JP3869337B2 - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents

磁気共鳴撮影装置 Download PDF

Info

Publication number
JP3869337B2
JP3869337B2 JP2002238971A JP2002238971A JP3869337B2 JP 3869337 B2 JP3869337 B2 JP 3869337B2 JP 2002238971 A JP2002238971 A JP 2002238971A JP 2002238971 A JP2002238971 A JP 2002238971A JP 3869337 B2 JP3869337 B2 JP 3869337B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic resonance
resonance imaging
imaging apparatus
phase
image
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.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2002238971A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2004073538A (ja
Inventor
吉和 池崎
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Original Assignee
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Medical Systems Global Technology Co LLC filed Critical GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority to JP2002238971A priority Critical patent/JP3869337B2/ja
Priority to DE60319475T priority patent/DE60319475T2/de
Priority to EP03255005A priority patent/EP1391746B1/en
Priority to US10/642,935 priority patent/US6842001B2/en
Priority to KR1020030057187A priority patent/KR100647921B1/ko
Priority to CNB031551025A priority patent/CN1299121C/zh
Publication of JP2004073538A publication Critical patent/JP2004073538A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3869337B2 publication Critical patent/JP3869337B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, 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
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5611Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮影装置に関し、とくに、パラレルイメージング(parallel imaging)を行う磁気共鳴撮影装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置では、マグネットシステム(magnet system)の内部空間すなわち静磁場を形成した撮影空間に撮影の対象を搬入し、勾配磁場および高周波(RF:radio frequency)磁場を印加して対象内のスピン(spin)を励起して磁気共鳴信号を発生させ、その受信信号に基づいて画像を再構成する。
【0003】
磁気共鳴撮影の一方式としてパラレルイメージングがある。パラレルイメージングについては、例えば文献 Klaas P. Pruessmann etal., SENSE:Sensitivity Encoding forFast MRI, Magnitic Resonance in Medicine 42:952−962(1999)に記載されている。
【0004】
概説すれば、パラレルイメージングでは、磁気共鳴信号は複数の受信系を通じて同時並行的に獲得される。磁気共鳴信号の獲得は、フィールド・オブ・ビュー(Field of View:FOV)を例えば半分に減縮(reduction)して行われる。FOVを半分に減縮することにより、信号獲得速度が2倍に向上する。
【0005】
そのようにして獲得した信号に基づいて画像が再構成される。画像再構成は2段階に分けて行われる。第1段階では、複数の受信系がそれぞれ獲得した信号に基づいて中間的な画像が生成される。画像生成には2次元逆フーリエ(Fourier)変換が利用される。生成された画像はFOVが減縮したものとなる。FOVが減縮したため、画像にはFOV外から折り返したエリアシング(aliasing)像が含まれる。
【0006】
第2段階では、このような画像に所定の演算を施すことによってエリアシング像を本来の位置に戻し、完全なFOVの画像を生成する。演算には下記の式が用いられる。
【0007】
【数3】
Figure 0003869337
【0008】
ここで、
V:完全なFOVの画像の画素値
S:センシティビティ・マトリクス(sensitivity matrix)S* :Sの随伴行列
A:中間的な画像の画素値
センシティビティ・マトリクスSは、複数の受信系の空間的な感度分布によって定まる。一般に、受信系の感度は複素数となるので、センシティビティ・マトリクスのデータ(data)も複素数となる。また、画素値VおよびAも複素数である。
【0009】
頭部断層像を撮影する技法のひとつとして、MS−DW−EPI(MultiShot Diffusion Weighted Echo PlanarImaging)がある。これは、ディフュージョンが少ないスピンほど信号強度が増すように重み付けした断層像を、マルチショット(multi shot:MS)のエコープラナー(Echo Planar:EPI)法によって撮影するものである。このようにして撮影した断層像は、脳梗塞の有無を診断するのに適した画像となる。
【0010】
マルチショットのエコープラナー法では、1画面分のイメージングエコー(imaging echo)が複数回に分けて収集される。すなわち、スピンの励起が複数回に分けて行われ、各励起ごとにイメージングエコーが所定数ずつ収集される。
【0011】
その場合、励起のたびに脳の拍動によるスピンの位置ずれがあると、イメージングエコーの位相誤差により、再構成画像にゴースト(ghost)が生じる。そこで、これを防止するために、励起のたびにナビゲータエコー(navigator echo)を収集し、ナビゲータエコーの位相でイメージングエコーの位相を補正することが行われる。
【0012】
【発明が解決しようとする課題】
MS−DW−EPIにおいてパラレルイメージングを行うことは不可能であった。その理由は、イメージングエコーをナビゲータエコーで位相補正すると、受信系の感度に由来する位相まで補正されてしまうので、センシティビティ・マトリクスに対して矛盾が生じるためである。
【0013】
そこで、本発明の課題は、ナビゲータエコーでイメージングエコーを位相補正する場合でも、パラレルイメージングが可能な磁気共鳴撮影装置を実現することである。
【0014】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するための発明は、対象の内部のスピンを励起してそのスピンが生じるイメージングエコーを減縮されたフィールド・オブ・ビューについて複数の受信系を通じてナビゲータエコーとともに獲得する獲得手段と、前記イメージングエコーについて前記ナビゲータエコーに基づく位相補正を行う第1の補正手段と、前記位相補正後の前記複数の受信系ごとのイメージングエコーに基づいて中間的な画像を生成する第1の画像生成手段と、前記複数の受信系に関するセンシティビティ・マトリクスを生成する生成手段と、前記センシティビティ・マトリクスについてマトリクスデータの位相を補正する第2の補正手段と、前記中間的な画像および前記位相補正後のセンシティビティ・マトリクスに基づいて、完全なフィールド・オブ・ビューの画像を生成する第2の画像生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置である。
【0015】
また、上記の課題を解決するための発明は、対象の内部のスピンを励起してそのスピンが生じるイメージングエコーを減縮されたフィールド・オブ・ビューについて複数の受信系を通じてナビゲータエコーとともに獲得し、前記イメージングエコーについて前記ナビゲータエコーに基づく位相補正を行い、前記位相補正後の前記複数の受信系ごとのイメージングエコーに基づいて中間的な画像を生成し、前記複数の受信系に関するセンシティビティ・マトリクスを生成し、前記センシティビティ・マトリクスについてマトリクスデータの位相を補正し、前記中間的な画像および前記位相補正後のセンシティビティ・マトリクスに基づいて、完全なフィールド・オブ・ビューの画像を生成する、ことを特徴とする磁気共鳴撮影方法であってよい。
【0016】
本発明では、センシティビティ・マトリクスについてマトリクスデータの位相を補正するので、ナビゲータエコーで位相補正されたイメージングエコーとの矛盾が無くなり、画像を正常に生成することができる。
【0017】
前記減縮されたフィールド・オブ・ビューのリダクションファクタは下記の条件を満足することが、適正な画像を得る点で好ましい。

【0018】
【数4】
Figure 0003869337
【0019】
ここで、
R:リダクションファクタ
n:受信系の数
前記獲得手段は、kスペースのサンプリング間隔の拡大によって前記減縮されたフィールド・オブ・ビューを実現することが、フィールド・オブ・ビューの減縮を適正に行う点で好ましい。
【0020】
前記獲得手段は、位相エンコードの階差の拡大によって前記サンプリング間隔の拡大を実現することが、フィールド・オブ・ビューの減縮を位相エンコード方向において行う点で好ましい。
【0021】
前記複数の受信系は、それぞれ受信コイルを有することが、受信を同時並行的に行う点で好ましい。
前記受信コイルは、サーフェイスコイルであることが、受信を対象の近傍で行う点で好ましい。
【0022】
前記獲得手段は、前記イメージングエコーの獲得にMS−DW−EPIの技法を用いることが、ディフュージョンを反映した画像を撮影する点で好ましい。
前記獲得手段は、前記イメージングエコーの獲得にMS−DW−EPI以外の技法を用いることが、ディフュージョンを反映した画像以外の画像を撮影する点で好ましい。
【0023】
前記生成手段は、完全なフィールド・オブ・ビューに関する前記複数の受信系の受信感度の空間的分布に基づいて前記センシティビティ・マトリクスを生成することが、センシティビティ・マトリクスを適正に生成する点で好ましい。
【0024】
前記生成手段は、前記複数の受信系の受信感度のマグニチュードの空間的分布を2次元多項式でそれぞれフィッティングしたうえで前記センシティビティ・マトリクスを生成することが、センシティビティ・マトリクスをさらに適正に生成する点で好ましい。
【0025】
前記生成手段は、前記フィッティングを受信感度のマグニチュードに応じて重み付けした最小自乗法によって行うことが、フィッティングを適正に行う点で好ましい。
【0026】
前記重み付けの重みは、受信感度のマグニチュードの2乗であることが、フィッティングをさらに適正に行う点で好ましい。
前記2次元多項式は、2次式であることが、フィッティングが簡便な点で好ましい。
【0027】
前記第2の補正手段は、前記位相を均一化することが、イメージングエコーの位相補正との整合性がよい点で好ましい。前記位相は0または0以外の一定値としてよい。
【0028】
前記第2の画像生成手段は、前記画像の生成に下記の式を用いることが、完全なフィールド・オブ・ビューの画像を適正に得る点で好ましい。

