JPH07323021A - Mrイメージング装置 - Google Patents
Mrイメージング装置Info
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- JPH07323021A JPH07323021A JP6142551A JP14255194A JPH07323021A JP H07323021 A JPH07323021 A JP H07323021A JP 6142551 A JP6142551 A JP 6142551A JP 14255194 A JP14255194 A JP 14255194A JP H07323021 A JPH07323021 A JP H07323021A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pulse
- signal
- data
- magnetic field
- signals
- Prior art date
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- Pending
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- 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]
- G01R33/5618—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 both RF and gradient refocusing, e.g. 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
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0
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- Veterinary Medicine (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 GRASE法をさらに工夫することによって
磁化率の差による信号減衰度をパラメータとする複数の
画像を同時に得たり、マルチコントラストの複数の画像
を同時に得たりする。 【構成】 180゜パルスから同じ時間関係にある信号
S1、S4、S7で1つのKスペースが、180゜パル
スから同じ時間関係にある信号S2、S5、S8で他の
1つのKスペースが、180゜パルスから同じ時間関係
にある信号S3、S6、S9でさらに別のKスペースが
埋められるように、各信号についての位相エンコード量
を定める。
磁化率の差による信号減衰度をパラメータとする複数の
画像を同時に得たり、マルチコントラストの複数の画像
を同時に得たりする。 【構成】 180゜パルスから同じ時間関係にある信号
S1、S4、S7で1つのKスペースが、180゜パル
スから同じ時間関係にある信号S2、S5、S8で他の
1つのKスペースが、180゜パルスから同じ時間関係
にある信号S3、S6、S9でさらに別のKスペースが
埋められるように、各信号についての位相エンコード量
を定める。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】この発明は、NMR(核磁気共
鳴)現象を利用してイメージングを行うMRイメージン
グ装置に関し、とく高速にイメージングすることのでき
るMRイメージング装置に関する。
鳴)現象を利用してイメージングを行うMRイメージン
グ装置に関し、とく高速にイメージングすることのでき
るMRイメージング装置に関する。
【0002】
【従来の技術】従来より、GRASE(GRadien
t And Spin Echo)法と呼ばれる高速イ
メージングシーケンスを行うMRイメージング装置が知
られている(米国特許第5270654号およびK.O
shio and D.A.Feinberg ”GR
ASE(Gradient−and Spin−Ech
o)Imaging:A Novel Fast MR
I Technique” Magnetic Res
onance in Medicine 20,344
−349,1991)。このシーケンスは1回の繰り返
し時間内にリフォーカスRFパルスと反転傾斜磁場とを
与えることによって複数個のエコー信号を発生させ、繰
り返し時間の反復回数を減少させることによって高速に
T2強調画像を得るものである。
t And Spin Echo)法と呼ばれる高速イ
メージングシーケンスを行うMRイメージング装置が知
られている(米国特許第5270654号およびK.O
shio and D.A.Feinberg ”GR
ASE(Gradient−and Spin−Ech
o)Imaging:A Novel Fast MR
I Technique” Magnetic Res
onance in Medicine 20,344
−349,1991)。このシーケンスは1回の繰り返
し時間内にリフォーカスRFパルスと反転傾斜磁場とを
与えることによって複数個のエコー信号を発生させ、繰
り返し時間の反復回数を減少させることによって高速に
T2強調画像を得るものである。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
上記のGRASE法では、たしかに高速に撮像できるも
のの、1コントラストのT2強調画像が得られるにすぎ
ない。
上記のGRASE法では、たしかに高速に撮像できるも
のの、1コントラストのT2強調画像が得られるにすぎ
ない。
【0004】この発明は、上記に鑑み、GRASE法を
さらに工夫することによって、磁化率の差による磁場不
均一の結果起こる信号減衰度をパラメータとして得るこ
とのできる複数枚の画像を得たり、水・脂肪の分離画像
を高速に得たり、プロトン密度画像、T2強調画像、ヘ
ビーT2強調画像などのマルチコントラストの画像を同
時に得ることができるように改善したMRイメージング
装置を提供することを目的とする。
さらに工夫することによって、磁化率の差による磁場不
均一の結果起こる信号減衰度をパラメータとして得るこ
とのできる複数枚の画像を得たり、水・脂肪の分離画像
を高速に得たり、プロトン密度画像、T2強調画像、ヘ
ビーT2強調画像などのマルチコントラストの画像を同
時に得ることができるように改善したMRイメージング
装置を提供することを目的とする。
【0005】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるMRイメージング装置においては、
章動パルスおよびリフォーカスパルスを発生するRF印
加手段と、スライス選択用傾斜磁場パルスを印加する手
段と、位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加する手段
と、読み出し用および周波数エンコード用傾斜磁場パル
スを印加する手段と、エコー信号を受信し、位相検波し
た後サンプリングしてA/D変換してデータを得る手段
と、上記RF印加手段を制御して1個の章動パルスを発
生させた後複数個のリフォーカスパルスを順次発生さ
せ、かつリフォーカスパルスの各々の間隔内で読み出し
用および周波数エンコード用傾斜磁場パルスをスイッチ
ングすることによりそれぞれ1つのスピンエコーの信号
とその前後の複数のグラジェントエコーの信号とを発生
させ、上記複数個のリフォーカスパルスの各々からの時
間的関係が同じ信号から得たデータが、それぞれ1つの
Kスペースに配置されるよう、各エコー信号に加える位
相エンコード量を制御する手段とを有することが特徴と
なっている。
め、この発明によるMRイメージング装置においては、
章動パルスおよびリフォーカスパルスを発生するRF印
加手段と、スライス選択用傾斜磁場パルスを印加する手
段と、位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加する手段
と、読み出し用および周波数エンコード用傾斜磁場パル
スを印加する手段と、エコー信号を受信し、位相検波し
た後サンプリングしてA/D変換してデータを得る手段
と、上記RF印加手段を制御して1個の章動パルスを発
生させた後複数個のリフォーカスパルスを順次発生さ
せ、かつリフォーカスパルスの各々の間隔内で読み出し
用および周波数エンコード用傾斜磁場パルスをスイッチ
ングすることによりそれぞれ1つのスピンエコーの信号
とその前後の複数のグラジェントエコーの信号とを発生
させ、上記複数個のリフォーカスパルスの各々からの時
間的関係が同じ信号から得たデータが、それぞれ1つの
Kスペースに配置されるよう、各エコー信号に加える位
相エンコード量を制御する手段とを有することが特徴と
なっている。
【0006】また、リフォーカスパルスの各々の間隔内
でそれぞれ1つのスピンエコーの信号とその前後の2つ
のグラジェントエコーの信号とを発生させ、このスピン
エコー信号と2つのグラジェントエコー信号において水
・脂肪の位相差がそれぞれ0゜、−180゜、180゜
となるよう、上記2つのグラジェントエコー信号の発生
タイミングを定めるため、スイッチングする読み出し用
および周波数エンコード用傾斜磁場パルスを制御するよ
うにしてもよい。
でそれぞれ1つのスピンエコーの信号とその前後の2つ
のグラジェントエコーの信号とを発生させ、このスピン
エコー信号と2つのグラジェントエコー信号において水
・脂肪の位相差がそれぞれ0゜、−180゜、180゜
となるよう、上記2つのグラジェントエコー信号の発生
タイミングを定めるため、スイッチングする読み出し用
および周波数エンコード用傾斜磁場パルスを制御するよ
うにしてもよい。
【0007】
【作用】1個の章動パルスから始まる繰り返し期間内に
おいて、複数個のリフォーカスパルスを順次発生させる
とともに、リフォーカスパルスの各々の間隔内で読み出
し用および周波数エンコード用傾斜磁場パルスをスイッ
チングし、これにより、リフォーカスパルスの各々の間
隔内で、それぞれ1つのスピンエコーの信号とその前後
の複数のグラジェントエコーの信号とを発生させ、1つ
の繰り返し期間内で多数の信号を得るという点では、従
来のGRASE法と同じであるが、上記複数個のリフォ
ーカスパルスの各々からの時間的関係が同じ信号から得
たデータが、それぞれ1つのKスペースに配置されるよ
う、各エコー信号に加える位相エンコード量を制御して
いるので、リフォーカスパルスの1つの間隔内で生じる
信号数に対応した数のKスペースに配置するデータが1
回のスキャンで得られることになる。すなわち、リフォ
ーカスパルスの1つの間隔内で生じる信号数に対応した
数の画像が再構成できるようなデータ収集を行なうこと
ができ、その各々のKスペース上のデータを2次元フー
リエ変換するなら、その数に対応した画像が得られる。
そして、その各画像は、スピンエコー信号から得たもの
と、スピンエコー条件からそれぞれ離れた時点で発生し
た信号から得たものとなる。血腫などの鉄沈着による腫
瘍では磁化率の変化が大きいので、スピンエコー条件か
ら離れた時点で信号が急激に減少する。そのため、スピ
ンエコー信号から得た、信号の減衰のない画像と、急激
に減衰した信号から得た画像とが同時に得られることに
なり、信号減衰度をパラメータとする複数の画像が得ら
れる。また、各エコー信号に加える位相エンコード量を
制御することにより、章動パルスからの時間が大きく異
なっている信号から得たデータを、複数のKスペースの
各々の中央付近に配置されるデータとするなら、これら
それぞれのKスペース上のデータより再構成した複数の
画像は、プロトン密度画像、T2強調画像、ヘビーT2
強調画像などの、それぞれ異なるコントラストの画像と
なる。
おいて、複数個のリフォーカスパルスを順次発生させる
とともに、リフォーカスパルスの各々の間隔内で読み出
し用および周波数エンコード用傾斜磁場パルスをスイッ
チングし、これにより、リフォーカスパルスの各々の間
隔内で、それぞれ1つのスピンエコーの信号とその前後
の複数のグラジェントエコーの信号とを発生させ、1つ
の繰り返し期間内で多数の信号を得るという点では、従
来のGRASE法と同じであるが、上記複数個のリフォ
ーカスパルスの各々からの時間的関係が同じ信号から得
たデータが、それぞれ1つのKスペースに配置されるよ
う、各エコー信号に加える位相エンコード量を制御して
いるので、リフォーカスパルスの1つの間隔内で生じる
信号数に対応した数のKスペースに配置するデータが1
回のスキャンで得られることになる。すなわち、リフォ
ーカスパルスの1つの間隔内で生じる信号数に対応した
数の画像が再構成できるようなデータ収集を行なうこと
ができ、その各々のKスペース上のデータを2次元フー
リエ変換するなら、その数に対応した画像が得られる。
そして、その各画像は、スピンエコー信号から得たもの
と、スピンエコー条件からそれぞれ離れた時点で発生し
た信号から得たものとなる。血腫などの鉄沈着による腫
瘍では磁化率の変化が大きいので、スピンエコー条件か
ら離れた時点で信号が急激に減少する。そのため、スピ
ンエコー信号から得た、信号の減衰のない画像と、急激
に減衰した信号から得た画像とが同時に得られることに
なり、信号減衰度をパラメータとする複数の画像が得ら
れる。また、各エコー信号に加える位相エンコード量を
制御することにより、章動パルスからの時間が大きく異
なっている信号から得たデータを、複数のKスペースの
各々の中央付近に配置されるデータとするなら、これら
それぞれのKスペース上のデータより再構成した複数の
画像は、プロトン密度画像、T2強調画像、ヘビーT2
強調画像などの、それぞれ異なるコントラストの画像と
なる。
【0008】さらに、リフォーカスパルスの各々の間隔
内でそれぞれ生じる1つのスピンエコーの信号とその前
後の2つのグラジェントエコーの信号とにおいて水・脂
肪の位相差がそれぞれ0゜、−180゜、180゜とな
るようにしておいて、これら2つのグラジェントエコー
信号から得たデータをフーリエ変換して得た画像データ
から磁場不均一による各位置での位相誤差を求め、これ
によりグラジェントエコー信号から求めた画像データに
おける位相誤差を補正した上で、スピンエコー信号から
求めた画像データとの加算および減算を行なえば、水・
脂肪の分離画像を高速に得ることができる。
内でそれぞれ生じる1つのスピンエコーの信号とその前
後の2つのグラジェントエコーの信号とにおいて水・脂
肪の位相差がそれぞれ0゜、−180゜、180゜とな
るようにしておいて、これら2つのグラジェントエコー
信号から得たデータをフーリエ変換して得た画像データ
から磁場不均一による各位置での位相誤差を求め、これ
によりグラジェントエコー信号から求めた画像データに
おける位相誤差を補正した上で、スピンエコー信号から
求めた画像データとの加算および減算を行なえば、水・
脂肪の分離画像を高速に得ることができる。
【0009】
【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。この発明の一実施
例にかかるMRイメージング装置は図1に示すように構
成されている。この図1において、マグネットアセンブ
リ11には、静磁場を発生するための主マグネットと、
この静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイ
ルが含まれる。傾斜磁場は、傾斜磁場コイルにより、
X、Y、Zの3軸方向に磁場強度がそれぞれ傾斜するも
のとして発生させられる。これら3軸方向の傾斜磁場の
1つを選択し、あるいはそれらを組み合わせて、後述の
スライス選択用傾斜磁場Gs、読み出し及び周波数エン
コード用傾斜磁場Gr、位相エンコード用傾斜磁場Gp
が任意の方向のものとされる。
図面を参照しながら詳細に説明する。この発明の一実施
例にかかるMRイメージング装置は図1に示すように構
成されている。この図1において、マグネットアセンブ
リ11には、静磁場を発生するための主マグネットと、
この静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイ
ルが含まれる。傾斜磁場は、傾斜磁場コイルにより、
X、Y、Zの3軸方向に磁場強度がそれぞれ傾斜するも
のとして発生させられる。これら3軸方向の傾斜磁場の
1つを選択し、あるいはそれらを組み合わせて、後述の
スライス選択用傾斜磁場Gs、読み出し及び周波数エン
コード用傾斜磁場Gr、位相エンコード用傾斜磁場Gp
が任意の方向のものとされる。
【0010】この静磁場及び傾斜磁場が加えられる空間
には図示しない被検体が配置される。この被検体には、
RFパルスを被検体に照射するとともにこの被検体で発
生したNMR信号を受信するためのRFコイル12が取
り付けられている。
には図示しない被検体が配置される。この被検体には、
RFパルスを被検体に照射するとともにこの被検体で発
生したNMR信号を受信するためのRFコイル12が取
り付けられている。
【0011】マグネットアセンブリ11の傾斜磁場コイ
ルに加えられる傾斜磁場用電流は磁場制御回路21によ
って制御され、図2や図4に示すような波形のパルスと
された各傾斜磁場Gs、Gp、Grが発生するようにさ
れる。そのパルス波形の各々は波形発生回路53で発生
されて磁場制御回路21に与えられる。RF発振回路3
1で発生したRF信号は振幅変調回路32に送られ、こ
れが搬送波となり、波形発生回路53から送られてくる
波形信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のR
F信号は、RF電力増幅器33を経て増幅された後、R
Fコイル12に加えられる。波形発生回路53やRF発
振回路31のタイミングはシーケンスコントローラ52
により定められる。
ルに加えられる傾斜磁場用電流は磁場制御回路21によ
って制御され、図2や図4に示すような波形のパルスと
された各傾斜磁場Gs、Gp、Grが発生するようにさ
れる。そのパルス波形の各々は波形発生回路53で発生
されて磁場制御回路21に与えられる。RF発振回路3
1で発生したRF信号は振幅変調回路32に送られ、こ
れが搬送波となり、波形発生回路53から送られてくる
波形信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のR
F信号は、RF電力増幅器33を経て増幅された後、R
Fコイル12に加えられる。波形発生回路53やRF発
振回路31のタイミングはシーケンスコントローラ52
により定められる。
【0012】RFコイル12によって受信されたエコー
信号は前置増幅器41を経て位相検波回路42に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のRF発振回路31からのRF信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ52によって制御されたA/D変換器
43により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。A/D変換器43か
ら得られたデータはコンピュータ51に取り込まれる。
コンピュータ51は、収集したデジタルデータから画像
を再構成する処理などを行なう。またこのコンピュータ
51は、種々の撮像スキャンを構成するパルスシーケン
スに応じて、シーケンスコントローラ52や波形発生回
路53に必要なデータをセットするとともに、RF発振
回路31を制御してその周波数を定め、また前置増幅器
41や位相検波回路42、A/D変換器43を制御す
る。
信号は前置増幅器41を経て位相検波回路42に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のRF発振回路31からのRF信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ52によって制御されたA/D変換器
43により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。A/D変換器43か
ら得られたデータはコンピュータ51に取り込まれる。
コンピュータ51は、収集したデジタルデータから画像
を再構成する処理などを行なう。またこのコンピュータ
51は、種々の撮像スキャンを構成するパルスシーケン
スに応じて、シーケンスコントローラ52や波形発生回
路53に必要なデータをセットするとともに、RF発振
回路31を制御してその周波数を定め、また前置増幅器
41や位相検波回路42、A/D変換器43を制御す
る。
【0013】このようなMRイメージング装置におい
て、コンピュータ51及びシーケンスコントローラ52
の制御の下に図2に示すようなパルスシーケンスが行な
われる。この図2に示すパルスシーケンスは、基本的に
は上記のGRASE法によるものであり、それを一部改
良したものとなっている。まず、1個の90°パルス
(章動パルス)を印加すると同時にスライス選択用傾斜
磁場Gsのパルスを加え、つぎに複数個(ここでは3
個)の180°パルス(リフォーカスパルス)をGsパ
ルスとともに順次加えていく。この180°パルスの間
隔は同じにする。
て、コンピュータ51及びシーケンスコントローラ52
の制御の下に図2に示すようなパルスシーケンスが行な
われる。この図2に示すパルスシーケンスは、基本的に
は上記のGRASE法によるものであり、それを一部改
良したものとなっている。まず、1個の90°パルス
(章動パルス)を印加すると同時にスライス選択用傾斜
磁場Gsのパルスを加え、つぎに複数個(ここでは3
個)の180°パルス(リフォーカスパルス)をGsパ
ルスとともに順次加えていく。この180°パルスの間
隔は同じにする。
【0014】読み出しおよび周波数エンコード用のGr
パルスは90°パルスと最初の180°パルスとの間に
加えた後、180°パルスの各々の後に加え、これによ
り位相を揃えてエコー信号を発生させるとともに、周波
数エンコードを行なう。最初の180°パルスと2番目
の180°パルスとの間では、このGrパルスは正から
負へおよび負から正へと2回スイッチすることにより、
この間で第1、第2、第3の3つのエコー信号S1、S
2、S3を発生させる。第1、第3のエコー信号はグラ
ジェントエコーとなっており、第2のエコー信号はスピ
ンエコーとなっている。2番目と3番目の180°パル
スの間および3番目の180゜以降でも同様のGrパル
スのスイッチを行ない、それぞれ3つずつの信号S4、
S5、S6と、S7、S8、S9とを順次得る。中央の
信号S5、S8がスピンエコーであり、その両側の信号
S4、S6と、S7、S9とがグラジェントエコーであ
る。
パルスは90°パルスと最初の180°パルスとの間に
加えた後、180°パルスの各々の後に加え、これによ
り位相を揃えてエコー信号を発生させるとともに、周波
数エンコードを行なう。最初の180°パルスと2番目
の180°パルスとの間では、このGrパルスは正から
負へおよび負から正へと2回スイッチすることにより、
この間で第1、第2、第3の3つのエコー信号S1、S
2、S3を発生させる。第1、第3のエコー信号はグラ
ジェントエコーとなっており、第2のエコー信号はスピ
ンエコーとなっている。2番目と3番目の180°パル
スの間および3番目の180゜以降でも同様のGrパル
スのスイッチを行ない、それぞれ3つずつの信号S4、
S5、S6と、S7、S8、S9とを順次得る。中央の
信号S5、S8がスピンエコーであり、その両側の信号
S4、S6と、S7、S9とがグラジェントエコーであ
る。
【0015】最初の180゜パルスの後に加えられるG
pパルス61は正極性の最も大きなものとされる。これ
により信号S1のデータがKスペース上で図3のAに示
すように上下方向(位相エンコード方向)の最も上側に
配置されるラインL1のデータとなるようにする。つぎ
の信号S2およびそのつぎの信号S3に対しても同じ位
相エンコードがなされる。そのため、信号S2、S3か
ら得たデータは、それぞれ違うKスペース(図3のBと
Cでそれぞれ示す)の最も上側に配置されるラインL1
のデータとなる。信号S3が生じた後、Gpパルス61
による位相エンコード量をいったん零に戻すためのリワ
インド用のGpパルス64が加えられる。
pパルス61は正極性の最も大きなものとされる。これ
により信号S1のデータがKスペース上で図3のAに示
すように上下方向(位相エンコード方向)の最も上側に
配置されるラインL1のデータとなるようにする。つぎ
の信号S2およびそのつぎの信号S3に対しても同じ位
相エンコードがなされる。そのため、信号S2、S3か
ら得たデータは、それぞれ違うKスペース(図3のBと
Cでそれぞれ示す)の最も上側に配置されるラインL1
のデータとなる。信号S3が生じた後、Gpパルス61
による位相エンコード量をいったん零に戻すためのリワ
インド用のGpパルス64が加えられる。
【0016】2番目の180゜パルスの直後に加えられ
るGpパルス65は絶対値の小さいものとされる。この
Gpパルス65によって、信号S4、S5、S6に同じ
位相エンコードが施され、これらの信号S4、S5、S
6から得られたデータはそれぞれ、3つのKスペース
(図3のAとBとCでそれぞれ示す)の各々において、
中央付近に配置されるようなものとなる。ここではまず
ラインL5のデータとなるような位相エンコードが施さ
れる。信号S6が生じた後、Gpパルス65による位相
エンコード量をいったん零に戻すためのリワインド用の
Gpパルス68が加えられる。
るGpパルス65は絶対値の小さいものとされる。この
Gpパルス65によって、信号S4、S5、S6に同じ
位相エンコードが施され、これらの信号S4、S5、S
6から得られたデータはそれぞれ、3つのKスペース
(図3のAとBとCでそれぞれ示す)の各々において、
中央付近に配置されるようなものとなる。ここではまず
ラインL5のデータとなるような位相エンコードが施さ
れる。信号S6が生じた後、Gpパルス65による位相
エンコード量をいったん零に戻すためのリワインド用の
Gpパルス68が加えられる。
【0017】3番目の180゜パルスの直後のGpパル
ス69は負の極性で比較的絶対値の大きなものとされ、
これにより、3つの信号S7、S8、S9に対して、そ
れらから得られるデータが、図3のAとBとCでそれぞ
れ示す3つのKスペースの各々において下側に配置され
るラインL9のデータとなるような位相エンコードがな
される。Gpパルス72は、その位相エンコード量を零
に戻すためのリワインド用である。
ス69は負の極性で比較的絶対値の大きなものとされ、
これにより、3つの信号S7、S8、S9に対して、そ
れらから得られるデータが、図3のAとBとCでそれぞ
れ示す3つのKスペースの各々において下側に配置され
るラインL9のデータとなるような位相エンコードがな
される。Gpパルス72は、その位相エンコード量を零
に戻すためのリワインド用である。
【0018】そして、つぎの繰り返し期間では、Gpパ
ルス61、65、69の絶対値を少し変えて、信号S
1、S2、S3がラインL2のデータとなり、信号S
4、S5、S6がラインL6のデータとなり、信号S
7、S8、S9がラインL10のデータとなるような、
位相エンコードが施されるようにする。リワインド用の
Gpパルス64、68、72の絶対値もそれに応じて変
化させる。
ルス61、65、69の絶対値を少し変えて、信号S
1、S2、S3がラインL2のデータとなり、信号S
4、S5、S6がラインL6のデータとなり、信号S
7、S8、S9がラインL10のデータとなるような、
位相エンコードが施されるようにする。リワインド用の
Gpパルス64、68、72の絶対値もそれに応じて変
化させる。
【0019】こうして、この図3で示す例では、繰り返
し期間を4回反復させて、図3のAとBとCでそれぞれ
示す3つのKスペースの各々において12のラインのそ
れぞれに配置されるべきデータを収集する。この場合、
180゜パルスから同じ時間関係にある信号S1、S
4、S7で1つのKスペースが埋められ、180゜パル
スから同じ時間関係にある信号S2、S5、S8で1つ
のKスペースが埋められ、180゜パルスから同じ時間
関係にある信号S3、S6、S9で1つのKスペースが
埋められるので、静磁場の不均一などによる位相誤差や
ケミカルシフトによる位相誤差が、それぞれのKスペー
スでの各信号間の境界(図3のAで示すKスペースの例
でいえば、信号S1、S4、S7がそれぞれ配置される
領域イ、ロ、ハの間の境界)において生じることを避け
ることができる。その結果、上記の位相誤差による画像
ぶれが、これら3つのKスペースのデータ配列を2次元
フーリエ変換して再構成した3つの画像のそれぞれにお
いて生じることを防止できる。
し期間を4回反復させて、図3のAとBとCでそれぞれ
示す3つのKスペースの各々において12のラインのそ
れぞれに配置されるべきデータを収集する。この場合、
180゜パルスから同じ時間関係にある信号S1、S
4、S7で1つのKスペースが埋められ、180゜パル
スから同じ時間関係にある信号S2、S5、S8で1つ
のKスペースが埋められ、180゜パルスから同じ時間
関係にある信号S3、S6、S9で1つのKスペースが
埋められるので、静磁場の不均一などによる位相誤差や
ケミカルシフトによる位相誤差が、それぞれのKスペー
スでの各信号間の境界(図3のAで示すKスペースの例
でいえば、信号S1、S4、S7がそれぞれ配置される
領域イ、ロ、ハの間の境界)において生じることを避け
ることができる。その結果、上記の位相誤差による画像
ぶれが、これら3つのKスペースのデータ配列を2次元
フーリエ変換して再構成した3つの画像のそれぞれにお
いて生じることを防止できる。
【0020】しかも、これら再構成した3つの画像のそ
れぞれは、スピンエコー信号から得たものと、スピンエ
コー条件からそれぞれ離れた時点で発生したグラジェン
トエコー信号から得たものとなるのであるから、信号減
衰度の異なる画像となる。そして、血腫などの鉄沈着に
よる腫瘍では磁化率の変化が大きいので、スピンエコー
条件から離れた時点で信号が急激に減少するものであ
り、このように、磁化率の差による磁場不均一の結果起
こる信号減衰度をパラメータとして得ることのできる複
数枚の画像が得られることは、上記のような腫瘍の診断
に役立つ。
れぞれは、スピンエコー信号から得たものと、スピンエ
コー条件からそれぞれ離れた時点で発生したグラジェン
トエコー信号から得たものとなるのであるから、信号減
衰度の異なる画像となる。そして、血腫などの鉄沈着に
よる腫瘍では磁化率の変化が大きいので、スピンエコー
条件から離れた時点で信号が急激に減少するものであ
り、このように、磁化率の差による磁場不均一の結果起
こる信号減衰度をパラメータとして得ることのできる複
数枚の画像が得られることは、上記のような腫瘍の診断
に役立つ。
【0021】さらに、図2のパルスシーケンスにおい
て、180゜パルスと180゜パルスのそれぞれの間隔
内のスピンエコー信号S2、S5、S8と、その前後の
グラジェントエコー信号S1およびS3、S4およびS
6、S7およびS9とのそれぞれの時間間隔が図2で示
すようにΔTとなり、このΔTが、つぎの式 ωc・ΔT=0 (信号S2、S5、S8において) ωc・ΔT=−π(信号S1、S4、S7において) ωc・ΔT=+π(信号S3、S6、S9において) を成立させるようなものに設定する。ここで、ωcは水
と脂肪の周波数差である。つまり、スイッチする読み出
しおよび周波数エンコード用のGrパルスを調整するこ
とによってそのようなΔTとなるようにするのである。
て、180゜パルスと180゜パルスのそれぞれの間隔
内のスピンエコー信号S2、S5、S8と、その前後の
グラジェントエコー信号S1およびS3、S4およびS
6、S7およびS9とのそれぞれの時間間隔が図2で示
すようにΔTとなり、このΔTが、つぎの式 ωc・ΔT=0 (信号S2、S5、S8において) ωc・ΔT=−π(信号S1、S4、S7において) ωc・ΔT=+π(信号S3、S6、S9において) を成立させるようなものに設定する。ここで、ωcは水
と脂肪の周波数差である。つまり、スイッチする読み出
しおよび周波数エンコード用のGrパルスを調整するこ
とによってそのようなΔTとなるようにするのである。
【0022】こうした上で、図3で示すような3つのK
スペースのデータ列を得れば、水・脂肪の分離画像を得
ることができる。すなわち、図3のAとCのデータ列を
2次元フーリエ変換して2つの画像データを得、これら
の画像データ(複素数で表わされている)の間で除算を
行なうと、その商は磁場不均一による各位置での位相誤
差を表わすものとなる。そこで、この商を上記の2つの
画像データに代入すれば、上記の位相誤差を補正した2
つの画像データが得られることになる。この2つの画像
データと、図3のBのデータ列を2次元フーリエ変換し
て得た画像データとの間で和と差の演算を行なうと、脂
肪の成分と、水の成分とをそれぞれ分離することがで
き、水と脂肪のそれぞれの画像を得ることができる。な
お、このデータ処理については、Y.S.Kim,et
al ”Chemical−Shift Imagi
ng with Large Magnetic Fi
eld Inhomogeneity” Magnet
ic Resonancein Medicine
4,452−460,1987に記述されているので、
これ以上説明しない。
スペースのデータ列を得れば、水・脂肪の分離画像を得
ることができる。すなわち、図3のAとCのデータ列を
2次元フーリエ変換して2つの画像データを得、これら
の画像データ(複素数で表わされている)の間で除算を
行なうと、その商は磁場不均一による各位置での位相誤
差を表わすものとなる。そこで、この商を上記の2つの
画像データに代入すれば、上記の位相誤差を補正した2
つの画像データが得られることになる。この2つの画像
データと、図3のBのデータ列を2次元フーリエ変換し
て得た画像データとの間で和と差の演算を行なうと、脂
肪の成分と、水の成分とをそれぞれ分離することがで
き、水と脂肪のそれぞれの画像を得ることができる。な
お、このデータ処理については、Y.S.Kim,et
al ”Chemical−Shift Imagi
ng with Large Magnetic Fi
eld Inhomogeneity” Magnet
ic Resonancein Medicine
4,452−460,1987に記述されているので、
これ以上説明しない。
【0023】パルスシーケンスは図4のようにしてもよ
い。この図4では、図2のパルスシーケンスと同様に、
180゜パルスから同じ時間関係にある信号S1、S
4、S7で1つのKスペースが埋められ、180゜パル
スから同じ時間関係にある信号S2、S5、S8で1つ
のKスペースが埋められ、180゜パルスから同じ時間
関係にある信号S3、S6、S9で1つのKスペースが
埋められるようにする(図5のA、B、Cを参照)が、
図5のAのKスペースでは信号S1が中央付近に、図5
のBのKスペースでは信号S5が中央付近に、図5のC
のKスペースでは信号S9が中央付近にそれぞれ配置さ
れるような位相エンコードとしている。
い。この図4では、図2のパルスシーケンスと同様に、
180゜パルスから同じ時間関係にある信号S1、S
4、S7で1つのKスペースが埋められ、180゜パル
スから同じ時間関係にある信号S2、S5、S8で1つ
のKスペースが埋められ、180゜パルスから同じ時間
関係にある信号S3、S6、S9で1つのKスペースが
埋められるようにする(図5のA、B、Cを参照)が、
図5のAのKスペースでは信号S1が中央付近に、図5
のBのKスペースでは信号S5が中央付近に、図5のC
のKスペースでは信号S9が中央付近にそれぞれ配置さ
れるような位相エンコードとしている。
【0024】すなわち、図4では、最初の180゜パル
スの直後のGpパルス61として絶対値の小さなものを
与えて信号S1に対しては位相エンコード量が小さくな
るようにしている。その後、正のGpパルス62を与
え、Gpパルス61、62の積算により信号S2には正
の大きな位相エンコード量が加わるようにする。さらに
負のGpパルス63を加え、Gpパルス61、62、6
3の積算により信号S3には負の大きな位相エンコード
量が施されるようにする。リワインド用のGpパルス6
4は、これらGpパルス61、62、63の積算をキャ
ンセルするようなものとされる。
スの直後のGpパルス61として絶対値の小さなものを
与えて信号S1に対しては位相エンコード量が小さくな
るようにしている。その後、正のGpパルス62を与
え、Gpパルス61、62の積算により信号S2には正
の大きな位相エンコード量が加わるようにする。さらに
負のGpパルス63を加え、Gpパルス61、62、6
3の積算により信号S3には負の大きな位相エンコード
量が施されるようにする。リワインド用のGpパルス6
4は、これらGpパルス61、62、63の積算をキャ
ンセルするようなものとされる。
【0025】2番目の180゜パルスの直後に、負の大
きなGpパルス65が加えられ、信号S4に対する位相
エンコード量が負方向に大きなものとされる。その後、
正のGpパルス66の印加によって信号S5にはGpパ
ルス65、66が合わさったものが作用し、信号S5の
位相エンコードはその絶対値が小さなものとなる。さら
にその後、正のGpパルス67が印加され、信号S6に
はGpパルス65、66、67の積算値に応じた、正方
向に大きな量の位相エンコードが施される。その後リワ
インド用Gpパルス68が加えられる。
きなGpパルス65が加えられ、信号S4に対する位相
エンコード量が負方向に大きなものとされる。その後、
正のGpパルス66の印加によって信号S5にはGpパ
ルス65、66が合わさったものが作用し、信号S5の
位相エンコードはその絶対値が小さなものとなる。さら
にその後、正のGpパルス67が印加され、信号S6に
はGpパルス65、66、67の積算値に応じた、正方
向に大きな量の位相エンコードが施される。その後リワ
インド用Gpパルス68が加えられる。
【0026】3番目の180゜パルスの直後のGpパル
ス69は正の比較的大きなものとなっており、信号S7
に正の大きな位相エンコード量を与える。その後、負の
大きなGpパルス70が与えられることにより、Gpパ
ルス69、70の合算で負の絶対値の大きな負の位相エ
ンコード量が信号S8に与えられる。さらに正のGpパ
ルス71の印加によって信号S9には絶対値の小さな位
相エンコードがなされる。その後リワインド用Gpパル
ス72が加えられる。
ス69は正の比較的大きなものとなっており、信号S7
に正の大きな位相エンコード量を与える。その後、負の
大きなGpパルス70が与えられることにより、Gpパ
ルス69、70の合算で負の絶対値の大きな負の位相エ
ンコード量が信号S8に与えられる。さらに正のGpパ
ルス71の印加によって信号S9には絶対値の小さな位
相エンコードがなされる。その後リワインド用Gpパル
ス72が加えられる。
【0027】したがって、上記の通り、信号S1は図5
のAのKスペースの中央付近に、信号S5は図5のBの
Kスペースの中央付近に、信号S9は図5のCのKスペ
ースの中央付近にそれぞれ配置されることとなる。画像
のコントラストはKスペースの中央付近に配置されるデ
ータに依存しているので、図5のAから得た画像のコン
トラストは信号S1により決まり、図5のBから得た画
像のコントラストは信号S5により決まり、図5のCか
ら得た画像のコントラストは信号S9によって決まる。
信号S1のエコー時間は短いものとなっており、信号S
5のエコー時間はそれよりは長く、さらに信号S9のエ
コー時間は非常に長いものとなっている。たとえば、1
80゜パルスと180゜パルスとの時間間隔を40ms
とし、信号S1、S2、S3の間の時間間隔、信号S
4、S5、S6の間の時間間隔、信号S7、S8、S9
の間の時間間隔を、図4に示すようにそれぞれΔTと
し、このΔTを10msとすれば、信号S1のエコー時
間は30ms、信号S5のエコー時間は80ms、信号
S9のエコー時間は130msとなり、図5のA、B、
Cからそれぞれ得た画像は、プロトン密度画像、T2強
調画像、ヘビーT2強調画像となる。このように1回の
撮像シーケンスでマルチコントラスト画像が高速に得ら
れることになる。
のAのKスペースの中央付近に、信号S5は図5のBの
Kスペースの中央付近に、信号S9は図5のCのKスペ
ースの中央付近にそれぞれ配置されることとなる。画像
のコントラストはKスペースの中央付近に配置されるデ
ータに依存しているので、図5のAから得た画像のコン
トラストは信号S1により決まり、図5のBから得た画
像のコントラストは信号S5により決まり、図5のCか
ら得た画像のコントラストは信号S9によって決まる。
信号S1のエコー時間は短いものとなっており、信号S
5のエコー時間はそれよりは長く、さらに信号S9のエ
コー時間は非常に長いものとなっている。たとえば、1
80゜パルスと180゜パルスとの時間間隔を40ms
とし、信号S1、S2、S3の間の時間間隔、信号S
4、S5、S6の間の時間間隔、信号S7、S8、S9
の間の時間間隔を、図4に示すようにそれぞれΔTと
し、このΔTを10msとすれば、信号S1のエコー時
間は30ms、信号S5のエコー時間は80ms、信号
S9のエコー時間は130msとなり、図5のA、B、
Cからそれぞれ得た画像は、プロトン密度画像、T2強
調画像、ヘビーT2強調画像となる。このように1回の
撮像シーケンスでマルチコントラスト画像が高速に得ら
れることになる。
【0028】なお、ここでは1個の章動パルスの後3つ
のリフォーカスパルスを与えて9つの信号を得ている
が、リフォーカスパルスの数を増やして12個、あるい
は15個の信号を得るようにしてもよい。また、リフォ
ーカスパルスの間隔内でGrパルスのスイッチング回数
を2回でなく4回あるいは6回とすればリフォーカスパ
ルスの間隔内で5個あるいは7個の信号(中央の信号の
みがスピンエコーで、その他の信号がグラジェントエコ
ーとなる)を得ることもできる。
のリフォーカスパルスを与えて9つの信号を得ている
が、リフォーカスパルスの数を増やして12個、あるい
は15個の信号を得るようにしてもよい。また、リフォ
ーカスパルスの間隔内でGrパルスのスイッチング回数
を2回でなく4回あるいは6回とすればリフォーカスパ
ルスの間隔内で5個あるいは7個の信号(中央の信号の
みがスピンエコーで、その他の信号がグラジェントエコ
ーとなる)を得ることもできる。
【0029】
【発明の効果】この発明のMRイメージング装置によれ
ば、磁化率の差による信号減衰度をパラメータとする複
数の画像を同時に得たり、プロトン密度画像、T2強調
画像、ヘビーT2強調画像などの、それぞれ異なるコン
トラストの複数の画像を同時に得たりすることができ
る。そのため、鉄沈着による腫瘍などの組織の鑑別を高
速に行なうことが可能となる。また、静磁場の不均一な
どによる位相誤差やケミカルシフトによる位相誤差に基
づいて生じる再構成画像における画像ぶれを、上記の同
時に得られる複数の画像について、なくすことができ
る。
ば、磁化率の差による信号減衰度をパラメータとする複
数の画像を同時に得たり、プロトン密度画像、T2強調
画像、ヘビーT2強調画像などの、それぞれ異なるコン
トラストの複数の画像を同時に得たりすることができ
る。そのため、鉄沈着による腫瘍などの組織の鑑別を高
速に行なうことが可能となる。また、静磁場の不均一な
どによる位相誤差やケミカルシフトによる位相誤差に基
づいて生じる再構成画像における画像ぶれを、上記の同
時に得られる複数の画像について、なくすことができ
る。
【図1】この発明の一実施例にかかるMRイメージング
装置のブロック図。
装置のブロック図。
【図2】同実施例のパルスシーケンスを示すタイムチャ
ート。
ート。
【図3】同実施例におけるKスペースを示す図。
【図4】パルスシーケンスの他の例を示すタイムチャー
ト。
ト。
【図5】図4のパルスシーケンスにおけるKスペースを
示す図。
示す図。
11 マグネットアセンブリ 12 RFコイル 21 磁場制御回路 31 RF発振回路 32 振幅変調回路 33 RF電力増幅器 41 前置増幅器 42 位相検波回路 43 A/D変換器 51 コンピュータ 52 シーケンスコントローラ 53 波形発生回路
Claims (1)
- 【請求項1】 章動パルスおよびリフォーカスパルスを
発生するRF印加手段と、スライス選択用傾斜磁場パル
スを印加する手段と、位相エンコード用傾斜磁場パルス
を印加する手段と、読み出し用および周波数エンコード
用傾斜磁場パルスを印加する手段と、エコー信号を受信
し、位相検波した後サンプリングしてA/D変換してデ
ータを得る手段と、上記RF印加手段を制御して1個の
章動パルスを発生させた後複数個のリフォーカスパルス
を順次発生させ、かつリフォーカスパルスの各々の間隔
内で読み出し用および周波数エンコード用傾斜磁場パル
スをスイッチングすることによりそれぞれ1つのスピン
エコーの信号とその前後の複数のグラジェントエコーの
信号とを発生させ、上記複数個のリフォーカスパルスの
各々からの時間的関係が同じ信号から得たデータが、そ
れぞれ1つのKスペースに配置されるよう、各エコー信
号に加える位相エンコード量を制御する手段とを備える
ことを特徴とするMRイメージング装置。
Priority Applications (6)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP6142551A JPH07323021A (ja) | 1994-05-31 | 1994-05-31 | Mrイメージング装置 |
US08/412,567 US5615676A (en) | 1994-05-31 | 1995-03-29 | MR imaging method and apparatus utilizing gradient and spin echo technique |
DE69524290T DE69524290T2 (de) | 1994-05-31 | 1995-04-05 | Verfahren und Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz |
EP95105089A EP0685747B1 (en) | 1994-05-31 | 1995-04-05 | MR imaging method and apparatus |
KR1019950010375A KR100362452B1 (ko) | 1994-05-31 | 1995-04-28 | Mr이메징방법및그장치 |
CN95106169A CN1085342C (zh) | 1994-05-31 | 1995-05-30 | 磁共振成像方法和装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP6142551A JPH07323021A (ja) | 1994-05-31 | 1994-05-31 | Mrイメージング装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH07323021A true JPH07323021A (ja) | 1995-12-12 |
Family
ID=15317984
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP6142551A Pending JPH07323021A (ja) | 1994-05-31 | 1994-05-31 | Mrイメージング装置 |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5615676A (ja) |
EP (1) | EP0685747B1 (ja) |
JP (1) | JPH07323021A (ja) |
KR (1) | KR100362452B1 (ja) |
CN (1) | CN1085342C (ja) |
DE (1) | DE69524290T2 (ja) |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000300539A (ja) * | 1999-03-30 | 2000-10-31 | Toshiba America Mri Inc | 磁気共鳴イメージング方法 |
JP2002191574A (ja) * | 2000-12-27 | 2002-07-09 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 |
KR100367419B1 (ko) * | 2000-01-25 | 2003-01-10 | 주식회사 메디슨 | K공간을 공유함으로써 FSE기법에 3-포인트 Dixon기법을 적용한 방법 |
JP2006212171A (ja) * | 2005-02-03 | 2006-08-17 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
JP2008534044A (ja) * | 2005-03-23 | 2008-08-28 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 緩和パラメータを空間的に分解して決定するための磁気共鳴方法 |
CN103576115A (zh) * | 2012-08-06 | 2014-02-12 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种核磁共振图像梯度场变形校正方法 |
JP2017225501A (ja) * | 2016-06-20 | 2017-12-28 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 |
Families Citing this family (38)
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---|---|---|---|---|
JP3496898B2 (ja) * | 1995-03-03 | 2004-02-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴撮影装置 |
JP3516421B2 (ja) * | 1995-07-27 | 2004-04-05 | 株式会社日立メディコ | Mri装置 |
US5909119A (en) * | 1995-08-18 | 1999-06-01 | Toshiba America Mri, Inc. | Method and apparatus for providing separate fat and water MRI images in a single acquisition scan |
JPH09234188A (ja) * | 1996-02-29 | 1997-09-09 | Shimadzu Corp | Mrイメージング装置 |
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