JPH05228127A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
- Publication number
- JPH05228127A JPH05228127A JP4039011A JP3901192A JPH05228127A JP H05228127 A JPH05228127 A JP H05228127A JP 4039011 A JP4039011 A JP 4039011A JP 3901192 A JP3901192 A JP 3901192A JP H05228127 A JPH05228127 A JP H05228127A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- artery
- slice
- magnetic field
- magnetic resonance
- excitation pulse
- 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.)
- Pending
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
- G01R33/54—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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/5635—Angiography, e.g. contrast-enhanced angiography [CE-MRA] or time-of-flight angiography [TOF-MRA]
-
- 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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- General Health & Medical Sciences (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】
【目的】本発明は、ＴＯＦ法に基づくＭＲアンギオグラ
フィーにより動脈のみを画像化できる磁気共鳴イメージ
ング装置を提供することを目的とする。 【構成】血管の流れる方向、すなわち体軸方向をスライ
ス方向とするように選択励起パルスを発生するととも
に、撮像領域に隣接する２つの領域のうち撮像領域に対
して動脈の上流側にある領域は選択励起せずに、動脈に
含まれるスピンはフレッシュな状態で撮像領域に供給さ
せ、信号強度を高くして画像化させる。静脈に含まれる
スピンは動脈に含まれている時に撮影領域内で一度励起
されているので、折り返って静脈となった時は、信号強
度は弱く、画像化されない。
フィーにより動脈のみを画像化できる磁気共鳴イメージ
ング装置を提供することを目的とする。 【構成】血管の流れる方向、すなわち体軸方向をスライ
ス方向とするように選択励起パルスを発生するととも
に、撮像領域に隣接する２つの領域のうち撮像領域に対
して動脈の上流側にある領域は選択励起せずに、動脈に
含まれるスピンはフレッシュな状態で撮像領域に供給さ
せ、信号強度を高くして画像化させる。静脈に含まれる
スピンは動脈に含まれている時に撮影領域内で一度励起
されているので、折り返って静脈となった時は、信号強
度は弱く、画像化されない。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血管造影法（ＭＲアン
ギオグラフィー）により動脈の形態を画像化する磁気共
鳴イメージング装置に関する。
ギオグラフィー）により動脈の形態を画像化する磁気共
鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、血管の流れを画像化するＭＲアン
ギオグラフィーが開発されている。磁気共鳴現象の中で
流れが引き起こす現象の１つにＴＯＦ(Time of Flight)
現象がある。
ギオグラフィーが開発されている。磁気共鳴現象の中で
流れが引き起こす現象の１つにＴＯＦ(Time of Flight)
現象がある。
【０００３】ＴＯＦ現象とは、静止スピンと移動するス
ピンの間で横磁化の大きさに差が生じ、それに伴い信号
強度に差が生じる現象である。ここで、スライス方向を
体軸に直交する方向とし、スライス（撮影領域）を血管
が横切る場合を考えると、撮影領域には選択励起パルス
が繰り返し印加されるため、その領域に留まっている静
止スピンの信号強度は飽和現象によりある程度低下す
る。しかし、血流について考えると、選択励起領域外の
飽和していない領域からフレッシュなスピンが次々と供
給されるので、血流に含まれるスピンは撮影領域内の静
止スピンに対してかなり強い信号強度を持つようにな
る。そのため、血流のみが画像化できる。
ピンの間で横磁化の大きさに差が生じ、それに伴い信号
強度に差が生じる現象である。ここで、スライス方向を
体軸に直交する方向とし、スライス（撮影領域）を血管
が横切る場合を考えると、撮影領域には選択励起パルス
が繰り返し印加されるため、その領域に留まっている静
止スピンの信号強度は飽和現象によりある程度低下す
る。しかし、血流について考えると、選択励起領域外の
飽和していない領域からフレッシュなスピンが次々と供
給されるので、血流に含まれるスピンは撮影領域内の静
止スピンに対してかなり強い信号強度を持つようにな
る。そのため、血流のみが画像化できる。
【０００４】また、撮影領域に隣接する領域にプリサチ
ュレーションパルスを印加すると、撮影領域に供給され
る血流中のスピンの信号強度は無信号に近くなる。この
プリサチュレーションの手法はＢＦＡＳＴ法として知ら
れている。
ュレーションパルスを印加すると、撮影領域に供給され
る血流中のスピンの信号強度は無信号に近くなる。この
プリサチュレーションの手法はＢＦＡＳＴ法として知ら
れている。
【０００５】これを利用して、図４に示すように撮影領
域に隣接する静脈の流入側をプリサチュレーション領域
とすると、撮影領域に流入する動脈はフレッシュスピン
を多く含むので信号強度が強く、静脈中のスピンはプリ
サチュレーションにより飽和されているので信号がほと
んど出ず、動脈のみを画像化することが原理的に可能で
ある。
域に隣接する静脈の流入側をプリサチュレーション領域
とすると、撮影領域に流入する動脈はフレッシュスピン
を多く含むので信号強度が強く、静脈中のスピンはプリ
サチュレーションにより飽和されているので信号がほと
んど出ず、動脈のみを画像化することが原理的に可能で
ある。
【０００６】しかしながら、ＴＯＦ法では、プリサチュ
レーションの効果を十分に引き出すためには、プリサチ
ュレーション領域を狭くした方が好ましいが、その最適
幅は血流の速度によって異なるので、その最適化が困難
であり、事実上動脈のみの描出が困難である。また、加
速度の影響を考慮するためにはエコー時間を長くする必
要があるが、撮影時間を短縮したい要求からエコー時間
を短くして加速度の影響を無視すると、曲がった部分の
血流は詰まっていると誤認され血管が途切れてしまうた
め、曲がった血管の描出が困難である。また、その他の
アンギオグラフィー法として位相補償法があるが、これ
も流れの補償を行なうと、繰り返し時間が長くなる欠点
がある。
レーションの効果を十分に引き出すためには、プリサチ
ュレーション領域を狭くした方が好ましいが、その最適
幅は血流の速度によって異なるので、その最適化が困難
であり、事実上動脈のみの描出が困難である。また、加
速度の影響を考慮するためにはエコー時間を長くする必
要があるが、撮影時間を短縮したい要求からエコー時間
を短くして加速度の影響を無視すると、曲がった部分の
血流は詰まっていると誤認され血管が途切れてしまうた
め、曲がった血管の描出が困難である。また、その他の
アンギオグラフィー法として位相補償法があるが、これ
も流れの補償を行なうと、繰り返し時間が長くなる欠点
がある。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このように従来のＭＲ
アンギオグラフィー法は動脈のみの描出が困難である、
曲がった血管の描出が困難である、撮影時間が長い等の
種々の欠点があった。本発明は上述した事情に対処すべ
くなされたもので、その目的は動脈の正確な形態を短時
間で画像化できる磁気共鳴イメージング装置を提供する
ことである。
アンギオグラフィー法は動脈のみの描出が困難である、
曲がった血管の描出が困難である、撮影時間が長い等の
種々の欠点があった。本発明は上述した事情に対処すべ
くなされたもので、その目的は動脈の正確な形態を短時
間で画像化できる磁気共鳴イメージング装置を提供する
ことである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、選択励起パルスにより選択されるス
ライスの方向を動脈の流れる方向とし、該スライスに隣
接し該スライスへ流れ込む動脈を含む領域への選択励起
パルスの照射を禁止することにより、動脈の形態を画像
化することを特徴とする。
メージング装置は、選択励起パルスにより選択されるス
ライスの方向を動脈の流れる方向とし、該スライスに隣
接し該スライスへ流れ込む動脈を含む領域への選択励起
パルスの照射を禁止することにより、動脈の形態を画像
化することを特徴とする。
【０００９】
【作用】本発明による磁気共鳴イメージング装置によれ
ば、動脈の流れる方向をスライスの方向とするために、
撮影枚数が最小限に抑えられ、その結果撮影時間の短縮
が可能で、後処理の時間も短縮される。また、スライス
へ流入する静脈は必ず励起させ、スライスへ流入する動
脈は励起させないようにするため、血管描出が優れてお
り、動脈のみの描出に優れている。このため、少々血管
が曲がっていても連続的に描出でき、画像の分解能、解
像度が向上する。
ば、動脈の流れる方向をスライスの方向とするために、
撮影枚数が最小限に抑えられ、その結果撮影時間の短縮
が可能で、後処理の時間も短縮される。また、スライス
へ流入する静脈は必ず励起させ、スライスへ流入する動
脈は励起させないようにするため、血管描出が優れてお
り、動脈のみの描出に優れている。このため、少々血管
が曲がっていても連続的に描出でき、画像の分解能、解
像度が向上する。
【００１０】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング磁気共鳴イメージング装置の一実施例を説
明する。図１はこの実施例の概略構成を示すブロック図
である。ガントリ２０内には、静磁場磁石１、Ｘ軸・Ｙ
軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル２、及び送受信コイル３が設け
られる。静磁場発生磁気共鳴イメージング装置としての
静磁場磁石１は、例えば、超電導コイルまたは常伝導コ
イルを用いて構成される。Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コ
イル２は、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸
傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイルである。送受信コ
イル３は、スライスを選択するための選択励起パルスと
しての高周波（ＲＦ）パルスを発生し、かつ磁気共鳴に
より発生した磁気共鳴信号を検出するために使用され
る。寝台１３上の被検体Ｐはガントリ２０内のイメージ
ング可能領域（イメージング用磁場が形成される球状の
領域であり、この領域内でのみ診断が可能となる）に挿
入される。
イメージング磁気共鳴イメージング装置の一実施例を説
明する。図１はこの実施例の概略構成を示すブロック図
である。ガントリ２０内には、静磁場磁石１、Ｘ軸・Ｙ
軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル２、及び送受信コイル３が設け
られる。静磁場発生磁気共鳴イメージング装置としての
静磁場磁石１は、例えば、超電導コイルまたは常伝導コ
イルを用いて構成される。Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コ
イル２は、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸
傾斜磁場Ｇｚを発生するためのコイルである。送受信コ
イル３は、スライスを選択するための選択励起パルスと
しての高周波（ＲＦ）パルスを発生し、かつ磁気共鳴に
より発生した磁気共鳴信号を検出するために使用され
る。寝台１３上の被検体Ｐはガントリ２０内のイメージ
ング可能領域（イメージング用磁場が形成される球状の
領域であり、この領域内でのみ診断が可能となる）に挿
入される。
【００１１】静磁場磁石１は、静磁場制御磁気共鳴イメ
ージング装置４により駆動される。送受信コイル３は、
磁気共鳴の励起時には送信器５により駆動され、かつエ
コー信号の検出時には受信器６に結合される。Ｘ軸・Ｙ
軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ
軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸傾斜磁場電源９により駆動され
る。
ージング装置４により駆動される。送受信コイル３は、
磁気共鳴の励起時には送信器５により駆動され、かつエ
コー信号の検出時には受信器６に結合される。Ｘ軸・Ｙ
軸・Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ
軸傾斜磁場電源８、Ｚ軸傾斜磁場電源９により駆動され
る。
【００１２】Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで
発生する。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場
Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは、主として、例えば位相エン
コード用傾斜磁場Ｇｅ、スライス用傾斜磁場Ｇｓ、読出
し用傾斜磁場Ｇｒとしてそれぞれ使用される。すなわ
ち、いわゆるコロナル法のイメージングが行なわれる。
このため、スライス方向は図２に示すように、体軸に沿
った方向となり、血管の流れる方向と一致する。コンピ
ュータシステム１１はシーケンサ１０を駆動制御すると
ともに、受信器６で受信される磁気共鳴信号を取り込ん
で所定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を
生成し、表示部１２で表示する。
８、Ｚ軸傾斜磁場電源９、送信器５はシーケンサ１０に
より所定のシーケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場
Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、高周波
（ＲＦ）パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで
発生する。この場合、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場
Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは、主として、例えば位相エン
コード用傾斜磁場Ｇｅ、スライス用傾斜磁場Ｇｓ、読出
し用傾斜磁場Ｇｒとしてそれぞれ使用される。すなわ
ち、いわゆるコロナル法のイメージングが行なわれる。
このため、スライス方向は図２に示すように、体軸に沿
った方向となり、血管の流れる方向と一致する。コンピ
ュータシステム１１はシーケンサ１０を駆動制御すると
ともに、受信器６で受信される磁気共鳴信号を取り込ん
で所定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を
生成し、表示部１２で表示する。
【００１３】次に本実施例の動作を説明する。上述した
ように本実施例ではスライスの方向が血管の流れる方向
と一致しているため、このままでは血流の流入側まで励
起してしまうので、図１、図２に示すように、送受信コ
イル３は被検体全体に選択励起パルスを照射するのでは
なく、その一部のみ、例えば頭頸部のみを選択励起する
ように構成されている。図２の一点鎖線は撮影領域であ
る。なお、図３に示すように、送受信コイル３０が頭頸
部専用のコイルではなく半身用、あるいは全身用である
場合でも、撮影領域以外、特に撮影領域よりも心臓に近
い領域に選択励起パルスが照射されないように、非撮影
領域（ここでは、頭頸部以外）を銅等の非磁性材料から
なるメッシュ形状等のＲＦ遮蔽シート３２で覆えばよ
い。ＲＦ遮蔽シート３２を用いることにより、送信コイ
ル３０の形状を頭頸部専用コイルの形状と等価とするこ
とができる。
ように本実施例ではスライスの方向が血管の流れる方向
と一致しているため、このままでは血流の流入側まで励
起してしまうので、図１、図２に示すように、送受信コ
イル３は被検体全体に選択励起パルスを照射するのでは
なく、その一部のみ、例えば頭頸部のみを選択励起する
ように構成されている。図２の一点鎖線は撮影領域であ
る。なお、図３に示すように、送受信コイル３０が頭頸
部専用のコイルではなく半身用、あるいは全身用である
場合でも、撮影領域以外、特に撮影領域よりも心臓に近
い領域に選択励起パルスが照射されないように、非撮影
領域（ここでは、頭頸部以外）を銅等の非磁性材料から
なるメッシュ形状等のＲＦ遮蔽シート３２で覆えばよ
い。ＲＦ遮蔽シート３２を用いることにより、送信コイ
ル３０の形状を頭頸部専用コイルの形状と等価とするこ
とができる。
【００１４】これにより、描出したい血管、ここでは動
脈の流入側、すなわち撮影領域よりも心臓に近い隣接領
域を励起せず、動脈中のスピンは常にフレッシュな状態
（飽和されていない状態）で撮影領域内に流入するよう
になり、動脈中のスピンの信号強度を相対的に高くする
ことができる。ここで、静脈に関するスピンの信号強度
の低下の程度はエコー時間が短い程大きいので、エコー
時間は短い方が好ましい。また、描出したくない血管、
静脈の流入側は格別に励起しないが、動脈が末梢部分で
折り返されると静脈になるので、結果として静脈の流入
側が励起されたことになり、静脈中のスピンは飽和状態
となり、信号がほとんど出ない。このため、動脈のみを
描出できる。また、静脈のプリサチュレーションのため
だけに９０゜パルスを印加する必要がないので、繰り返
し時間の短縮が図れ、撮影時間が短縮される。
脈の流入側、すなわち撮影領域よりも心臓に近い隣接領
域を励起せず、動脈中のスピンは常にフレッシュな状態
（飽和されていない状態）で撮影領域内に流入するよう
になり、動脈中のスピンの信号強度を相対的に高くする
ことができる。ここで、静脈に関するスピンの信号強度
の低下の程度はエコー時間が短い程大きいので、エコー
時間は短い方が好ましい。また、描出したくない血管、
静脈の流入側は格別に励起しないが、動脈が末梢部分で
折り返されると静脈になるので、結果として静脈の流入
側が励起されたことになり、静脈中のスピンは飽和状態
となり、信号がほとんど出ない。このため、動脈のみを
描出できる。また、静脈のプリサチュレーションのため
だけに９０゜パルスを印加する必要がないので、繰り返
し時間の短縮が図れ、撮影時間が短縮される。
【００１５】また、スライスの方向が血管の流れる方向
と一致しているため、撮影領域の容積が減少し、スライ
ス枚数の減少が可能となり、その結果撮影時間、さらに
は後処理時間が短縮される。
と一致しているため、撮影領域の容積が減少し、スライ
ス枚数の減少が可能となり、その結果撮影時間、さらに
は後処理時間が短縮される。
【００１６】さらに、加速度の影響を考慮する必要がな
いので、エコー時間を短くして、静脈の信号強度を低下
させ、フレッシュスピンによる信号は強度が低下しない
ので、動脈の信号強度を相対的に高めることができる。
いので、エコー時間を短くして、静脈の信号強度を低下
させ、フレッシュスピンによる信号は強度が低下しない
ので、動脈の信号強度を相対的に高めることができる。
【００１７】このように本実施例によれば、血管の流れ
ている方向と並行なスライスを選択するため、撮影枚数
が最小限に抑えられ、撮影時間、後処理時間の短縮が図
れ、オペレータの負担も軽減される。また、動脈の流入
側を励起しないように送受信コイルの形状を決める、あ
るいは被検体をＲＦ遮蔽シートで被覆することにより、
動脈中のスピンをフレッシュな状態で撮影領域に流入さ
せ、静脈は動脈の時に一度撮影領域内で励起されている
ので、飽和させることができ信号強度を低下させること
ができ動脈を相対的に高信号で検出することができるの
で、血管描出が優れており、動脈のみの描出に優れてい
る。このため、少々血管が曲がっていても連続的に描出
でき、画像の分解能、解像度、装置の信頼性が向上す
る。
ている方向と並行なスライスを選択するため、撮影枚数
が最小限に抑えられ、撮影時間、後処理時間の短縮が図
れ、オペレータの負担も軽減される。また、動脈の流入
側を励起しないように送受信コイルの形状を決める、あ
るいは被検体をＲＦ遮蔽シートで被覆することにより、
動脈中のスピンをフレッシュな状態で撮影領域に流入さ
せ、静脈は動脈の時に一度撮影領域内で励起されている
ので、飽和させることができ信号強度を低下させること
ができ動脈を相対的に高信号で検出することができるの
で、血管描出が優れており、動脈のみの描出に優れてい
る。このため、少々血管が曲がっていても連続的に描出
でき、画像の分解能、解像度、装置の信頼性が向上す
る。
【００１８】本発明は上述した実施例に限定されず、種
々変形して実施可能である。例えば、上述の説明は頭頸
部に関して説明したが、その他の部分についても同様に
適用可能である。
々変形して実施可能である。例えば、上述の説明は頭頸
部に関して説明したが、その他の部分についても同様に
適用可能である。
【００１９】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、動
脈のみを短時間で画像化できる磁気共鳴イメージング装
置が提供される。
脈のみを短時間で画像化できる磁気共鳴イメージング装
置が提供される。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第１
実施例の構成を示すブロック図。
実施例の構成を示すブロック図。
【図２】第１実施例の送受信コイルの形状とスライスの
方向を示す図。
方向を示す図。
【図３】第１実施例の送受信コイルの変形例を示す図。
【図４】ＴＯＦ法によるＭＲアンギオグラフィーの従来
例を示す図。
例を示す図。
１…静磁場磁石、２…Ｘ軸・Ｙ軸・Ｚ軸傾斜磁場コイ
ル、３…送受信コイル、４…静磁場制御磁気共鳴イメー
ジング装置、５…受信器、６…送信器、７…Ｘ軸傾斜磁
場アンプ、８…Ｙ軸傾斜磁場アンプ、９…Ｚ軸傾斜磁場
アンプ、１０…シーケンサ、１１…コンピュータシステ
ム、１２…表示部。
ル、３…送受信コイル、４…静磁場制御磁気共鳴イメー
ジング装置、５…受信器、６…送信器、７…Ｘ軸傾斜磁
場アンプ、８…Ｙ軸傾斜磁場アンプ、９…Ｚ軸傾斜磁場
アンプ、１０…シーケンサ、１１…コンピュータシステ
ム、１２…表示部。
Claims (1)
- 【請求項１】 選択励起パルスにより選択されるスライ
スの方向を動脈の流れる方向とし、該スライスに隣接し
該スライスへ流れ込む動脈を含む領域への選択励起パル
スの照射を禁止することにより、動脈の形態を画像化す
ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4039011A JPH05228127A (ja) | 1992-02-26 | 1992-02-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US08/021,516 US5348012A (en) | 1992-02-26 | 1993-02-23 | Magnetic resonance imaging apparatus and method for forming an image of an artery |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4039011A JPH05228127A (ja) | 1992-02-26 | 1992-02-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05228127A true JPH05228127A (ja) | 1993-09-07 |
Family
ID=12541165
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4039011A Pending JPH05228127A (ja) | 1992-02-26 | 1992-02-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5348012A (ja) |
| JP (1) | JPH05228127A (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FI92970C (fi) * | 1992-12-01 | 1995-02-10 | Picker Nordstar Oy | Menetelmä materiaalin liikkeen kuvaamiseen |
| FI95625C (fi) * | 1993-03-10 | 1996-02-26 | Picker Nordstar Oy | Kuvausmenetelmä |
| US5497773A (en) * | 1993-03-12 | 1996-03-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Nuclear magnetic resonance imaging with patient protection against nerve stimulation and image quality protection against artifacts |
| JP3369243B2 (ja) * | 1993-04-05 | 2003-01-20 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3396507B2 (ja) * | 1993-05-12 | 2003-04-14 | 株式会社東芝 | Ｍｒ撮像方法および磁気共鳴イメージング装置 |
| US5857970A (en) * | 1997-06-20 | 1999-01-12 | Siemens Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for cardiac-synchronized peripheral magnetic resonance angiography |
| US6845260B2 (en) * | 2001-07-18 | 2005-01-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Automatic vessel indentification for angiographic screening |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63186639A (ja) * | 1987-01-30 | 1988-08-02 | 株式会社日立製作所 | 血流イメ−ジング方式 |
-
1992
- 1992-02-26 JP JP4039011A patent/JPH05228127A/ja active Pending
-
1993
- 1993-02-23 US US08/021,516 patent/US5348012A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5348012A (en) | 1994-09-20 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5171373B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆパルス印加方法 | |
| JP2001000417A (ja) | マルチ・スラブ及びマルチ・ウィンドウでの心臓の磁気共鳴イメージング法 | |
| JP4473389B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| US4620154A (en) | Imaging method and apparatus for obtaining spin-lattice relaxation time image utilizing nuclear magnetic resonance | |
| JPH09168523A (ja) | 磁気共鳴方法及びその方法を実行する装置 | |
| JP3924533B2 (ja) | Ｍｒ画像のアーチファクトを抑制するための予備パルスシーケンス | |
| US7609059B2 (en) | Magnetic resonance method and apparatus with nuclear spins type-specific signal suppression | |
| JP2003230549A (ja) | Ｍｒ画像のアーチファクト抑制のための個別仕様空間飽和パルスシーケンス | |
| JP2000139876A (ja) | 磁気共鳴イメ―ジング方法、及び装置 | |
| US7917191B2 (en) | Method for generation of an image in contrast agent-supported MR angiography and magnetic resonance apparatus | |
| JPH05228127A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2006175223A (ja) | 並列ｒｆ送信による空間−スペクトル励起のための方法及びシステム | |
| US20120016224A1 (en) | Magnetic resonance system and method for obtaining magnetic resonance images of a body region with a flowing medium therein | |
| JPH0581137B2 (ja) | ||
| JP2007534423A (ja) | インターベンション処置のための磁気共鳴撮像方法 | |
| JP4363606B2 (ja) | 磁気共鳴信号伝送装置及び磁気共鳴撮影装置 | |
| US20100045292A1 (en) | Magnetic resonance angiography method and apparatus | |
| JP3137366B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3341914B2 (ja) | Ｍｒ装置及びプレパレーションパルスの印加方法 | |
| JP4789237B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4297731B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| JP4489277B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH11225987A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4071852B2 (ja) | 診断用磁気共鳴装置でのパルスシーケンスの形成方法、及び診断用磁気共鳴装置 | |
| JP3515190B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |