmitter, 52 ... receiver. Agent Patent Attorney Norifu Ogo Mz
Claims (1)
号を検出して被検出部位の形態情報または機能情報を得
る磁気共鳴イメージング方法において、前記被検者の心
臓から誘起される磁気共鳴信号を検出できる位置に検知
手段を配置すると共に、前記被検者の心臓の脂肪組織か
らの磁気共鳴信号を抑制するシーケンスを実施すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。In a magnetic resonance imaging method for obtaining morphological information or functional information of a detected region by detecting magnetic resonance signals induced from a subject placed in a static magnetic field, magnetic resonance induced from the heart of the subject. A magnetic resonance imaging method, comprising arranging a detection means at a position where a signal can be detected, and implementing a sequence for suppressing magnetic resonance signals from adipose tissue of the heart of the subject.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1100552A JPH02279140A (en) | 1989-04-20 | 1989-04-20 | Magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1100552A JPH02279140A (en) | 1989-04-20 | 1989-04-20 | Magnetic resonance imaging method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02279140A true JPH02279140A (en) | 1990-11-15 |
Family
ID=14277107
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1100552A Pending JPH02279140A (en) | 1989-04-20 | 1989-04-20 | Magnetic resonance imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02279140A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103323804A (en) * | 2012-03-22 | 2013-09-25 | 西门子公司 | Method to determine a complete parameter of a magnetic resonance pulse sequence |
-
1989
- 1989-04-20 JP JP1100552A patent/JPH02279140A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103323804A (en) * | 2012-03-22 | 2013-09-25 | 西门子公司 | Method to determine a complete parameter of a magnetic resonance pulse sequence |
| US9835703B2 (en) | 2012-03-22 | 2017-12-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and apparatus to determine a complete parameter of a magnetic resonance pulse sequence |
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