【0029】
【数5】
Figure 0003869337
【0030】
ここで、
V:完全なフィールド・オブ・ビューの画像の画素値
S:センシティビティ・マトリクス
S* :Sの随伴行列
A:中間画像の画素値
【0031】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図1に磁気共鳴撮影装置のブロック(block)図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【0032】
同図に示すように、本装置はマグネットシステム100を有する。マグネットシステム100は主磁場コイル(coil)部102、勾配コイル部106およびRFコイル部108を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム100の概ね円柱状の内部空間(ボア:bore)に、撮影の対象1がクレードル(cradle)500に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【0033】
対象1の頭部には受信コイル部110が装着されている。受信コイル部110は複数の受信コイルを有する。受信コイル部110については、後にあらためて説明する。
【0034】
主磁場コイル部102はマグネットシステム100の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象1の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部102は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。
【0035】
勾配コイル部106は、互いに垂直な3軸すなわちスライス(slice)軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための3つの勾配磁場を生じる。
【0036】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をX,Y,Zとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り2軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままX,Y,Z軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では対象1の体軸の方向をZ軸方向とする。
【0037】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード(encode)勾配磁場またはフェーズエンコード(phase encode)勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト(read out)勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部106は図示しない3系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
【0038】
RFコイル部108は静磁場空間に対象1の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをRF励起信号の送信ともいう。また、RF励起信号をRFパルス(pulse)ともいう。
【0039】
励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、受信コイル部110によって受信される。磁気共鳴信号はRFコイル部108でも受信可能になっている。
【0040】
磁気共鳴信号は、周波数ドメイン(domain)すなわちフーリエ空間の信号となる。位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを2軸で行うので、磁気共鳴信号は2次元フーリエ空間における信号として得られる。フェーズエンコード勾配およびリードアウト勾配は、2次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、2次元フーリエ空間をkスペース(k−space)ともいう。
【0041】
勾配コイル部106には勾配駆動部130が接続されている。勾配駆動部130は勾配コイル部106に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部130は、勾配コイル部106における3系統の勾配コイルに対応して、図示しない3系統の駆動回路を有する。
【0042】
RFコイル部108にはRF駆動部140が接続されている。RF駆動部140はRFコイル部108に駆動信号を与えてRFパルスを送信し、対象1の体内のスピンを励起する。
【0043】
受信コイル部110にはデータ収集部150が接続されている。データ収集部150は、受信コイル部110が受信した受信信号をディジタルデータ(digital data)として収集する。RFコイル部108もデータ収集部150に接続可能になっており、それによってRFコイル部108の受信信号も収集可能になっている。
【0044】
勾配駆動部130、RF駆動部140およびデータ収集部150にはシーケンス制御部160が接続されている。シーケンス制御部160は、勾配駆動部130ないしデータ収集部150をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。
【0045】
シーケンス制御部160は、例えばコンピュータ(computer)等を用いて構成される。シーケンス制御部160は図示しないメモリ(memory)を有する。メモリはシーケンス制御部160用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。シーケンス制御部160の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【0046】
データ収集部150の出力側はデータ処理部170に接続されている。データ収集部150が収集したデータがデータ処理部170に入力される。データ処理部170は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部170は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部170用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
【0047】
データ処理部170はシーケンス制御部160に接続されている。データ処理部170はシーケンス制御部160の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部170がメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【0048】
データ処理部170は、データ収集部150が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はkスペースに対応する。データ処理部170は、kスペースのデータを2次元逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。
【0049】
データ処理部170には表示部180および操作部190が接続されている。表示部180は、グラフィックディスプレー(graphic display)等で構成される。操作部190はポインティングデバイス(pointing device)を備えたキーボード(keyboard)等で構成される。
【0050】
表示部180は、データ処理部170から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部190は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部170に入力する。使用者は表示部180および操作部190を通じてインタラクティブ(interactive)に本装置を操作する。
【0051】
図2に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。同図に示す磁気共鳴撮影装置は、本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【0052】
本装置は、図1に示した装置とは方式を異にするマグネットシステム100’を有する。マグネットシステム100’以外は図1に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分は同一の符号を付して説明を省略する。
【0053】
マグネットシステム100’は主磁場マグネット部102’、勾配コイル部106’およびRFコイル部108’を有する。これら主磁場マグネット部102’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する1対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム100’の内部空間(ボア)に、対象1がクレードル500に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【0054】
対象1の頭部には受信コイル部110が装着されている。受信コイル部110は複数の受信コイルを有する。受信コイル部110については、後にあらためて説明する。
【0055】
主磁場マグネット部102’はマグネットシステム100’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象1の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部102’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成してもよい。
【0056】
勾配コイル部106’は、互いに垂直な3軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための3つの勾配磁場を生じる。
【0057】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をX,Y,Zとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り2軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままX,Y,Z軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置でも対象1の体軸の方向をZ軸方向とする。
【0058】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場ないしフェーズエンコード勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部106’は図示しない3系統の勾配コイルを有する。
【0059】
RFコイル部108’は静磁場空間に対象1の体内のスピンを励起するためのRFパルスを送信する 励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、受信コイル部110によって受信される。磁気共鳴信号は、また、RFコイル部108’でも受信可能になっている。受信コイル部110またはRFコイル部108’の受信信号がデータ収集部150に入力される。
【0060】
受信コイル部110について説明する。受信コイル部110は、図3に示すように、対象1の頭部に近接して配置された複数の受信コイル112〜118を有する。受信コイル112〜118はそれぞれ閉ループをなす。受信コイル112〜118は対象1の頭部を囲むように配置されている。受信コイル112〜118としては、例えばそれぞれサーフェイスコイル(aurface coil)が用いられる。サーフェイスコイルは、対象のごく近傍で信号を受信するのに好適である。
【0061】
受信コイル112〜118は、実質的に相互干渉がないように構成されている。相互干渉がない複数の受信コイルは、フェーズドアレイコイル(phasedarray coil)とも呼ばれる。フェーズドアレイコイルをなす複数の受信コイルの個数は、4以上または以下の複数であってよい。以下、受信コイル数が4である例で説明するが、それ以上または以下の複数の場合も同様である。
【0062】
フェーズドアレイコイルをなす受信コイル112〜118は、それぞれ独立に磁気共鳴信号を受信する。受信コイル112〜118の受信信号は、図4に示すように、データ収集部150内の受信回路152〜158にそれぞれ入力される。
【0063】
受信コイル112および受信回路152は受信系1を構成する。受信コイル114および受信回路154は受信系2を構成する。受信コイル116および受信回路156は受信系3を構成する。受信コイル118および受信回路158は受信系4を構成する。
【0064】
このように、複数の受信系が個別に受信コイルを有することにより、信号受信は複数の受信系により同時並行的に行うことができる。受信系1〜4は、本発明における複数の受信系の実施の形態の一例である。
【0065】
図5に、MS−DW−EPIによるスキャン(scan)のパルスシーケンス(pulse sequence)を示す。パルスシーケンスは左から右に進行する。以下同様である。同図において、(1)はRF信号のパルスシーケンスを示す。(2)〜(5)はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。(2)はスライス勾配、(3)は周波数エンコード勾配、(4)は位相エンコード勾配、(5)はモーションプロービング(motion probing)勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。
【0066】
先ず、90°パルスによるスピン励起が行われる。90°励起の所定時間後に180°パルスによる180°励起が行われる。いずれもスライス勾配Gsliceの下での選択励起である。180°励起の前後でモーションプロービング勾配Gmpgが印加される。これによって、磁気共鳴信号に対してスピンのディフュージョンに応じた重み付けが行われる。
【0067】
次に、周波数エンコード勾配Gfreqのみが印加されナビゲータエコーが読み出される。ナビゲータエコーは1対のものが読み出される。なお、ナビゲータエコーはその中心信号で代表する。以下同様である。
【0068】
次に、位相エンコード勾配Gphaseおよび周波数エンコード勾配Gfreqが所定のシーケンスで印加され、複数のイメージングエコーが逐次読み出される。複数のイメージングエコーは位相エンコードがそれぞれ異なる。イメージングエコーも中心信号で代表する。以下同様である。
【0069】
このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間(repetition time)TRで所定回数繰り返され、そのつど、1対のナビゲータエコーおよび複数のイメージングエコーが読み出される。すなわち、マルチショットのスキャンが行われる。繰り返しのたびにイメージングエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、1画面分のイメージングエコーを獲得する。
【0070】
各回のイメージングエコーは、同じ回のナビゲータエコーによって位相補正される。これによって、脳の拍動に由来するイメージングエコーの位相誤差が除去される。
【0071】
位相エンコードおよび周波数エンコードによってイメージングエコーを読み出すことにより、kスペースのデータがサンプリング(sampling)される。図6に、kスペース概念図を示す。同図に示すように、kスペースの横軸kxは周波数軸であり、縦軸kyは位相軸である。
【0072】
同図において、複数の横長の長方形がそれぞれ位相軸上のデータサンプリング位置を表す。長方形内に記入された数字は位相エンコード量を表す。位相エンコード量はπ/Nで正規化してある。Nは位相方向のサンプリング数である。
【0073】
位相エンコード量は位相軸kyの中心で0である。中心から両端にかけて位相エンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差はπ/Nである。断層像は、このようなkスペースのデータを2次元逆フーリエ変換することにより再構成される。再構成された画像は完全なフィールド・オブ・ビュー(Field of View:FOV)についての画像となる。以下、完全なFOVをフルFOV(full FOV)ともいう。
【0074】
パラレルイメージングでは、撮影の高速化のために、kスペースのサンプリング間隔を大きくして、サンプリング回数を削減するようにしている。すなわち、例えば、図7に斜線で示すように、位相軸ky方向のサンプリングを1つおきにしてサンプリング数を1/2に削減する。これによって、撮影時間が半分に短縮され、撮影が高速化される。
【0075】
サンプリングを1つおきとしたことにより、サンプリング間隔が2倍になる。サンプリング間隔を2倍にしたことにより、再構成画像のFOVはフルFOVの1/2に減縮(reduce)する。
【0076】
位相エンコード方向のサンプリング間隔の倍増は、位相エンコード量の階差を2π/Nとすることによって行われる。これによって、FOVは位相エンコード方向において1/2に減縮する。
【0077】
一般的には、サンプリング間隔すなわち位相エンコード量の階差をR倍に拡大すると、FOVは1/Rに減縮する。Rはリダクションファクタ(reduction factor)とも呼ばれる。図7ではR=2となる。以下、減縮されたFOVをリデュースドFOV(reduced FOV)ともいう。
【0078】
受信系の数をnとしたとき、リダクションファクタRは、下記の関係を満足することが後述のフルFOVの出力画像を適正に得る点で好ましい。
【0079】
【数6】
Figure 0003869337
【0080】
ここで、
R:リダクションファクタ
n:受信系の数
本装置の動作を説明する。図8に、本装置の動作のフロー(flow)図を示す。同図に示すように、ステップ(step)701で、受信感度分布計測が行われる。これによって、複数の受信系の感度の空間的分布が計測される。
【0081】
受信系の感度の空間的分布は、感度マップ(map)像として求められる。感度マップ像は、例えば、RFコイル部108(108’)および受信コイル部110を用いて、対象1の同一のスライスをそれぞれスキャンして得られた画像から求められる。
【0082】
すなわち、RFコイル部108(108’)を用いて撮影した画像をレファレンス(reference)とし、受信コイル112〜118を用いてそれぞれ撮影した画像を計測画像とし、ピクセルごとに計測画像とレファレンス画像の比を求めること等により作成される。レファレンス画像および計測画像の撮影は、いずれもフルFOVのスキャンによって行われる。これによって、感度マップ像は受信コイル112〜118のおのおのについてフルFOVで得られる。このようなスキャンは、キャリブレーションスキャン(calibration scan)とも呼ばれる。
【0083】
次に、ステップ703で、センシティビティ・マトリクス作成が行われる。センシティビティ・マトリクスは受信コイルごとの感度マップ像に基づいて作成される。感度マップ像がフルFOVについて求められるので、センシティビティ・マトリクスを適正に作成することが可能となる。以下、感度マップ像を単に感度マップともいう。
【0084】
センシティビティ・マトリクスはn×Rのマトリクスとなる。ここで、nは受信系の数であり、Rはリダクションファクタである。n=4,R=2のとき、センシティビティ・マトリクスSは下記のようになる。
【0085】
【数7】
Figure 0003869337
【0086】
センシティビティ・マトリクスSにおいて、s11,s21,s31,s41は、それぞれ、受信コイル112,114,116,118の感度マップ像における同一ピクセル(pixel)の値である。このピクセルから位相エンコード方向に1/2FOVの距離にある各感度マップ像のピクセル値がs12,s22,s32,s42である。これらはいずれも複素数となる。
【0087】
次に、ステップ705で、センシティビティ・マトリクス位相補正が行われる。位相補正は、センシティビティ・マトリクスSにおける複素数データsの位相を0または予め定めた一定値とすることによって行う。すなわち、複素数データsを
【0088】
【数8】
Figure 0003869337
【0089】
としたとき、
【0090】
【数9】
Figure 0003869337
【0091】
または
【0092】
【数10】
Figure 0003869337
【0093】
とする。
次に、ステップ707で、スキャンが行われる。スキャンは、MS−DW−EPIによって行われる。MS−DW−EPIによるスキャンは、kスペースのサンプリング間隔を拡大することにより、リデュースドFOVについて行われる。リデュースドFOVは例えば1/2FOVである。なお、リダクションファクタはRは1/2に限らず適宜でよい。ナビゲータエコーおよびイメージングエコーの受信は複数の受信系1〜4を通じて同時並行的に行われる。
【0094】
次に、ステップ709で、イメージングエコーの位相補正が行われる。位相補正はマルチショットの各回単位で、イメージングエコーをナビゲータエコーで位相補正することによって行われる。
【0095】
次に、ステップ711で、中間画像生成が行われる。中間画像生成は、位相補正済の複数の受信系のイメージングエコーを2次元逆フーリエ変換することによって行われる。中間画像はリデュースドFOVの画像となるので、エイリアシング像を含むものとなる。
【0096】
次に、ステップ713で、出力画像生成が行われる。出力画像は、中間画像とセンシティビティ・マトリクスとを用いた計算によって生成される。出力画像の生成には、下記の式が用いられる。下式は前述の文献に記載されたものと同様な式である。
【0097】
【数11】
Figure 0003869337
【0098】
ここで、
V:フルFOVの画像の画素値
S:センシティビティ・マトリクス
S* :Sの随伴行列
A:中間画像の画素値
上式において、中間画像の画素値Aは位相補正されたものとなっているが、センシティビティ・マトリクスSも位相が補正されているので、計算は矛盾なく行うことができる。したがって、エリアシング像が元の位置に再配置されたフルFOVの断層像を得ることができる。
【0099】
そのような断層像が、ステップ715で、表示および記憶される。断層像の表示は表示部180によって行われ、記憶はデータ処理部170内のメモリに行われる。
【0100】
なお、センシティビティ・マトリクスのデータは感度マップのデータに他ならないから、位相の補正は、感度マップの段階で行うようにしてもよい。そのようにした場合のフロー図を図9に示す。図9はステップ705’だけが図8と異なる。
【0101】
同図に示すように、ステップ705’で、感度マップについて位相補正を行い、位相補正後の感度マップに基づいて、ステップ703でセンシティビティ・マトリクスを作成する。作成されたセンシティビティ・マトリクスは、位相が補正されたものとなる。すなわち、結果的にセンシティビティ・マトリクスの位相補正が行われる。
【0102】
図10に、以上のような動作を行う本装置の機能ブロック図を示す。同図に示すように、本装置は、信号獲得部802、位相補正部804、中間画像生成部806、センシティビティ・マトリクス生成部808、位相補正部810および出力画像生成部808、を有する。
【0103】
信号獲得部802でナビゲータエコーおよびイメージングエコーを獲得する。これらエコーの獲得は、FOVを減縮したMS−DW−EPIで行われる。信号獲得部802は、図8のステップ707における本装置の機能に相当する。信号獲得部802は、本発明における獲得手段の実施の形態の一例である。
【0104】
位相補正部804は、イメージングエコーについて位相補正を行う。位相補正部804は、図8のステップ709における本装置の機能に相当する。位相補正部804は、本発明における第1の補正手段の実施の形態の一例である。
【0105】
中間画像生成部806は、位相補正済のイメージングエコーに基づいて中間画像生成を行う。中間画像生成部806は、図8のステップ711における本装置の機能に相当する。中間画像生成部806は、本発明における第1の画像生成手段の実施の形態の一例である。
【0106】
センシティビティ・マトリクス生成部808は、センシティビティ・マトリクス生成を行う。センシティビティ・マトリクス生成部808は、図8のステップ701,703における本装置の機能に相当する。センシティビティ・マトリクス生成部808は、本発明における生成手段の実施の形態の一例である。
【0107】
センシティビティ・マトリクス生成部808は、図11に示すように、受信感度分布計測部902およびマトリクス作成部904からなる。受信感度分布計測部902は、図8のステップ701における本装置の機能に相当する。マトリクス作成部904は、図8のステップ703における本装置の機能に相当する。
【0108】
位相補正部810は、センシティビティ・マトリクスの位相補正を行う。位相補正部810は、図8のステップ705または図9のステップ705’における本装置の機能に相当する。位相補正部810は、本発明における第2の補正手段の実施の形態の一例である。
【0109】
出力画像生成部812は、中間画像およびセンシティビティ・マトリクスを用いて出力画像の生成を行う。出力画像生成部812は、図8のステップ713における本装置の機能に相当する。出力画像生成部812は、本発明における第2の画像生成手段の実施の形態の一例である。
【0110】
センシティビティ・マトリクス生成部808は、図12に示すように、受信感度分布計測部902とマトリクス作成部904の間に、フィッティング(fitting)部906を有するものであってよい。
【0111】
フィッティング部906は、受信感度分布計測部902によって得られた感度マップのマグニチュード(magnitude)について、関数フィッティングを行う。フィッティングを行うにあたり、予め位相を補正しておくことが、フィッティングを容易にする点で好ましい。また、それによってセンシティビティ・マトリクスの位相補正が行われることになる。
【0112】
フィッティングする関数は2次元多項式である。多項式は2次式であることが、次数が少なくフィッティングが簡便な点で好ましい。なお、次数は3以上の高次であってよい。
【0113】
次数を2としたときのフィッティングは、2次元の2次式
【0114】
【数12】
Figure 0003869337
【0115】
の係数a〜fを最小自乗法で求めることによって行われる。その際、自乗誤差に感度マップのマグニチュードによって重み付けを行うことが、フィッティングに対するノイズ(noise)の影響を小さくする点で好ましい。重みをマグニチュードの2乗とすることにより、さらに高精度のフィッティングを行うことができる。
【0116】
フィッティングにより感度マップを数式で表すことができるので、キャリブレーションスキャン画像(感度マップ)と本スキャン画像(中間画像)の間に、対象1の体動等によるピクセルの位置ずれがある場合でも、センシティビティ・マトリクスSを用いた出力画像の生成は大きな誤差を生じることなく行うことができる。すなわち、体動の影響を受けにくいパラレルイメージングを行うことができる。
【0117】
その理由は、数式を用いることにより、感度値を本来のピクセル位置ばかりでなくその近辺のピクセル位置についても連続的に外挿することが可能になるので、ピクセル位置がずれても妥当性の高い感度値を得ることができるからである。
【0118】
また、一般的にフェーズドアレイコイルの各受信系(コイル)は別々の位相特性を持つため、位相を含めたフィッティングは困難であるが、本発明ではセンシティビティ・マトリクスの位相を均一にするため、いわば位相はすでにフィッティングされたことに等しく、完全なセンシティビティ・マトリクスのフィッティングが可能である。
【0119】
ナビゲータエコー収集を伴うパラレルイメージングは、MS−DW−EPIに限らない。MS−DW−EPI以外の、ナビゲータエコー収集を伴うパラレルイメージングとして、例えば、3Dグラディエントエコー(3 Dimensional Gradient Echo)法によるイメージングがある。
【0120】
図13に、そのパルスシーケンスを示す。両図において、(1)はRF信号のパルスシーケンスを示す。(2)〜(4)はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。(2)はスライス勾配およびスライス方向の位相エンコード勾配、(3)は周波数エンコード勾配、(4)は位相エンコード勾配勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。
【0121】
先ず、α°パルスによるスピン励起が行われる。α°励起はスライス勾配Gsliceの下での選択励起である。α°励起後に、スライス方向の位相エンコード勾配Gslice、周波数エンコード勾配Gfreqおよび位相エンコード勾配Gphaseが所定のシーケンスで印加され、イメージングエコーが読み出される。
【0122】
イメージングエコーの読み出し後に、スライス方向の位相エンコード勾配Gsliceおよび位相エンコード勾配Gphaseの巻き戻しが行われる。その後、周波数エンコード勾配Gfreqのみが印加されナビゲータエコーが読み出される。
【0123】
このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間(repetition time)TRで所定回数繰り返され、そのつど、イメージングエコーおよびナビゲータエコーが読み出される。繰り返しのたびにイメージングエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、1画面分のイメージングエコーが獲得される。各回のイメージングエコーは、同じ回のナビゲータエコーによって位相補正される。
【0124】
2軸方向の位相エンコードおよび周波数エンコードによってイメージングエコーを読み出すことにより、3次元のkスペースのデータがサンプリングされる。サンプリング間隔を拡大することにより、データ収集は3次元のリデュースドFOVについて行われる。
【0125】
このデータを3次元逆フーリエ変換することにより、3D画像が再構成される。3D画像はリデュースドFOVについての中間画像となる。この中間画像から、センシティビティ・マトリクスSを用いてフルFOVの出力画像が生成される。ただし、センシティビティ・マトリクスは3Dに対応したものが用いられる。
【0126】
腹部の撮影では体動が問題となるのでキャリブレーションスキャンと本スキャンの位置ずれが起きやすいが、本発明によればそのような位置ずれに影響されないパラレルイメージングを行うことができる。
【0127】
以上、好ましい実施の形態の例に基づいて本発明を説明したが、本発明が属する技術の分野における通常の知識を有する者は、上記の実施の形態の例について、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更や置換等をなし得る。したがって、本発明の技術的範囲には、上記の実施の形態の例ばかりでなく、特許請求の範囲に属するすべての実施の形態が含まれる。
【0128】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、ナビゲータエコーでイメージングエコーを位相補正する場合でも、パラレルイメージングが可能な磁気共鳴撮影装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図2】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図3】複数の受信コイルを示す図である。
【図4】複数の受信系を示す図である。
【図5】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図6】kスペースを示す図である。
【図7】kスペースを示す図である。
【図8】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図9】本発明の実施の形態の一例の装置の動作のフロー図である。
【図10】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図11】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図12】本発明の実施の形態の一例の装置の機能ブロック図である。
【図13】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【符号の説明】
1 対象
100,100’ マグネットシステム
102 主磁場コイル部
102’ 主磁場マグネット部
106,106’ 勾配コイル部
108,108’ RFコイル部
110 受信コイル部
130 勾配駆動部
140 RF駆動部
150 データ収集部
160 シーケンス制御部
170 データ処理部
180 表示部
190 操作部
500 クレードル
112〜118 受信コイル
152〜158 受信回路
802 信号獲得部
804 位相補正部
806 中間画像生成部
808 センシティビティ・マトリクス生成部
810 位相補正部
812 出力画像生成部
902 受信感度分布計測部
904 マトリクス作成部
906 フィッティング部

Claims (17)

  1. 対象の内部のスピンを励起してそのスピンが生じるイメージングエコーを減縮されたフィールド・オブ・ビューについて複数の受信系を通じてナビゲータエコーとともに獲得する獲得手段と、
    前記イメージングエコーについて前記ナビゲータエコーに基づく位相補正を行う第1の補正手段と、
    前記位相補正後の前記複数の受信系ごとのイメージングエコーに基づいて中間的な画像を生成する第1の画像生成手段と、
    前記複数の受信系に関するセンシティビティ・マトリクスを生成する生成手段と、
    前記センシティビティ・マトリクスについてマトリクスデータの位相を補正する第2の補正手段と、
    前記中間的な画像および前記位相補正後のセンシティビティ・マトリクスに基づいて、完全なフィールド・オブ・ビューの画像を生成する第2の画像生成手段と、
    を具備することを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
  2. 前記減縮されたフィールド・オブ・ビューのリダクションファクタは下記の条件を満足する、
    ことを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴撮影装置。

    Figure 0003869337
    ここで、
    R:リダクションファクタ
    n:受信系の数
  3. 前記獲得手段は、kスペースのサンプリング間隔の拡大によって前記減縮されたフィールド・オブ・ビューを実現する、
    ことを特徴とする請求項1または請求項2に記載の磁気共鳴撮影装置。
  4. 前記獲得手段は、位相エンコードの階差の拡大によって前記サンプリング間隔の拡大を実現する、
    ことを特徴とする請求項3に記載の磁気共鳴撮影装置。
  5. 前記複数の受信系は、それぞれ受信コイルを有する、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項4のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  6. 前記受信コイルは、サーフェイスコイルである、
    ことを特徴とする請求項5に記載の磁気共鳴撮影装置。
  7. 前記獲得手段は、前記イメージングエコーの獲得にMS−DW−EPIの技法を用いる、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項6のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  8. 前記獲得手段は、前記イメージングエコーの獲得にMS−DW−EPI以外の技法を用いる、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項6のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  9. 前記生成手段は、完全なフィールド・オブ・ビューに関する前記複数の受信系の受信感度の空間的分布に基づいて前記センシティビティ・マトリクスを生成する、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項8のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  10. 前記生成手段は、前記複数の受信系の受信感度のマグニチュードの空間的分布を2次元多項式でそれぞれフィッティングしたうえで前記センシティビティ・マトリクスを生成する、
    ことを特徴とする請求項9に記載の磁気共鳴撮影装置。
  11. 前記生成手段は、前記フィッティングを受信感度のマグニチュードに応じて重み付けした最小自乗法によって行う、
    ことを特徴とする請求項10に記載の磁気共鳴撮影装置。
  12. 前記重み付けの重みは、受信感度のマグニチュードの2乗である、
    ことを特徴とする請求項11に記載の磁気共鳴撮影装置。
  13. 前記2次元多項式は、2次式である、
    ことを特徴とする請求項10ないし請求項12のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  14. 前記第2の補正手段は、前記位相を均一化する、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項13のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  15. 前記第2の補正手段は、前記位相を0にする、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項13のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  16. 前記第2の補正手段は、前記位相を0以外の一定値にする、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項13のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。
  17. 前記第2の画像生成手段は、前記画像の生成に下記の式を用いる、
    ことを特徴とする請求項1ないし請求項16のうちのいずれか1つに記載の磁気共鳴撮影装置。

    Figure 0003869337
    ここで、
    V:完全なフィールド・オブ・ビューの画像の画素値
    S:センシティビティ・マトリクス
    S* :Sの随伴行列
    A:中間画像の画素値
JP2002238971A 2002-08-20 2002-08-20 磁気共鳴撮影装置 Expired - Fee Related JP3869337B2 (ja)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2002238971A JP3869337B2 (ja) 2002-08-20 2002-08-20 磁気共鳴撮影装置
DE60319475T DE60319475T2 (de) 2002-08-20 2003-08-13 Parallele Magnetresonanzbildgebung unter Verwendung von Navigator-Echosignalen
EP03255005A EP1391746B1 (en) 2002-08-20 2003-08-13 Parallel magnetic resonance imaging using navigator echos
US10/642,935 US6842001B2 (en) 2002-08-20 2003-08-18 MRI systems with parallel receivers for phase correction
KR1020030057187A KR100647921B1 (ko) 2002-08-20 2003-08-19 자기 공명 촬상 장치
CNB031551025A CN1299121C (zh) 2002-08-20 2003-08-20 磁共振成像设备

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2002238971A JP3869337B2 (ja) 2002-08-20 2002-08-20 磁気共鳴撮影装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2004073538A JP2004073538A (ja) 2004-03-11
JP3869337B2 true JP3869337B2 (ja) 2007-01-17

Family

ID=31185171

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002238971A Expired - Fee Related JP3869337B2 (ja) 2002-08-20 2002-08-20 磁気共鳴撮影装置

Country Status (6)

Country Link
US (1) US6842001B2 (ja)
EP (1) EP1391746B1 (ja)
JP (1) JP3869337B2 (ja)
KR (1) KR100647921B1 (ja)
CN (1) CN1299121C (ja)
DE (1) DE60319475T2 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004267528A (ja) * 2003-03-10 2004-09-30 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Rfコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置

Families Citing this family (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3869337B2 (ja) * 2002-08-20 2007-01-17 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置
JP3734086B2 (ja) 2003-03-12 2006-01-11 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 核磁気共鳴イメージング装置
JP4607431B2 (ja) * 2003-05-08 2011-01-05 株式会社東芝 Mri装置
WO2005052622A1 (en) * 2003-11-19 2005-06-09 General Electric Company Zoom phased array knee coil for mri
JP5583887B2 (ja) * 2004-05-07 2014-09-03 リージェンツ オブ ザ ユニバーシティ オブ ミネソタ 磁気共鳴無線周波数コイルのための多電流素子
JP2006075380A (ja) * 2004-09-10 2006-03-23 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Mr画像生成方法およびmri装置
WO2006051911A1 (ja) * 2004-11-12 2006-05-18 Kabushiki Kaisha Toshiba 磁気共鳴イメージング装置、画像データ補正装置および画像データ補正方法
CN100392424C (zh) * 2004-11-15 2008-06-04 华东师范大学 一种用于图形化脉冲序列编译器中实现回波数据重组的方法
US7689264B2 (en) 2005-06-29 2010-03-30 Bruker Biospin Mri Gmbh Method for producing MR (magnetic resonance) images of a moving object using navigator signals
DE102005030162B3 (de) * 2005-06-29 2007-04-12 Bruker Biospin Mri Gmbh Verfahren zur Erzeugung von MR(=Magnetresonanz) Bildern eines sich bewegenden Objekts mittels Navigator-Signalen
US7449888B1 (en) * 2005-07-27 2008-11-11 General Electric Company Method and apparatus for multi-dimensional parallel MR imaging
JP2007075387A (ja) 2005-09-15 2007-03-29 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 息止めmr撮影方法、mri装置、息止め断層像撮影方法および断層像撮影装置
DE102006055933B4 (de) * 2006-11-27 2010-04-08 Siemens Ag Verfahren zur Ermittlung einer Bewegung bei der Aufzeichnung von MR-Messdaten und Magnet-Resonanz-Gerät hierzu
WO2008136274A1 (ja) * 2007-04-27 2008-11-13 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置及び方法
EP2210120A1 (en) * 2007-11-08 2010-07-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method of performing an mri reference scan
US9864032B2 (en) * 2010-01-05 2018-01-09 National Health Research Institutes Magnetic resonance imaging system
CN102141603B (zh) * 2010-01-28 2013-07-31 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种平面回波成像方法和系统
CN102008306B (zh) * 2010-12-22 2012-11-14 中国科学院深圳先进技术研究院 磁共振并行成像方法
EP2828678B1 (en) * 2012-03-19 2020-07-29 Koninklijke Philips N.V. Magnetic resonance image reconstruction method with respiratory motion detection during sampling of central and peripheral k-space areas
DE102012208431B4 (de) * 2012-05-21 2013-11-28 Siemens Aktiengesellschaft Korrigieren von Phasenfehlern bei multidimensionalen ortsselektiven Hochfrequenz-MR-Anregungspulsen
DE102012208425B4 (de) 2012-05-21 2013-12-12 Siemens Aktiengesellschaft Kontinuierliches Korrigieren von Phasenfehlern einer multidimensionalen, ortsselektiven Magnetresonanz-Messsequenz
CN103018689B (zh) * 2012-08-27 2015-08-05 嘉恒医疗科技有限公司 基于流函数的磁共振射频线圈设计方法
CN103076583B (zh) * 2012-12-28 2015-04-15 深圳先进技术研究院 磁共振快速成像方法和系统
JP6113522B2 (ja) * 2013-02-19 2017-04-12 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
DE102015207590A1 (de) * 2015-04-24 2016-10-27 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zu einer Bewegungskompensation während einer Magnetresonanz-Bildgebung
KR101811720B1 (ko) 2016-03-02 2017-12-22 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 그에 따른 자기 공명 영상 생성 방법
WO2018001759A1 (en) 2016-06-28 2018-01-04 Koninklijke Philips N.V. Diffusion weighted mr imaging using multi-shot epi with motion detection and modified sense reconstruction
KR20190013103A (ko) * 2017-07-31 2019-02-11 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 생성 방법
KR102001874B1 (ko) * 2018-01-05 2019-07-19 한국과학기술원 고정 rf 코일과 자유이동 rf 코일의 조합을 이용하여 mri 이미지의 snr을 실시간으로 향상하는 방법 및 이를 이용한 mri 데이터 처리장치
CN110687490B (zh) * 2019-10-10 2021-12-31 上海东软医疗科技有限公司 并行成像方法、装置、存储介质及医疗设备

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5732701A (en) 1992-12-15 1998-03-31 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited Data collection method for MR angiography
JPH0731606A (ja) * 1993-07-22 1995-02-03 Shimadzu Corp 磁気共鳴断層撮影装置
US5910728A (en) * 1996-11-12 1999-06-08 Beth Israel Deaconess Medical Center Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): ultra-fast imaging with radiofrequency coil arrays
US6289232B1 (en) * 1998-03-30 2001-09-11 Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. Coil array autocalibration MR imaging
US6487435B2 (en) 1998-04-10 2002-11-26 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using undersampled 3D projection imaging
US6353752B1 (en) * 1999-05-14 2002-03-05 Board Of Trustees Of The Leland Standford Junior University Reduced field-of-view method for cine magnetic resonance imaging
JP2003500134A (ja) 1999-05-20 2003-01-07 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 サブサンプリングを伴なう磁気共鳴映像法
JP3365983B2 (ja) 1999-09-28 2003-01-14 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Mri装置
JP2001258863A (ja) 2000-03-10 2001-09-25 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Mrイメージング方法およびmri装置
US6564082B2 (en) 2001-04-19 2003-05-13 General Electric Company Method for incremental field-of-view-MR imaging
US6559642B2 (en) 2001-05-09 2003-05-06 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Calibration method for use with sensitivity encoding MRI acquisition
US6486671B1 (en) 2001-05-14 2002-11-26 Ge Medical Systems Global Technologies Company Llc MRI image quality improvement using matrix regularization
JP4283115B2 (ja) * 2001-12-14 2009-06-24 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 ナビゲータ信号に基づく位相補正を伴う拡散強調並列撮像法
US6492814B1 (en) 2001-12-21 2002-12-10 General Electric Company Self localizing receive coils for MR
JP3869337B2 (ja) * 2002-08-20 2007-01-17 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004267528A (ja) * 2003-03-10 2004-09-30 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Rfコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置

Also Published As

Publication number Publication date
DE60319475D1 (de) 2008-04-17
CN1299121C (zh) 2007-02-07
EP1391746A2 (en) 2004-02-25
CN1487305A (zh) 2004-04-07
DE60319475T2 (de) 2009-03-12
US20040039276A1 (en) 2004-02-26
KR20040017777A (ko) 2004-02-27
EP1391746B1 (en) 2008-03-05
JP2004073538A (ja) 2004-03-11
KR100647921B1 (ko) 2006-11-17
EP1391746A3 (en) 2005-03-16
US6842001B2 (en) 2005-01-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3869337B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置
US9396562B2 (en) MRI reconstruction with incoherent sampling and redundant haar wavelets
US9223001B2 (en) MR imaging using navigators
US8326399B2 (en) Systems and methods for phase encode placement
CN105531597B (zh) 耐金属的mr成像
JP2004275198A (ja) 核磁気共鳴イメージング装置、および核磁気共鳴イメージング方法
US6492814B1 (en) Self localizing receive coils for MR
US7148685B2 (en) Magnetic resonance imaging with fat suppression
JP2007534354A (ja) 脂肪抑制を用いる血管の等方性画像形成
JP4325791B2 (ja) 画像再構成するためのコンピュータ・プログラム・コードでエンコードされた記憶媒体及び画像再構成するための装置
US20070182410A1 (en) Coil sensitivity estimation for parallel imaging
JP2003102702A (ja) 感度エンコーディングmri収集の改良型方法
JP3844646B2 (ja) 磁気共鳴信号獲得装置、記録媒体および磁気共鳴撮影装置
US6915152B2 (en) Method for MR imaging with an array of RF coils
US8299793B2 (en) Method and apparatus for improving 2D acceleration in MRI using a new coil array design
JP2003260037A (ja) 磁気共鳴信号獲得装置および磁気共鳴撮影装置
JP2000287949A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4607430B2 (ja) Rfコイルおよび磁気共鳴撮影装置
JP4067938B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置
US20120081118A1 (en) Skewed radio frequency coil arrays for magnetic resonance imaging
JP4247511B2 (ja) 勾配磁場測定方法および装置並びに磁気共鳴撮影装置
JP4694713B2 (ja) Rfパルス調整方法および装置並びに磁気共鳴撮影装置
JP4363625B2 (ja) 画像処理方法および磁気共鳴撮影装置
JPH09276247A (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびそれを用いた磁気共鳴イメージング方法
JP2005253816A (ja) Rfコイルおよびmri装置

Legal Events

Date Code Title Description
A625 Written request for application examination (by other person)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625

Effective date: 20040709

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20060529

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060606

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060821

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20060919

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20061012

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101020

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101020

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101020

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111020

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111020

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121020

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121020

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121020

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131020

Year of fee payment: 7

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees