JPH0217039A - Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法 - Google Patents
Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法Info
- Publication number
- JPH0217039A JPH0217039A JP63166707A JP16670788A JPH0217039A JP H0217039 A JPH0217039 A JP H0217039A JP 63166707 A JP63166707 A JP 63166707A JP 16670788 A JP16670788 A JP 16670788A JP H0217039 A JPH0217039 A JP H0217039A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- image
- signal
- gradient magnetic
- phase shift
- 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.)
- Granted
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
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56554—Correction 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
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T24/00—Buckles, buttons, clasps, etc.
- Y10T24/34—Combined diverse multipart fasteners
- Y10T24/3401—Buckle
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Image Processing (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、高速ＮＭＲイメージング法として成功をおさ
めているエコープレチー法における像再生手法に関する
。
めているエコープレチー法における像再生手法に関する
。
［従来の技術］
エコプレチー法はジャーナル・オブ・フィジックス・Ｃ
：ソリッドステートフィジックス１０。
：ソリッドステートフィジックス１０。
（Ｊ 、 Ｐｈｙｓ． Ｃ ： Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔ
ｅ Ｐｈｙｓｉｃｓ １ ０ ）Ｌ５５−８ （１９７
７）に述べられている。この方法では振動傾斜磁場の振
幅Ｇｘと定常的に印加する傾斜磁場の振幅ＧＹどの間に
は、 Ｇｘ＝２ＭＧｖ ・・・ （１） の関係がある。ここでＭは画像マトリックスのサイズで
ある．（画像マトリックスにはＭＸＭの画素が含まれて
いるとしている。）ここで、視野およびピクセルの形は
ｘ，ｙ方向で等しいとした。
ｅ Ｐｈｙｓｉｃｓ １ ０ ）Ｌ５５−８ （１９７
７）に述べられている。この方法では振動傾斜磁場の振
幅Ｇｘと定常的に印加する傾斜磁場の振幅ＧＹどの間に
は、 Ｇｘ＝２ＭＧｖ ・・・ （１） の関係がある。ここでＭは画像マトリックスのサイズで
ある．（画像マトリックスにはＭＸＭの画素が含まれて
いるとしている。）ここで、視野およびピクセルの形は
ｘ，ｙ方向で等しいとした。
Ｇアは通常０ 、 ２ ｇａｕｓｓ／ｃｍ程度は必要で
あると言われており、Ｍ＝１２８とすると．ＧＸ＝５
１ 、 ２ ｇａｕｓｓ／ ｃｍが必要である。このよ
うな大振幅の傾斜磁場切り変えは実際上はほとんど不可
能である。
あると言われており、Ｍ＝１２８とすると．ＧＸ＝５
１ 、 ２ ｇａｕｓｓ／ ｃｍが必要である。このよ
うな大振幅の傾斜磁場切り変えは実際上はほとんど不可
能である。
一方，前述のような問題点を解決するために。
ファースト・フーリエ・イメージング（ Ｆ ａｓｔＦ
ｏｕｒｉｅｒ Ｉ ｗａｇｉｎｇ）と呼ばれる方法が
マグネチック・レゾナンス・インメティシン（ Ｍ ａ
ｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉ
ｎｅ）第２巻２０３−２１７頁（１９８５）にて提案さ
れている。
ｏｕｒｉｅｒ Ｉ ｗａｇｉｎｇ）と呼ばれる方法が
マグネチック・レゾナンス・インメティシン（ Ｍ ａ
ｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉ
ｎｅ）第２巻２０３−２１７頁（１９８５）にて提案さ
れている。
エコープレチー法は原理的には１回の９０’パルス印加
に続く信号測定で画像を構成できる。それに対して，通
常行なわれるフーリエ・イメージングではＭ回の測定が
必要である。一方、このファーストフーリエイメージン
グ法は、このエコープレチー法とフーリエイメージング
の折中案を提供するものである。すなわち、これらの方
法では１＜Ｎ≦ＭであるようなＮ回の測定を必要とする
が、（１）式に対応する傾斜磁場の振幅に対する要請は
。
に続く信号測定で画像を構成できる。それに対して，通
常行なわれるフーリエ・イメージングではＭ回の測定が
必要である。一方、このファーストフーリエイメージン
グ法は、このエコープレチー法とフーリエイメージング
の折中案を提供するものである。すなわち、これらの方
法では１＜Ｎ≦ＭであるようなＮ回の測定を必要とする
が、（１）式に対応する傾斜磁場の振幅に対する要請は
。
と緩和させる．前述の数値例ではＮ＝３２とすると、Ｇ
ｘ＝ １ 、 ６ ｇａｕｓｓ／ｃ一となる。ちなみに
、この値ですら実用的にはかなり困難な値である。実用
的な範囲Ｇｘ＜ １ ｇａｕｓｓ／ｃｍとするには、こ
の数値例では、Ｎ＝６４としなければならず、フーリエ
イメージングの測定回数１２８＠に比べわずかに半分に
なるだけである。
ｘ＝ １ 、 ６ ｇａｕｓｓ／ｃ一となる。ちなみに
、この値ですら実用的にはかなり困難な値である。実用
的な範囲Ｇｘ＜ １ ｇａｕｓｓ／ｃｍとするには、こ
の数値例では、Ｎ＝６４としなければならず、フーリエ
イメージングの測定回数１２８＠に比べわずかに半分に
なるだけである。
さて、本発明にもっとも近い公知例としては。
本発明の発明者らの執筆によるマグネチック・レゾナン
ス・イン・メディシンａ （ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏ
ｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ） 、第５巻，第
４８５〜４９１頁（１ ９ ８ ７）に記載された方法
がある。
ス・イン・メディシンａ （ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏ
ｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ） 、第５巻，第
４８５〜４９１頁（１ ９ ８ ７）に記載された方法
がある。
この方法は傾斜磁場が正で出て来るエコー群と。
負で出て来るエコー群と同時に像再構成に用いることに
より振動傾斜磁場の振幅および周波数を半分にすること
をねらったものであるが計算の途中に入る割り算のため
，最終画像においてノイズを増してしまうと言う欠点が
存在する。このノイズ増加については上記文献に詳細に
議論されている。
より振動傾斜磁場の振幅および周波数を半分にすること
をねらったものであるが計算の途中に入る割り算のため
，最終画像においてノイズを増してしまうと言う欠点が
存在する。このノイズ増加については上記文献に詳細に
議論されている。
［発明が解決しようとする課題］
本発明の目的は最終画像においてノイズの増加なしにエ
コープレーナ法における傾斜磁場の振幅及び周波数を半
分にし、もって高速のイメージングを容易に実現できる
画像再成方法を提供するにある。
コープレーナ法における傾斜磁場の振幅及び周波数を半
分にし、もって高速のイメージングを容易に実現できる
画像再成方法を提供するにある。
［課題を解決するための手段］
エコープレチー法、ファーストフーリエイメージングと
も従来知られている像再構成手法は、すべて傾斜磁場が
正で印加されている場合に生じるエコー群と，負で印加
されている場合に生じるエコー群とを別々に組み合わせ
て像再構成を行なっている．発明者らの先の発表文献に
おいては、これらを同時に用いて像再構成することによ
り、振動傾斜磁場の振幅に対するソ請をさらにｆ、滅さ
せ、２アーストフーリエイメージングでならＧ ｘ ”
Ｇ ｙ ・・ （２）′図
（＋））に示すように右」−りの直線Ｆのデータ点群と
、左上りの直線上のデータ点に分は別々にフーリエ変換
していた。この場合、ｋｙ力方向データグリッドの間隔
Δｋｙは、振動傾斜磁場の一周期を４Ｔｗとして。
も従来知られている像再構成手法は、すべて傾斜磁場が
正で印加されている場合に生じるエコー群と，負で印加
されている場合に生じるエコー群とを別々に組み合わせ
て像再構成を行なっている．発明者らの先の発表文献に
おいては、これらを同時に用いて像再構成することによ
り、振動傾斜磁場の振幅に対するソ請をさらにｆ、滅さ
せ、２アーストフーリエイメージングでならＧ ｘ ”
Ｇ ｙ ・・ （２）′図
（＋））に示すように右」−りの直線Ｆのデータ点群と
、左上りの直線上のデータ点に分は別々にフーリエ変換
していた。この場合、ｋｙ力方向データグリッドの間隔
Δｋｙは、振動傾斜磁場の一周期を４Ｔｗとして。
とすることを意図したものである。しかしながら、この
発明では最終像においてノイズを増してしまうと言う欠
点があった。
発明では最終像においてノイズを増してしまうと言う欠
点があった。
本発明においては画像ノイズを増すことなしに前述の両
エコー群を組み合わせて画像再構成を行なうこととによ
り、振動傾斜磁場の振幅および周期を半減することを意
図したものである。
エコー群を組み合わせて画像再構成を行なうこととによ
り、振動傾斜磁場の振幅および周期を半減することを意
図したものである。
本発明を以下に説明する。
第１図（ａ）にエコープラナ−法を実行した場合のデー
タ点の空間周波数領域における軌跡を示す。軌跡は図示
されているようにジグザグ線をえかく、ここで、に、、
ｋｙはそｉＩ４ぞれ、Ｘ１３’方向の空間周波数を示
す。さて、従来の像再構成法では、このトランジエクト
リー上のデータ点を第１Δ ｋ、＝ γＧＹ（４Ｔ冒）
・・・ （３）で表わされる。ここでｙ方向
の視野のＩｌｊ ｒ−ｖは、で表わされる。ところでピ
クセルのサイズを１）とすると。
タ点の空間周波数領域における軌跡を示す。軌跡は図示
されているようにジグザグ線をえかく、ここで、に、、
ｋｙはそｉＩ４ぞれ、Ｘ１３’方向の空間周波数を示
す。さて、従来の像再構成法では、このトランジエクト
リー上のデータ点を第１Δ ｋ、＝ γＧＹ（４Ｔ冒）
・・・ （３）で表わされる。ここでｙ方向
の視野のＩｌｊ ｒ−ｖは、で表わされる。ところでピ
クセルのサイズを１）とすると。
の関係があるので、結乃
の関係がなければならない。
本発明は、ここで°、前述の右りりの直線上に並ぶデー
タ点と、左上りの直線上に並ぶデータ点を同時に用いる
ことにより、振動傾斜磁場の振幅が半分の場合すなわち
、Ｇ ｙ、 ＝ Ｍ Ｇ ｖであるような場合でも正確
な画像を構成する手法に関するものである。
タ点と、左上りの直線上に並ぶデータ点を同時に用いる
ことにより、振動傾斜磁場の振幅が半分の場合すなわち
、Ｇ ｙ、 ＝ Ｍ Ｇ ｖであるような場合でも正確
な画像を構成する手法に関するものである。
第１図（ｂ）の左側に振動傾斜磁場が正の場合に取得で
きるデータ群を、右側に負の場合に取得できるデータ群
を示す。以下この左側に示されたデータアレイをＦＰ
（ｋｇ、 ｋｙ）と表記し、右側に示されたデータアレ
イをＦＮ （ｋ−、ｋｙ）と表記する。本発明において
は、ある推定画像をｍ（ｘ、ｙ）と表記し、まず、以下
の式で示されたＭＰ （ｔｃｘ、 ｋｙ）とＭＮ （ｋ
ｍ、 ｋｙ）を計算する。
きるデータ群を、右側に負の場合に取得できるデータ群
を示す。以下この左側に示されたデータアレイをＦＰ
（ｋｇ、 ｋｙ）と表記し、右側に示されたデータアレ
イをＦＮ （ｋ−、ｋｙ）と表記する。本発明において
は、ある推定画像をｍ（ｘ、ｙ）と表記し、まず、以下
の式で示されたＭＰ （ｔｃｘ、 ｋｙ）とＭＮ （ｋ
ｍ、 ｋｙ）を計算する。
Ｍｓ（ｋｇ、ｋｙ）＝ ／ ｍ（ｘ、ｙ）ｅｘｐ［ｉ（
ηｙ−ｘｋｈ−ｙｋｙ）コｄｘｄｙ （’ｙ
）ここで、傾斜磁場が矩形即動の場合η＝（ａｙ／ＧＸ
）ｋＸであり、Ｇｘ、Ｇｙはそれぞれ−Ｘ＋ ３’傾斜
磁場の振幅である。
ηｙ−ｘｋｈ−ｙｋｙ）コｄｘｄｙ （’ｙ
）ここで、傾斜磁場が矩形即動の場合η＝（ａｙ／ＧＸ
）ｋＸであり、Ｇｘ、Ｇｙはそれぞれ−Ｘ＋ ３’傾斜
磁場の振幅である。
さて、ＦＰ （ｋ−、ｋｙ）、ＦＮ （ｋ−、ｋｙ）の
にツ方向の開隔をΔｋｙとすると、今、ΔｋｙはΔｋ
ｙ ” ４π／ＬＦに等しいと仮定している。ここでＬ
ｙはｙ方向の視野幅である。このΔｋｙはサンプリング
定理の２倍の大きさである。一方、上の（６）、（７）
式から得られるＭＰ （ｋ−、ｋｙ）ＭＮ （ｋｘ、ｋ
ｙ）はｍ（ｘ＋ｙ）が−Ｌ ｙ ／ ２≦ｙ≦Ｌｙ／２
で定義されているのでｋｙ力方向関し、Δｋｙ／２の間
隔し持っｌａ較点が計算により求まる。したがって、ｍ
（ｘ＋ｙ）が測定データにどの程度合っているかを示す
指標ｘ２を ＭＰ（ｋｘ＋ｋｙ）＝／ｍ（ｘ、ｙ）ｅｘｐ［ｊ（ｑｙ
＋ｘｋｈ＋ｙｋｙ）ｌｄｘｄｙ （６）＋１Ｍ１１
（ｋＸ、（２η＋１）〜）−ＦＮ（ｋｘ＋ηΔｋｙ）！
２］ （８）に示す式で計算する。ここでσは測定デ
ータに含まれるノイズのｒｍｓ値である。
にツ方向の開隔をΔｋｙとすると、今、ΔｋｙはΔｋ
ｙ ” ４π／ＬＦに等しいと仮定している。ここでＬ
ｙはｙ方向の視野幅である。このΔｋｙはサンプリング
定理の２倍の大きさである。一方、上の（６）、（７）
式から得られるＭＰ （ｋ−、ｋｙ）ＭＮ （ｋｘ、ｋ
ｙ）はｍ（ｘ＋ｙ）が−Ｌ ｙ ／ ２≦ｙ≦Ｌｙ／２
で定義されているのでｋｙ力方向関し、Δｋｙ／２の間
隔し持っｌａ較点が計算により求まる。したがって、ｍ
（ｘ＋ｙ）が測定データにどの程度合っているかを示す
指標ｘ２を ＭＰ（ｋｘ＋ｋｙ）＝／ｍ（ｘ、ｙ）ｅｘｐ［ｊ（ｑｙ
＋ｘｋｈ＋ｙｋｙ）ｌｄｘｄｙ （６）＋１Ｍ１１
（ｋＸ、（２η＋１）〜）−ＦＮ（ｋｘ＋ηΔｋｙ）！
２］ （８）に示す式で計算する。ここでσは測定デ
ータに含まれるノイズのｒｍｓ値である。
推定画像ｍ（Ｘｙｙ）としてはこのＸ′を最小とするよ
うに選ぶ。このようなｍ（ｘｔｙ）の求め方は最急降下
法、共役勾配法などの標準的な手法が存在し、広く知ら
れている。
うに選ぶ。このようなｍ（ｘｔｙ）の求め方は最急降下
法、共役勾配法などの標準的な手法が存在し、広く知ら
れている。
ただ、エコーブレチー法を用いて取得したデータは通常
ＳＮ比が悪く、このような場合には最大エントロピー法
を本発明と組み合せて用いるのが実用的である。これは
、Ｓを推定画像ｍ（ｘ＋ｙ）の持つエントロピーとして
、ｘ２をある範囲におさえつつ、Ｓを最大とするように
ｍ（ｘ＋ｙ）を決めるものであり、この方法によれば分
解能を特性にさせずにノイズをおさえた画像が再生でき
る。
ＳＮ比が悪く、このような場合には最大エントロピー法
を本発明と組み合せて用いるのが実用的である。これは
、Ｓを推定画像ｍ（ｘ＋ｙ）の持つエントロピーとして
、ｘ２をある範囲におさえつつ、Ｓを最大とするように
ｍ（ｘ＋ｙ）を決めるものであり、この方法によれば分
解能を特性にさせずにノイズをおさえた画像が再生でき
る。
画像エントロピーの定義あるいは、最大エントロピー法
を用いた画像再構成については、たとえば、ネーチャー
（Ｎａｔｕｒｅ） Ｖｏｌ、 ２７２ 、２０ 。
を用いた画像再構成については、たとえば、ネーチャー
（Ｎａｔｕｒｅ） Ｖｏｌ、 ２７２ 、２０ 。
Ａｐｒｉｌ １９７８に記載されている。
また、さらに測定データのＳＮが悪い場合には、Ｄとし
て推定画像の２次微分の和の２乗を計算し、ｍ Ｅｘｔ
ｙ）をｘ２をある範囲におさえつつＤを最小にするよ
うに決めることもできる。
て推定画像の２次微分の和の２乗を計算し、ｍ Ｅｘｔ
ｙ）をｘ２をある範囲におさえつつＤを最小にするよ
うに決めることもできる。
ただし、このようにして得られたｍ （ｘ、ｙ）はノイ
ズが極めて押えられる半面１分解能はかなり劣化したも
のとなる。
ズが極めて押えられる半面１分解能はかなり劣化したも
のとなる。
［実施例］
以下１本発明の一実施例を図面により説明する。
第２図は１本発明の一実施例による核磁共鳴を用いた検
査装置（以下、単に「検査装置」と呼ぶ）の概略構成図
である。
査装置（以下、単に「検査装置」と呼ぶ）の概略構成図
である。
第２図において、１は静磁場Ｈ０を発生させる電磁石、
２は対象物体、３は高周波磁場を発生させると同時に、
対象物体２から生ずる信号を検出する信号を検出するた
めのコイル、 ４Ｘ、 ４ｖ、および５は、それぞれＸ
方向、Ｙ方向、Ｚ方向の傾斜磁場を発生させるための傾
斜磁場発生コイルである。傾斜磁場発生コイル５として
は、互いに逆向きに電流が流れるように配線された円線
軸を用いる。６，７．８はそれぞれ上記各傾斜磁場発生
コイル４Ｘ、４Ｙ、５に電流を供給するための駆動装置
である。９は計算機、１０は静磁場発生用の電磁石１の
ための電源、１１は対象物容積計量装置である。傾斜磁
場発生コイル４Ｘ＃ ４Ｙｌ ５により発生する傾斜磁
場の強度は、上記対象物容積計量装置１１からの指令に
より変化させることができる。
２は対象物体、３は高周波磁場を発生させると同時に、
対象物体２から生ずる信号を検出する信号を検出するた
めのコイル、 ４Ｘ、 ４ｖ、および５は、それぞれＸ
方向、Ｙ方向、Ｚ方向の傾斜磁場を発生させるための傾
斜磁場発生コイルである。傾斜磁場発生コイル５として
は、互いに逆向きに電流が流れるように配線された円線
軸を用いる。６，７．８はそれぞれ上記各傾斜磁場発生
コイル４Ｘ、４Ｙ、５に電流を供給するための駆動装置
である。９は計算機、１０は静磁場発生用の電磁石１の
ための電源、１１は対象物容積計量装置である。傾斜磁
場発生コイル４Ｘ＃ ４Ｙｌ ５により発生する傾斜磁
場の強度は、上記対象物容積計量装置１１からの指令に
より変化させることができる。
次に本検査装置の動作を概略的に説明する。
対象物体２の該スピンを励振する高周波磁場は、シンセ
サイザ１２により発生させた高周波を変調袋Ｍ１３で波
形整形・電力増幅し、コイル３に電流を供給することに
より発生させる。対象物体２からの信号はコイル２によ
り受信され、増幅装置１４を通った後、検波器１５で直
交検波され計算機９に入力される。計算機９は、信号処
理後、核スピンの密度分布、あるいは緩和時間分布に対
応する画像をＣＲＴディスクプレイ１６に表示する。
サイザ１２により発生させた高周波を変調袋Ｍ１３で波
形整形・電力増幅し、コイル３に電流を供給することに
より発生させる。対象物体２からの信号はコイル２によ
り受信され、増幅装置１４を通った後、検波器１５で直
交検波され計算機９に入力される。計算機９は、信号処
理後、核スピンの密度分布、あるいは緩和時間分布に対
応する画像をＣＲＴディスクプレイ１６に表示する。
１７は計算の途中のデータあるいは最終データを格納す
るメモリーである。このような装置で本発明を実施する
には第３図のようなシーフェンスを用いる。ここで図の
面積Ｓ□ＩＳ２は等しく取る。
るメモリーである。このような装置で本発明を実施する
には第３図のようなシーフェンスを用いる。ここで図の
面積Ｓ□ＩＳ２は等しく取る。
また、１８０°パルスはマルチスライス法と組み合わせ
ることには選択照射パルスを用いる。
ることには選択照射パルスを用いる。
ここで時間原点とは、静磁場、Ｘｙ ｙ方向傾斜磁場に
よる位相回転がゼロとなる時刻である。
よる位相回転がゼロとなる時刻である。
また、ここで、４Ｔｗは印加傾斜磁場の周期である。さ
て、このようなシーフェンスにより得られたデータに本
発明を適用するのは以下の様に行なう。
て、このようなシーフェンスにより得られたデータに本
発明を適用するのは以下の様に行なう。
まず測定された。スピンエコー群を偶数番号のエコーと
奇数番目のエコーに分け、２次元のデータアレイをそれ
ぞれについて作る。第４図に奇数番目のエコーから作ら
れたデータアレイを、第５図に偶数番目のエコーからの
データアレイをそれぞれ示す。ここでｋｘ、ｋｙはＸ方
向、ｙ方向についての空間周波数であり、ｋｘ”ＹＧｘ
Ｔｘ、ｋｙ＝γＧ ｙ Ｔ ｙで定義される。ここで第
６図に示されるとと＜ＴＸはそれぞれのエコーの中心か
らの時間、Ｔ、は時間原点く第３図参照）からの時間で
ある。
奇数番目のエコーに分け、２次元のデータアレイをそれ
ぞれについて作る。第４図に奇数番目のエコーから作ら
れたデータアレイを、第５図に偶数番目のエコーからの
データアレイをそれぞれ示す。ここでｋｘ、ｋｙはＸ方
向、ｙ方向についての空間周波数であり、ｋｘ”ＹＧｘ
Ｔｘ、ｋｙ＝γＧ ｙ Ｔ ｙで定義される。ここで第
６図に示されるとと＜ＴＸはそれぞれのエコーの中心か
らの時間、Ｔ、は時間原点く第３図参照）からの時間で
ある。
第４図に示された奇数番目のエコー群から作られたデー
タアレイをＦＰ（ｖ、ｕ）と表記し、第５図に示されて
偶数番口のエコー群から作られたデータアレイをＦＮ（
ｖ、μ）と表記する。ここでシ、μはそれぞれｋｘ、ｋ
ｙを離散量で表記したもので ν＝０． １． ・・・１Ｍ−１ μ＝０．１・・・、−１ とする、ＦＰ（シ、μ）およびＦＮ（シ、μ）は第１図
（ｂ）の左側および右側のデータアレイにそれぞれ相当
する。
タアレイをＦＰ（ｖ、ｕ）と表記し、第５図に示されて
偶数番口のエコー群から作られたデータアレイをＦＮ（
ｖ、μ）と表記する。ここでシ、μはそれぞれｋｘ、ｋ
ｙを離散量で表記したもので ν＝０． １． ・・・１Ｍ−１ μ＝０．１・・・、−１ とする、ＦＰ（シ、μ）およびＦＮ（シ、μ）は第１図
（ｂ）の左側および右側のデータアレイにそれぞれ相当
する。
ここで０８はＧ、＝ＭＧｙを満たすように設定されてい
るので、ＦＰ（シ、μ）、Ｆｓ（シ、μ）におけるｋｙ
力方向最小のデータ間隔Δにアはサンプリング定理の要
求の２倍の値を持ち、視野のｙ方向の幅Ｌｙとの間にΔ
ｋ ｘ ” ４π／Ｌｙの関係がある、したがって、Ｆ
Ｐ（ｖ＋ μ）、ＦＮ（ヤ、μ）をそのままに、、に、
につぃてフーリエ変換した結果はｙ方向にたたみこみを
生じてしまう、このたたみこみは本発明により除去でき
る。以下、本発明を最も実用的と考えられる最大エンド
こで、Ｉ、Ｊは座標（ｘ、ｙ）を離散量で表わしたも＋
７）１？、Ｉ＝０．１．−、Ｍ−１、Ｊ＝０．１゜・・
・１Ｍ−１である。（Ｉ、Ｊ）から、（６）。
るので、ＦＰ（シ、μ）、Ｆｓ（シ、μ）におけるｋｙ
力方向最小のデータ間隔Δにアはサンプリング定理の要
求の２倍の値を持ち、視野のｙ方向の幅Ｌｙとの間にΔ
ｋ ｘ ” ４π／Ｌｙの関係がある、したがって、Ｆ
Ｐ（ｖ＋ μ）、ＦＮ（ヤ、μ）をそのままに、、に、
につぃてフーリエ変換した結果はｙ方向にたたみこみを
生じてしまう、このたたみこみは本発明により除去でき
る。以下、本発明を最も実用的と考えられる最大エンド
こで、Ｉ、Ｊは座標（ｘ、ｙ）を離散量で表わしたも＋
７）１？、Ｉ＝０．１．−、Ｍ−１、Ｊ＝０．１゜・・
・１Ｍ−１である。（Ｉ、Ｊ）から、（６）。
（７）式に対応する次式によってＭＰ（μ、乍）。
ＭＮ（μ、ｖ）を計算する。
ここで、μ＝ｏ、１．”’、Ｍ−１．ｖ＝＝０．Ｌ・・
・、Ｍ−１である。ξ（μ、Ｊ）は、Δｙをｙ方向のピ
クセルサイズとして。
・、Ｍ−１である。ξ（μ、Ｊ）は、Δｙをｙ方向のピ
クセルサイズとして。
ξ（μ、Ｊ）：ＱΔｙ（Ｊ −
μ：Ｏｎ＝０
＋１Ｍ５（μ、２ｎ＋１）−Ｆｓ（μｒｎ）ｌ”コ
（１４）ｍ （Ｉ、Ｊ）はこのＸ２の値をｘ２≦χしの
範囲におさめながら、 を得る。再生像がΔＸ＝Δｙ、Ｌｘ”Ｌｙであればを得
る６ 次に測定データＦＰ（μ、ν）、ＦＮ（μ、ν）との一
致の程度を（８）式に対応した次式を用いて計算する。
（１４）ｍ （Ｉ、Ｊ）はこのＸ２の値をｘ２≦χしの
範囲におさめながら、 を得る。再生像がΔＸ＝Δｙ、Ｌｘ”Ｌｙであればを得
る６ 次に測定データＦＰ（μ、ν）、ＦＮ（μ、ν）との一
致の程度を（８）式に対応した次式を用いて計算する。
を最大とするものを選ぶ。これはλを正の乗数としてｎ
＝Ｓ−λｘ２を最大とするｍ （Ｉ、Ｊ）を選ぶことに
等しい。このようなｍ （Ｉ、Ｊ）を求める手法はたと
えば 今野浩、山下浩著「非線形計画法」、口科技連出版社（
１９７８） あるいは 曲用 −他著「最適化」、森北出版 に詳しく記載されている。ここでは、最も標準的な手法
である最急降下法を用いる方法を例として説明する。
＝Ｓ−λｘ２を最大とするｍ （Ｉ、Ｊ）を選ぶことに
等しい。このようなｍ （Ｉ、Ｊ）を求める手法はたと
えば 今野浩、山下浩著「非線形計画法」、口科技連出版社（
１９７８） あるいは 曲用 −他著「最適化」、森北出版 に詳しく記載されている。ここでは、最も標準的な手法
である最急降下法を用いる方法を例として説明する。
μ ｎ
がｍ （Ｉ、Ｊ）は複素数であるので
ｍ （■ｔ Ｊ）＝ｍｘ （ｒｓ Ｊ）＋１ｍ、（
Ｉ、Ｊ）である。
Ｉ、Ｊ）である。
であり、
６ｍ （Ｉ、Ｊ）は−次元探査により、ΔＱが最大とな
るようにえらぶ、この−次元査に用いられる手法には黄
金分割法、２次補間法などがあるがいずれも前述の文献
「非線形計画法」あるいは「最適化」に詳しく記載され
ている。
るようにえらぶ、この−次元査に用いられる手法には黄
金分割法、２次補間法などがあるがいずれも前述の文献
「非線形計画法」あるいは「最適化」に詳しく記載され
ている。
代入。
である。ただし
Ｉ、Ｊ ａｍ（Ｉ、Ｊ）
ΔＱが最大となるような６ｍ（Ｉ、Ｊ）をえらぶ。
４）ｍ （Ｉ、Ｊ）＋δ・ｍ （１，Ｊ）を新しいｍ（
Ｉ、Ｊ）とする。
Ｉ、Ｊ）とする。
５）（１ｏ）、（１１Ｌ （１２）式よりｘ２を計算し
ｘ２≦ＸＬを満たしているかをしらべるにこで、ＸＬは
通常測定データ数に等しくとる。
ｘ２≦ＸＬを満たしているかをしらべるにこで、ＸＬは
通常測定データ数に等しくとる。
（本実施例の場合２Ｎ”である、）シかし、これに限る
ものではない、一般に、ＸＬを大きくすれば解はエント
ロピー最大に坊きを置いたものとなり、小さくすれば、
測定データとの一致に重きを置いたものとなる。
ものではない、一般に、ＸＬを大きくすれば解はエント
ロピー最大に坊きを置いたものとなり、小さくすれば、
測定データとの一致に重きを置いたものとなる。
６）ｘ２≦ＸＬをみたさない場合、２）へもどり同様の
手順をくり返す、＊たしている場合（１３）式を用いて
Ｓを計算し、前のサイクルにおけるＳとの差ΔＳがある
値Ｅｐ以内（ΔＳ≦Ｅｐ）であれば計算を打ち切り、そ
の時のｍ （Ｉ、Ｊ）を答えとする。ΔＳ〉Ｅｐであれ
ば２）へもどって、再び計算をくり返す。
手順をくり返す、＊たしている場合（１３）式を用いて
Ｓを計算し、前のサイクルにおけるＳとの差ΔＳがある
値Ｅｐ以内（ΔＳ≦Ｅｐ）であれば計算を打ち切り、そ
の時のｍ （Ｉ、Ｊ）を答えとする。ΔＳ〉Ｅｐであれ
ば２）へもどって、再び計算をくり返す。
二二で定数λは、得られたｍ （Ｉ、Ｊ）がエントロピ
ーを大きくすることに重きを置いたものか。
ーを大きくすることに重きを置いたものか。
測定データとの一致に重きを置いたものかを調節する働
きをする。λを大きくすればｘ２がより小さな値に収束
し、λを小さくすれば大きな値に収束することが知られ
ている。したがってｘ２がほぼＸＬに収束するようなλ
をあらかじめ経験により知っておき、その値にλをセッ
トして前述の返復計算を始める必要がある。
きをする。λを大きくすればｘ２がより小さな値に収束
し、λを小さくすれば大きな値に収束することが知られ
ている。したがってｘ２がほぼＸＬに収束するようなλ
をあらかじめ経験により知っておき、その値にλをセッ
トして前述の返復計算を始める必要がある。
ところで、第３図に示された振動傾斜磁場の波形で正負
が反転したものを用いる場合にも本発明を用いることが
できることは明らかである。ただし、この場合（１２）
式は以下の様に変える必要がある。
が反転したものを用いる場合にも本発明を用いることが
できることは明らかである。ただし、この場合（１２）
式は以下の様に変える必要がある。
μ：０ｎ＝０
十ＩＭｓ（μ、２ｎ）−Ｆ＊（μ＋ｎ）Ｉ”］ （２
０）よく知られているように、エコーブレチー法は傾斜
磁場を正弦波で師動しても実現することができる。この
場合は、駆動波形をＧｘｃｏｓｃ、Ｉｔとする。
０）よく知られているように、エコーブレチー法は傾斜
磁場を正弦波で師動しても実現することができる。この
場合は、駆動波形をＧｘｃｏｓｃ、Ｉｔとする。
この場合でも本発明を用いることができることは明らか
である。ただし、この場合には（１２）式におけるηは
η＝（Ｇア／Ｇ−）ｋＸではなくｒｔ ＝（ｙ Ｇｙ
／ ω）ａｒｃｓｉｎ［（ω／ Ｙ Ｇｘ） ｋｘｌと
じなければならない。
である。ただし、この場合には（１２）式におけるηは
η＝（Ｇア／Ｇ−）ｋＸではなくｒｔ ＝（ｙ Ｇｙ
／ ω）ａｒｃｓｉｎ［（ω／ Ｙ Ｇｘ） ｋｘｌと
じなければならない。
以上１本発明をオリジナルなエコープラナ−法に適用す
る場合の実施例について説明したが、本発明は、先に説
明したファーストフーリエイメージングにも適用できる
。第９図に３つのエコートレインを組み合わせる場合の
ファーストフーリエイメージングについて、データ点の
に一トラジエクトリーを示す０本発明を用いない場合、
白色で表わされた（あるいは黒色で表わされた）データ
明らかである。
る場合の実施例について説明したが、本発明は、先に説
明したファーストフーリエイメージングにも適用できる
。第９図に３つのエコートレインを組み合わせる場合の
ファーストフーリエイメージングについて、データ点の
に一トラジエクトリーを示す０本発明を用いない場合、
白色で表わされた（あるいは黒色で表わされた）データ
明らかである。
また、最近提案されている振動傾斜磁場を用いた高速ス
ペクトロスコーピソクイメージングσ；〔松井他〔位相
変調されたエコートレインを用いたスペクト・ロスコー
ピックイメージング」ジャーナル オブ マグネティッ
クレゾナンス” （Ｓｐａｔｉａｌｌｙ Ｒｅ５ｏ
ｌｖｅｃＩ ＮＭＲ５ｐｅｃｔｒｏｓｅｏｙｇ ＴＪＳ
ｉｎｇ Ｐｈａｓｅ−ＭｏｄｕｌａｔｅｄＳｐｉｎ−Ｅ
ｃｈｏ Ｔｒａｉｎｓ” Ｊｏａｒｎａｌ ｏｆ
ＭａｄｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ） 、 ｖｏ
１６７＋ １Ｊａ３ ｐｐ４７６−４９０゜（１９８６
））にも本発明が適用可能であることも明らかである。
ペクトロスコーピソクイメージングσ；〔松井他〔位相
変調されたエコートレインを用いたスペクト・ロスコー
ピックイメージング」ジャーナル オブ マグネティッ
クレゾナンス” （Ｓｐａｔｉａｌｌｙ Ｒｅ５ｏ
ｌｖｅｃＩ ＮＭＲ５ｐｅｃｔｒｏｓｅｏｙｇ ＴＪＳ
ｉｎｇ Ｐｈａｓｅ−ＭｏｄｕｌａｔｅｄＳｐｉｎ−Ｅ
ｃｈｏ Ｔｒａｉｎｓ” Ｊｏａｒｎａｌ ｏｆ
ＭａｄｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ） 、 ｖｏ
１６７＋ １Ｊａ３ ｐｐ４７６−４９０゜（１９８６
））にも本発明が適用可能であることも明らかである。
第１図はエコープラナ−法におけるデータ点のに一空間
（空間周波数領域）での軌跡を表オ〕す。 第２図は本発明を実施する装置構成の一例をフＪ−す６ 第３図はエコープラナ−法を実施する際に用いられるパ
ルスシーフェンスの一例。 第４図は、奇数番目のエコー群から構成された２次元デ
ータアレイを示す。 第５図は偶数番目のエコー群から構成された２次元デー
タアレイを示す。 第６図はＴ−、Ｔｙの説明図。 第７図はファーストフーリエイメージングにおけるデー
タ点のｋ・−空間における軌跡を示す。 第７図 （呻 （１，） ＦＰ（翫〜） ＦＮ（Ａズ、 Ａ、） 第 目
（空間周波数領域）での軌跡を表オ〕す。 第２図は本発明を実施する装置構成の一例をフＪ−す６ 第３図はエコープラナ−法を実施する際に用いられるパ
ルスシーフェンスの一例。 第４図は、奇数番目のエコー群から構成された２次元デ
ータアレイを示す。 第５図は偶数番目のエコー群から構成された２次元デー
タアレイを示す。 第６図はＴ−、Ｔｙの説明図。 第７図はファーストフーリエイメージングにおけるデー
タ点のｋ・−空間における軌跡を示す。 第７図 （呻 （１，） ＦＰ（翫〜） ＦＮ（Ａズ、 Ａ、） 第 目
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手
段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する信号検
出手段と、該信号検出手段の検出信号の演算を行う計算
機および該計算機による演算結果の出力手段を有し、時
間的に定常な第１の傾斜磁場を１方向に印加するととも
に周期的に振動する第２の傾斜磁界をそれと垂直な方向
に印加しながら信号を観測し、観測された信号を印加傾
斜磁場周期波形の正の部分からの信号のグループと負の
部分からの信号のグループに分け、所定の試し画像ｍ（
Ｉ、Ｔ）にデータ点の空間周波数を空間における軌跡の
傾きに対応した位相シフトξ（μ、Ｊ）をほどこし逆フ
ーリエ変換した結果Ｍ＿Ｐと前述の正の部分からの信号
との差の絶対値｜Ｍ＿Ｐ−Ｆ＿Ｐ｜またはその２乗を計
算し、試し画像の前記第２の傾斜磁界の方向の符号を反
転させたものに同様の位相シフトをほどこし逆フーリエ
変換した結果Ｍ＿Ｎを前述の負の部分からの信号との差
の絶対値｜Ｍ＿Ｎ−Ｆ＿Ｎ｜またはその２乗を計算し、
前記の正の部分からの信号との差の絶対値との和ｘ＾２
を計算し、この和の大きさを参照しながら前記試し画像
を変更して行く事を特徴とするＮＭＲイメージングにお
ける画像再構成手法。 ２、所定の試し画像にデータ点の空間周波数空間におけ
る軌跡の傾きに対応した位相シフトをほどこし逆フーリ
エ変換した結果と前述の正の部分からの信号との差（Ｍ
＿Ｐ−Ｆ＿Ｐ）に対して、前記位相シフトと大きさは同
しで等号が逆の位相シフト−ξ（μ、Ｊ）を与えた後に
フーリエ変換したものと、前記試し画像の前記第２の傾
斜磁界の方向の符号を反転させたものに第１請求項記載
の位相シフトをほどこし逆フーリエ変換した結果を前述
の負の部分からの信号との差（Ｍ＿Ｎ−Ｆ＿Ｎ）に対し
て、前記位相シフトと大きさは同じで等号が逆の位相シ
フトを与えた後にフーリエ変換したものを加えた加算結
果Ａ（Ｉ、Ｊ）を前記試し画像を変化させる方向に含む
ことを特徴とする第１請求項記載の像再構成手法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63166707A JP2644831B2 (ja) | 1988-07-06 | 1988-07-06 | Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法 |
| EP19890112190 EP0349976A3 (en) | 1988-07-06 | 1989-07-04 | Image reconstruction method in nmr imaging |
| US07/375,725 US4993075A (en) | 1988-07-06 | 1989-07-05 | Image reconstruction method in NMR imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63166707A JP2644831B2 (ja) | 1988-07-06 | 1988-07-06 | Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0217039A true JPH0217039A (ja) | 1990-01-22 |
| JP2644831B2 JP2644831B2 (ja) | 1997-08-25 |
Family
ID=15836269
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63166707A Expired - Fee Related JP2644831B2 (ja) | 1988-07-06 | 1988-07-06 | Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4993075A (ja) |
| EP (1) | EP0349976A3 (ja) |
| JP (1) | JP2644831B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5297033A (en) * | 1990-09-07 | 1994-03-22 | Hitachi, Ltd | Data processing method in nuclear magnetic resonance measurement |
Families Citing this family (29)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5233301A (en) * | 1989-07-28 | 1993-08-03 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | High resolution/reduced slice width magnetic resonance imaging and spectroscopy by signal combination and use of minimum phase excitation pulses |
| GB8918105D0 (en) * | 1989-08-08 | 1989-09-20 | Nat Res Dev | Echo planar imaging using 180grad pulses |
| DE58909700D1 (de) * | 1989-12-01 | 1996-08-14 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegeräts mit einem Resonanzkreis zur Erzeugung von Gradientenfeldern |
| US5214581A (en) * | 1990-01-17 | 1993-05-25 | Rhodes Charles K | Method for object reconstruction from x-ray holograms |
| FI86506C (fi) * | 1990-05-29 | 1992-09-10 | Instrumentarium Oy | Avbildningsfoerfarande. |
| US5086275A (en) * | 1990-08-20 | 1992-02-04 | General Electric Company | Time domain filtering for nmr phased array imaging |
| DE69226897T2 (de) * | 1991-05-08 | 1999-02-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba, Kawasaki, Kanagawa | Verfahren und Vorrichtung für schnelle Bildgebung mittels magnetischer Resonanz |
| US5245282A (en) * | 1991-06-28 | 1993-09-14 | University Of Virginia Alumni Patents Foundation | Three-dimensional magnetic resonance imaging |
| JP3403751B2 (ja) * | 1992-03-31 | 2003-05-06 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| EP0576712A1 (de) * | 1992-07-03 | 1994-01-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie |
| US5912993A (en) * | 1993-06-08 | 1999-06-15 | Regents Of The University Of Calif. | Signal encoding and reconstruction using pixons |
| WO1995005610A1 (en) * | 1993-08-13 | 1995-02-23 | The Government Of The United States Of America As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services | Method for magnetic resonance spectroscopic imaging with multiple spin-echoes |
| EP0644437B1 (en) * | 1993-09-16 | 1999-05-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Correction of read-gradient polarity in EPI and GRASE MRI |
| EP0663645A3 (en) * | 1994-01-13 | 1996-07-03 | Eastman Kodak Co | Bitmap registration through gradient descent. |
| JP2713160B2 (ja) * | 1994-03-31 | 1998-02-16 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒイメージング装置 |
| DE19606090C2 (de) * | 1996-02-19 | 1998-01-22 | Siemens Ag | Verfahren zur funktionellen Bildgebung mittels magnetischer Resonanz |
| US6373970B1 (en) * | 1998-12-29 | 2002-04-16 | General Electric Company | Image registration using fourier phase matching |
| GB9923292D0 (en) * | 1999-10-01 | 1999-12-08 | Varintelligent Bvi Ltd | An efficient liquid crystal display driving scheme using orthogonal block-circulant matrix |
| DE10147941B4 (de) * | 2001-09-28 | 2005-01-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Magnetresonanz-Bildgebung bei schwankender Sendefeldstärke |
| CN101153896A (zh) * | 2006-09-29 | 2008-04-02 | 西门子（中国）有限公司 | 回波平面成像序列的图像重建方法 |
| US7924002B2 (en) * | 2008-01-09 | 2011-04-12 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Magnetic resonance field map estimation for species separation |
| AU2010246365B2 (en) * | 2009-11-27 | 2014-04-24 | Ge Sensing & Inspection Technologies Gmbh | Computed tomography method, computer software, computing device and computed tomography system for determining a volumetric representation of a sample |
| US8861827B2 (en) * | 2012-02-28 | 2014-10-14 | General Electric Company | System and method for determining confidence measurements of single volume elements in computer tomography |
| DE102012203288B4 (de) * | 2012-03-02 | 2015-10-01 | Siemens Aktiengesellschaft | Erzeugung von magnetresonanzbasierten Schichtaufnahmen |
| US9606210B2 (en) | 2013-09-04 | 2017-03-28 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| US9476959B2 (en) | 2013-09-04 | 2016-10-25 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI ghosting correction using unequal magnitudes ratio |
| US10408910B2 (en) * | 2015-10-01 | 2019-09-10 | The General Hospital Corporation | Systems and methods for joint trajectory and parallel magnetic resonance imaging optimization for auto-calibrated image reconstruction |
| GB2584086A (en) * | 2019-05-17 | 2020-11-25 | Univ Oxford Innovation Ltd | A method for identity validation and quality assurance of quantitative magnetic resonance imaging protocols |
| CN113805220A (zh) * | 2021-09-28 | 2021-12-17 | 复旦大学 | 一种基于光度立体的固体核径迹三维测量系统 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS628747A (ja) * | 1985-07-04 | 1987-01-16 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US4727325A (en) * | 1985-10-16 | 1988-02-23 | Hitachi, Ltd. | NMR imaging method |
| JP2644744B2 (ja) * | 1987-02-04 | 1997-08-25 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒスペクトロスコピックイメージング装置 |
-
1988
- 1988-07-06 JP JP63166707A patent/JP2644831B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-07-04 EP EP19890112190 patent/EP0349976A3/en not_active Withdrawn
- 1989-07-05 US US07/375,725 patent/US4993075A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5297033A (en) * | 1990-09-07 | 1994-03-22 | Hitachi, Ltd | Data processing method in nuclear magnetic resonance measurement |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US4993075A (en) | 1991-02-12 |
| EP0349976A3 (en) | 1991-05-08 |
| EP0349976A2 (en) | 1990-01-10 |
| JP2644831B2 (ja) | 1997-08-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH0217039A (ja) | Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法 | |
| US6954067B2 (en) | Three-dimensional phase contrast imaging using interleaved projection data | |
| US4521733A (en) | NMR Imaging of the transverse relaxation time using multiple spin echo sequences | |
| JP3968352B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH0763455B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JPH07323021A (ja) | Ｍｒイメージング装置 | |
| JP2000135206A5 (ja) | ４重フィールドエコーシーケンスを用いて水と脂肪を定量的にｍｒ撮影する装置 | |
| JP3369688B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| JPH0714386B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| US6546274B2 (en) | Magnetic resonance imaging method and apparatus | |
| JPH02149250A (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JPH0622929A (ja) | パルスシーケンスを用いての核スピン共鳴装置の作動方法 | |
| US7167740B2 (en) | Measuring method in magnetic resonance imaging device and magnetic resonance imaging device | |
| JPH06169896A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US5241271A (en) | Ultra-fast imaging method and apparatus | |
| JP2594953B2 (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| US5755665A (en) | Apparatus and method for simultaneous detection of multiple magnetic resonance images | |
| DE19611007A1 (de) | Mangetresonanzabbildungs-Mittelpunkts-Artefakt-Beseitigung unter Verwendung einer Echtzeit-Empfänger-Phasensteuerung | |
| CN114624639B (zh) | 磁共振成像装置及其控制方法 | |
| JP3322943B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH08308809A (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査方法 | |
| JPS62103555A (ja) | Ｎｍｒイメ−ジング装置 | |
| JPH0316852B2 (ja) | ||
| JP3707829B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPS61106140A (ja) | 高分解能核磁気共鳴イメ−ジング方式 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |