JPH07265281A - 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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- JPH07265281A JPH07265281A JP6087715A JP8771594A JPH07265281A JP H07265281 A JPH07265281 A JP H07265281A JP 6087715 A JP6087715 A JP 6087715A JP 8771594 A JP8771594 A JP 8771594A JP H07265281 A JPH07265281 A JP H07265281A
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- 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
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- 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
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 再構成画像における画像ぶれアーティファク
トを抑制する。 【構成】 １個の章動パルスから始まる繰り返し期間内
では、エコー信号の発生順序とＫスペース上での配置位
置との関係が、端部のグラジェントエコー領域と中央部
のスピンエコー領域とで逆になるように、各エコー信号
に加える位相エンコード量を制御する。
トを抑制する。 【構成】 １個の章動パルスから始まる繰り返し期間内
では、エコー信号の発生順序とＫスペース上での配置位
置との関係が、端部のグラジェントエコー領域と中央部
のスピンエコー領域とで逆になるように、各エコー信号
に加える位相エンコード量を制御する。
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、高速にイメージングすること
のできるＭＲイメージング装置が種々に考えられてい
る。たとえばＧＲＡＳＥ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ ａｎｄ
ｓｐｉｎｅｃｈｏ）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．Ｏｓｈｉｏ ａｎ
ｄ Ｄ．Ａ．Ｆｅｉｎｂｅｒｇ ”ＧＲＡＳＥ（Ｇｒａ
ｄｉｅｎｔ−ａｎｄ Ｓｐｉｎ−Ｅｃｈｏ）Ｉｍａｇｉ
ｎｇ：Ａ Ｎｏｖｅｌ Ｆａｓｔ ＭＲＩ Ｔｅｃｈｎ
ｉｑｕｅ” Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２０，３４４−３４９，１９
９１）。このシーケンスは高速イメージング法の一種で
あるＥＰＩ（Ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎ
ｇ）法とＲＡＲＥ（Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｓｉｔｉｏｎ
ｗｉｔｈ ＲｅｌａｘａｔｉｏｎＥｎｈａｎｃｅｍｅ
ｎｔ）法との中間のシーケンスともいうべきものであ
る。
のできるＭＲイメージング装置が種々に考えられてい
る。たとえばＧＲＡＳＥ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ ａｎｄ
ｓｐｉｎｅｃｈｏ）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．Ｏｓｈｉｏ ａｎ
ｄ Ｄ．Ａ．Ｆｅｉｎｂｅｒｇ ”ＧＲＡＳＥ（Ｇｒａ
ｄｉｅｎｔ−ａｎｄ Ｓｐｉｎ−Ｅｃｈｏ）Ｉｍａｇｉ
ｎｇ：Ａ Ｎｏｖｅｌ Ｆａｓｔ ＭＲＩ Ｔｅｃｈｎ
ｉｑｕｅ” Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２０，３４４−３４９，１９
９１）。このシーケンスは高速イメージング法の一種で
あるＥＰＩ（Ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎ
ｇ）法とＲＡＲＥ（Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｓｉｔｉｏｎ
ｗｉｔｈ ＲｅｌａｘａｔｉｏｎＥｎｈａｎｃｅｍｅ
ｎｔ）法との中間のシーケンスともいうべきものであ
る。
【０００３】このシーケンスでは、図４に示すように、
９０゜パルス（章動パルス）を印加した後、複数個（こ
こでは３個）の１８０゜パルス（リフォーカスパルス）
を加えるとともに、これらのＲＦパルスの各々と同時に
スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓのパルスを加える。そし
て読み出し用および周波数エンコード用の傾斜磁場Ｇｒ
のパルスを上記のＲＦパルスの間隔内で加えるととも
に、このＧｒパルスを１８０゜パルスと１８０゜パルス
との間で複数回（ここでは２回）スイッチングさせて、
スピンエコーの信号Ｓ２、Ｓ５、Ｓ８に加えてグラジェ
ントエコーの信号Ｓ１、Ｓ３、Ｓ４、Ｓ６、Ｓ７、Ｓ９
を発生させる。これらの信号の発生直前に位相エンコー
ド用の傾斜磁場Ｇｐのパルスをそれぞれ加えるが、その
各々のＧｐパルスの印加量は、信号Ｓ１〜Ｓ９から得た
データがＫスペース（生データ空間）上で図５のＡに示
すように配置されるものとなるような位相エンコード量
に対応させられる。
９０゜パルス（章動パルス）を印加した後、複数個（こ
こでは３個）の１８０゜パルス（リフォーカスパルス）
を加えるとともに、これらのＲＦパルスの各々と同時に
スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓのパルスを加える。そし
て読み出し用および周波数エンコード用の傾斜磁場Ｇｒ
のパルスを上記のＲＦパルスの間隔内で加えるととも
に、このＧｒパルスを１８０゜パルスと１８０゜パルス
との間で複数回（ここでは２回）スイッチングさせて、
スピンエコーの信号Ｓ２、Ｓ５、Ｓ８に加えてグラジェ
ントエコーの信号Ｓ１、Ｓ３、Ｓ４、Ｓ６、Ｓ７、Ｓ９
を発生させる。これらの信号の発生直前に位相エンコー
ド用の傾斜磁場Ｇｐのパルスをそれぞれ加えるが、その
各々のＧｐパルスの印加量は、信号Ｓ１〜Ｓ９から得た
データがＫスペース（生データ空間）上で図５のＡに示
すように配置されるものとなるような位相エンコード量
に対応させられる。
【０００４】すなわち、まずスピンエコーの信号Ｓ２、
Ｓ５、Ｓ８から得たデータがＫスペースの中心の領域
（低周波領域）ロに、グラジェントエコーの信号Ｓ１、
Ｓ３、Ｓ４、Ｓ６、Ｓ７、Ｓ９がＫスペースの周辺の領
域（高周波領域）イ、ハに配置され、かつその領域イ、
ロ、ハのそれぞれに中では発生順に上から下へと、つま
り正の高周波域から低周波域を経て負の高周波域に向か
う方向へと並ぶような位相エンコード量となるよう、Ｇ
ｐパルスの印加量が定められる。
Ｓ５、Ｓ８から得たデータがＫスペースの中心の領域
（低周波領域）ロに、グラジェントエコーの信号Ｓ１、
Ｓ３、Ｓ４、Ｓ６、Ｓ７、Ｓ９がＫスペースの周辺の領
域（高周波領域）イ、ハに配置され、かつその領域イ、
ロ、ハのそれぞれに中では発生順に上から下へと、つま
り正の高周波域から低周波域を経て負の高周波域に向か
う方向へと並ぶような位相エンコード量となるよう、Ｇ
ｐパルスの印加量が定められる。
【０００５】このような位相エンコード量を与えるため
に、図４に示すように、Ｇｐパルスの印加量が最初の１
８０゜パルスの直後で、最初のグラジェントエコーの信
号Ｓ１の前のパルス８１では最も大きくされる。これに
より信号Ｓ１からのデータがＫスペース内で最も上に配
置されるようなものとなる。信号Ｓ２、Ｓ３の前のＧｐ
パルス８２、８３の大きさは同じである。これにより、
信号Ｓ２、Ｓ３からのデータがＫスペース内で信号Ｓ１
のデータ位置から下側に等間隔だけ離れた位置に配置さ
れるものとなる。その後に加えられるＧｐパルス８４は
リワインド用であってつぎの１８０゜パルスが加わる前
に積算の位相エンコード量をいったん零に戻すものであ
る。２番目の１８０゜パルスの後で加えられるＧｐパル
ス８５の大きさはＧｐパルス８１の大きさよりもやや小
さいものとされる。これにより信号Ｓ４は、信号Ｓ１に
よるデータの配置場所に近接した下側の場所に配置され
るような位相エンコード量となる。信号Ｓ５、Ｓ６のそ
れぞれの前に加えられるＧｐパルス８６、８７の大きさ
および極性は先のＧｐパルス８２、８３と同じである。
そのため、信号Ｓ５、Ｓ６のデータの配置場所は、上記
の信号Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３の間の間隔と同じ間隔だけ、信
号Ｓ４のデータの配置場所より離れた下側となり、信号
Ｓ５、Ｓ６のデータの位置はそれぞれ信号Ｓ２、Ｓ３の
データの位置に下側で隣接したものとなる。その後リワ
インド用のＧｐパルス８８が加えられる。３番目の１８
０゜パルスの後で加えられるＧｐパルス８９の大きさは
Ｇｐパルス８５よりもさらにやや小さいものとされる。
Ｇｐパルス９０、９１の大きさおよび極性はＧｐパルス
８２、８３（およびＧｐパルス８６、８７）と同じであ
る。そのため、信号Ｓ７、Ｓ８、Ｓ９のデータは、信号
Ｓ４、Ｓ５、Ｓ６のデータの場所に隣接した下側に配置
されるようなものとなる。
に、図４に示すように、Ｇｐパルスの印加量が最初の１
８０゜パルスの直後で、最初のグラジェントエコーの信
号Ｓ１の前のパルス８１では最も大きくされる。これに
より信号Ｓ１からのデータがＫスペース内で最も上に配
置されるようなものとなる。信号Ｓ２、Ｓ３の前のＧｐ
パルス８２、８３の大きさは同じである。これにより、
信号Ｓ２、Ｓ３からのデータがＫスペース内で信号Ｓ１
のデータ位置から下側に等間隔だけ離れた位置に配置さ
れるものとなる。その後に加えられるＧｐパルス８４は
リワインド用であってつぎの１８０゜パルスが加わる前
に積算の位相エンコード量をいったん零に戻すものであ
る。２番目の１８０゜パルスの後で加えられるＧｐパル
ス８５の大きさはＧｐパルス８１の大きさよりもやや小
さいものとされる。これにより信号Ｓ４は、信号Ｓ１に
よるデータの配置場所に近接した下側の場所に配置され
るような位相エンコード量となる。信号Ｓ５、Ｓ６のそ
れぞれの前に加えられるＧｐパルス８６、８７の大きさ
および極性は先のＧｐパルス８２、８３と同じである。
そのため、信号Ｓ５、Ｓ６のデータの配置場所は、上記
の信号Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３の間の間隔と同じ間隔だけ、信
号Ｓ４のデータの配置場所より離れた下側となり、信号
Ｓ５、Ｓ６のデータの位置はそれぞれ信号Ｓ２、Ｓ３の
データの位置に下側で隣接したものとなる。その後リワ
インド用のＧｐパルス８８が加えられる。３番目の１８
０゜パルスの後で加えられるＧｐパルス８９の大きさは
Ｇｐパルス８５よりもさらにやや小さいものとされる。
Ｇｐパルス９０、９１の大きさおよび極性はＧｐパルス
８２、８３（およびＧｐパルス８６、８７）と同じであ
る。そのため、信号Ｓ７、Ｓ８、Ｓ９のデータは、信号
Ｓ４、Ｓ５、Ｓ６のデータの場所に隣接した下側に配置
されるようなものとなる。
【０００６】このようにＫスペースの中央の領域ロにス
ピンエコーによって発生した信号から得たデータが配置
されるような位相エンコード量としているため、静磁場
の不均一やケミカルシフトによるアーティファクトが少
ないという利点が得られる。また、１８０゜パルスの間
隔内でスピンエコーを間に挟んでグラジェントエコーが
生じるというようにスピンエコーとグラジェントエコー
とがグルーピングされているため、それらのエコーの間
での位相誤差が画像アーティファクトになりにくい特質
を持っている。
ピンエコーによって発生した信号から得たデータが配置
されるような位相エンコード量としているため、静磁場
の不均一やケミカルシフトによるアーティファクトが少
ないという利点が得られる。また、１８０゜パルスの間
隔内でスピンエコーを間に挟んでグラジェントエコーが
生じるというようにスピンエコーとグラジェントエコー
とがグルーピングされているため、それらのエコーの間
での位相誤差が画像アーティファクトになりにくい特質
を持っている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
上記の高速イメージングシーケンスでは、エコーの間に
急激な信号強度差が発生するとともに、その信号強度の
Ｋスペース上での周期性が１周期以上になることから、
画像ぶれアーティファクトを引き起こすという問題があ
る。すなわち、各エコー信号の強度は図５のＢに示すよ
うになる。これは信号強度が最初の９０゜パルス以降徐
々に減衰してくることに起因している。すなわち、信号
Ｓ１〜Ｓ９の各々の信号強度はその発生順序にしたがっ
て順に小さいものとなる。ところが信号Ｓ１〜Ｓ９の各
々のデータは図５のＡに示すようにＫスペース内で配置
されるため、Ｋスペースの位相エンコード方向（上下方
向）に見ると、Ｓ７のデータが配置される位置とＳ２の
データが配置される位置との間、およびＳ８のデータが
配置される位置とＳ３のデータが配置される位置との間
で、信号強度が急激に変動しているとともに、信号強度
の周期が２周期以上となっている。その結果、このよう
にしてＫスペース内に配置されたデータを２次元フーリ
エ変換して画像再構成すると、その再構成画像に画像ぶ
れアーティファクトが発生する。
上記の高速イメージングシーケンスでは、エコーの間に
急激な信号強度差が発生するとともに、その信号強度の
Ｋスペース上での周期性が１周期以上になることから、
画像ぶれアーティファクトを引き起こすという問題があ
る。すなわち、各エコー信号の強度は図５のＢに示すよ
うになる。これは信号強度が最初の９０゜パルス以降徐
々に減衰してくることに起因している。すなわち、信号
Ｓ１〜Ｓ９の各々の信号強度はその発生順序にしたがっ
て順に小さいものとなる。ところが信号Ｓ１〜Ｓ９の各
々のデータは図５のＡに示すようにＫスペース内で配置
されるため、Ｋスペースの位相エンコード方向（上下方
向）に見ると、Ｓ７のデータが配置される位置とＳ２の
データが配置される位置との間、およびＳ８のデータが
配置される位置とＳ３のデータが配置される位置との間
で、信号強度が急激に変動しているとともに、信号強度
の周期が２周期以上となっている。その結果、このよう
にしてＫスペース内に配置されたデータを２次元フーリ
エ変換して画像再構成すると、その再構成画像に画像ぶ
れアーティファクトが発生する。
【０００８】この発明は、上記に鑑み、画像ぶれアーテ
ィファクトを抑制するよう改善したＭＲイメージング装
置を提供することを目的とする。
ィファクトを抑制するよう改善したＭＲイメージング装
置を提供することを目的とする。
【０００９】
【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、スピンエコーの信号より得たデータがＫスペース
の中央部分に、グラジェントエコーの信号より得たデー
タがＫスペースの周辺部分にそれぞれ配置され、かつ１
個の章動パルスから始まる繰り返し期間内では、エコー
信号の発生順序とＫスペース上での配置位置との関係
が、グラジェントエコーとスピンエコーとで逆になるよ
うに、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、スピンエコーの信号より得たデータがＫスペース
の中央部分に、グラジェントエコーの信号より得たデー
タがＫスペースの周辺部分にそれぞれ配置され、かつ１
個の章動パルスから始まる繰り返し期間内では、エコー
信号の発生順序とＫスペース上での配置位置との関係
が、グラジェントエコーとスピンエコーとで逆になるよ
うに、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。
【００１０】
【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、エコー信号の発生順序と、その信号から得たデ
ータのＫスペース上での配置位置との関係が、グラジェ
ントエコーとスピンエコーとで逆になるようにしてい
る。そのため、スピンエコーの信号より得たデータをＫ
スペースの中央部分に配置するとともに、グラジェント
エコーの信号より得たデータをＫスペースの周辺部分に
配置するよう位相エンコード量を定めた場合、スピンエ
コーの信号より得たデータが配置される領域とグラジェ
ントエコーの信号より得たデータが配置される領域との
境界において信号強度が急激変化することはなくなり、
ゆるやかな変化となるとともに、Ｋスペース上における
位相エンコード方向の信号強度は、一方の周辺部分のグ
ラジェントエコーの領域で一方向に単調に変化し、中央
部分のスピンエコーの領域で反対の方向に単調に変化
し、さらに他の周辺部分のグラジェントエコーの領域で
もとの方向に単調に変化することになるため、その信号
強度変化の周期の数が少なくなる。そのため、こうして
配置されたＫスペース上のデータを２次元フーリエ変換
して得られる再構成画像は画像ぶれアーティファクトの
ない、すぐれた画質のものとなる。
おいて、エコー信号の発生順序と、その信号から得たデ
ータのＫスペース上での配置位置との関係が、グラジェ
ントエコーとスピンエコーとで逆になるようにしてい
る。そのため、スピンエコーの信号より得たデータをＫ
スペースの中央部分に配置するとともに、グラジェント
エコーの信号より得たデータをＫスペースの周辺部分に
配置するよう位相エンコード量を定めた場合、スピンエ
コーの信号より得たデータが配置される領域とグラジェ
ントエコーの信号より得たデータが配置される領域との
境界において信号強度が急激変化することはなくなり、
ゆるやかな変化となるとともに、Ｋスペース上における
位相エンコード方向の信号強度は、一方の周辺部分のグ
ラジェントエコーの領域で一方向に単調に変化し、中央
部分のスピンエコーの領域で反対の方向に単調に変化
し、さらに他の周辺部分のグラジェントエコーの領域で
もとの方向に単調に変化することになるため、その信号
強度変化の周期の数が少なくなる。そのため、こうして
配置されたＫスペース上のデータを２次元フーリエ変換
して得られる再構成画像は画像ぶれアーティファクトの
ない、すぐれた画質のものとなる。
【００１１】
【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。
【００１２】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。
【００１３】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。
ＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号は振幅変調回路３２で
振幅変調され、ＲＦ電力増幅器３３を経てＲＦコイル１
２に加えられる。各傾斜磁場の波形及び振幅変調波形な
いしこれら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。
ＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号は振幅変調回路３２で
振幅変調され、ＲＦ電力増幅器３３を経てＲＦコイル１
２に加えられる。各傾斜磁場の波形及び振幅変調波形な
いしこれら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。
【００１４】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。このデータはコンピ
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
なうとともに、シーケンスコントローラ５２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。このデータはコンピ
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
なうとともに、シーケンスコントローラ５２を制御す
る。
【００１５】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。
【００１６】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パルスは正負に
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、Ｓ２、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１
８０゜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、Ｓ
８、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、Ｓ
９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パルスは正負に
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、Ｓ２、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１
８０゜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、Ｓ
８、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、Ｓ
９とがグラジェントエコーである。
【００１７】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
配置されるようなものとなる。つぎの信号Ｓ２に対して
はＧｐパルス６２が印加されるが、このＧｐパルス６２
は負の極性で、その絶対値はＧｐパルス６１より少し大
きなものとなっている。信号Ｓ２にはＧｐパルス６１、
６２の積算された位相エンコード量が加わるため、この
信号Ｓ２のデータはＫスペース上で図３のＡに示すよう
に上下方向の中央部よりは少し下側の位置に配置される
ようなものとなる。３番目のＧｐパルス６３は、Ｇｐパ
ルス６２と同じ負の極性で、その絶対値がかなり小さい
ものとされている。これにより３番目の信号Ｓ３のデー
タは、図３のＡに示すように、信号Ｓ２のデータの位置
に隣接した下側の位置において、Ｋスペース上に配置さ
れるようなものとなる。その後、これら３つのＧｐパル
ス６１〜６３による位相エンコード量の積算値をいった
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
配置されるようなものとなる。つぎの信号Ｓ２に対して
はＧｐパルス６２が印加されるが、このＧｐパルス６２
は負の極性で、その絶対値はＧｐパルス６１より少し大
きなものとなっている。信号Ｓ２にはＧｐパルス６１、
６２の積算された位相エンコード量が加わるため、この
信号Ｓ２のデータはＫスペース上で図３のＡに示すよう
に上下方向の中央部よりは少し下側の位置に配置される
ようなものとなる。３番目のＧｐパルス６３は、Ｇｐパ
ルス６２と同じ負の極性で、その絶対値がかなり小さい
ものとされている。これにより３番目の信号Ｓ３のデー
タは、図３のＡに示すように、信号Ｓ２のデータの位置
に隣接した下側の位置において、Ｋスペース上に配置さ
れるようなものとなる。その後、これら３つのＧｐパル
ス６１〜６３による位相エンコード量の積算値をいった
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。
【００１８】２番目の１８０゜パルスの直後に加えられ
るＧｐパルス６５はＧｐパルス６１と同極性でやや小さ
いものとされ、これにより信号Ｓ４のデータが、Ｋスペ
ース上で信号Ｓ１のデータの配置位置に隣接した下側の
位置に配置されるようなものとなる。その後加えられる
Ｇｐパルス６６、６７はＧｐパルス６１とは反対極性
で、かつこれらの２つは同じ大きさの絶対値とされる。
そのため、信号Ｓ５、Ｓ６のデータは、Ｋスペース上で
は信号Ｓ４のデータ位置よりある程度離れた下側に配置
されるものとなるとともに、その間隔は同じものとな
る。そこで、図３のＡに示すように、信号Ｓ５のデータ
は信号Ｓ２のデータ位置に隣接した上側に、信号Ｓ６の
データは信号Ｓ３のデータ位置に隣接した下側に、それ
ぞれ配置されるようなものとなる。その後リワインド用
のＧｐパルス６８が加えられる。
るＧｐパルス６５はＧｐパルス６１と同極性でやや小さ
いものとされ、これにより信号Ｓ４のデータが、Ｋスペ
ース上で信号Ｓ１のデータの配置位置に隣接した下側の
位置に配置されるようなものとなる。その後加えられる
Ｇｐパルス６６、６７はＧｐパルス６１とは反対極性
で、かつこれらの２つは同じ大きさの絶対値とされる。
そのため、信号Ｓ５、Ｓ６のデータは、Ｋスペース上で
は信号Ｓ４のデータ位置よりある程度離れた下側に配置
されるものとなるとともに、その間隔は同じものとな
る。そこで、図３のＡに示すように、信号Ｓ５のデータ
は信号Ｓ２のデータ位置に隣接した上側に、信号Ｓ６の
データは信号Ｓ３のデータ位置に隣接した下側に、それ
ぞれ配置されるようなものとなる。その後リワインド用
のＧｐパルス６８が加えられる。
【００１９】３番目の１８０゜パルスの直後のＧｐパル
ス６９はＧｐパルス６５と同極性でそれよりもやや小さ
いものとされ、これにより信号Ｓ７のデータが、Ｋスペ
ース上で信号Ｓ４のデータの配置位置に隣接した下側の
位置に配置されるようなものとなる。その後加えられる
Ｇｐパルス７０はＧｐパルス６９とは反対極性で絶対値
の小さなものとされるので、信号Ｓ８には信号Ｓ７より
はやや小さな位相エンコード量が加えられることとな
り、その結果、Ｋスペースにおいて信号Ｓ７のデータ位
置に隣接した下側の位置に、この信号Ｓ８のデータが配
置されることになる。Ｇｐパルス７１は負の極性で絶対
値の大きなものとされるので、信号Ｓ９のデータがＫス
ペース上で配置される位置は、信号Ｓ８のデータ位置よ
りは相当離れた下側となり、図３のＡで示すようにＫス
ペースの最も下側の位置となる。その後リワインド用の
Ｇｐパルス７２が加えられる。
ス６９はＧｐパルス６５と同極性でそれよりもやや小さ
いものとされ、これにより信号Ｓ７のデータが、Ｋスペ
ース上で信号Ｓ４のデータの配置位置に隣接した下側の
位置に配置されるようなものとなる。その後加えられる
Ｇｐパルス７０はＧｐパルス６９とは反対極性で絶対値
の小さなものとされるので、信号Ｓ８には信号Ｓ７より
はやや小さな位相エンコード量が加えられることとな
り、その結果、Ｋスペースにおいて信号Ｓ７のデータ位
置に隣接した下側の位置に、この信号Ｓ８のデータが配
置されることになる。Ｇｐパルス７１は負の極性で絶対
値の大きなものとされるので、信号Ｓ９のデータがＫス
ペース上で配置される位置は、信号Ｓ８のデータ位置よ
りは相当離れた下側となり、図３のＡで示すようにＫス
ペースの最も下側の位置となる。その後リワインド用の
Ｇｐパルス７２が加えられる。
【００２０】このようにして各信号のデータのＫスペー
ス上での配置位置が定まるようにそれぞれの位相エンコ
ード量が決定されるため、スピンエコーによって得た３
つのデータはＫスペース上で中央の低周波領域である領
域ロに、グラジェントエコーによって得た６つのデータ
はＫスペース上で両側の高周波領域である領域イ、ハに
それぞれ配置される。しかも、この順番に得られる９つ
の信号Ｓ１〜Ｓ９のデータの、Ｋスペース上での配置位
置は、領域イ、ハでは得られた順番にしたがって上から
下へと並ぶ関係になっているが、領域ロでは逆に得られ
るごとに下から上へと並べられる関係となっている。信
号強度は９０゜パルスからの時間に応じて減衰している
ので、Ｋスペース上での信号強度は図３のＢに示すよう
なものとなり、Ｋスペースの上から下方向に見ると、領
域イでは減少し、領域ロでは増加し、領域ハでは再び減
少しており、スピンエコーの領域ロとグラジェントエコ
ーの領域イ、ハとの間で信号強度が大きく変動すること
がないとともに、その変動の周期の数も少ないものとな
っている。
ス上での配置位置が定まるようにそれぞれの位相エンコ
ード量が決定されるため、スピンエコーによって得た３
つのデータはＫスペース上で中央の低周波領域である領
域ロに、グラジェントエコーによって得た６つのデータ
はＫスペース上で両側の高周波領域である領域イ、ハに
それぞれ配置される。しかも、この順番に得られる９つ
の信号Ｓ１〜Ｓ９のデータの、Ｋスペース上での配置位
置は、領域イ、ハでは得られた順番にしたがって上から
下へと並ぶ関係になっているが、領域ロでは逆に得られ
るごとに下から上へと並べられる関係となっている。信
号強度は９０゜パルスからの時間に応じて減衰している
ので、Ｋスペース上での信号強度は図３のＢに示すよう
なものとなり、Ｋスペースの上から下方向に見ると、領
域イでは減少し、領域ロでは増加し、領域ハでは再び減
少しており、スピンエコーの領域ロとグラジェントエコ
ーの領域イ、ハとの間で信号強度が大きく変動すること
がないとともに、その変動の周期の数も少ないものとな
っている。
【００２１】したがって、このようにして配置されたＫ
スペース上のデータを２次元フーリエ変換して再構成画
像すれば、画像ぶれアーティファクトのない、すぐれた
画質の再構成画像が得られることになる。
スペース上のデータを２次元フーリエ変換して再構成画
像すれば、画像ぶれアーティファクトのない、すぐれた
画質の再構成画像が得られることになる。
【００２２】なお、ここでは９つの信号から画像再構成
しているが、上記のシーケンスを繰り返して９の倍数の
信号からデータを得て画像再構成する場合は、その繰り
返しごとに位相エンコード量をすこしずつ変化させてＫ
スペース上に配置される９の倍数のライン分のデータを
収集するようにすればよい。また、上記ではＧｐパルス
６１、６５、６９を正極性のものとして徐々に小さくし
ているが、負極性のものとして徐々に小さくし、他のＧ
ｐパルスの極性もすべて反対のものとすれば、図３のＡ
の上限関係を正反対にしたようなデータ収集ができる。
さらに、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。
しているが、上記のシーケンスを繰り返して９の倍数の
信号からデータを得て画像再構成する場合は、その繰り
返しごとに位相エンコード量をすこしずつ変化させてＫ
スペース上に配置される９の倍数のライン分のデータを
収集するようにすればよい。また、上記ではＧｐパルス
６１、６５、６９を正極性のものとして徐々に小さくし
ているが、負極性のものとして徐々に小さくし、他のＧ
ｐパルスの極性もすべて反対のものとすれば、図３のＡ
の上限関係を正反対にしたようなデータ収集ができる。
さらに、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。
【００２３】
【発明の効果】この発明のＭＲイメージング装置によれ
ば、画像ぶれアーティファクトのない、すぐれた画質の
再構成画像を高速に得ることができる。
ば、画像ぶれアーティファクトのない、すぐれた画質の
再構成画像を高速に得ることができる。
【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スペースおよび信号強度を
示す図。
示す図。
【図４】従来例のパルスシーケンスを示すタイムチャー
ト。
ト。
【図５】従来例におけるＫスペースおよび信号強度を示
す図。
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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０ Ｙ
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、スピンエコーの信号より得たデータ
がＫスペースの中央部分に、グラジェントエコーの信号
より得たデータがＫスペースの周辺部分にそれぞれ配置
され、かつ１個の章動パルスから始まる繰り返し期間内
では、エコー信号の発生順序とＫスペース上での配置位
置との関係が、グラジェントエコーとスピンエコーとで
逆になるように、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 (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6087715A JP2713160B2 (ja) | 1994-03-31 | 1994-03-31 | Ｍｒイメージング装置 |
| EP94119376A EP0675372A1 (en) | 1994-03-31 | 1994-12-08 | MR imaging apparatus |
| US08/358,585 US5521505A (en) | 1994-03-31 | 1994-12-13 | MR imaging apparatus |
| CN95100734A CN1085844C (zh) | 1994-03-31 | 1995-01-25 | 磁共振成象设备 |
| KR1019950001547A KR100352348B1 (ko) | 1994-03-31 | 1995-01-27 | Mr이메징장치 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6087715A JP2713160B2 (ja) | 1994-03-31 | 1994-03-31 | Ｍｒイメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07265281A true JPH07265281A (ja) | 1995-10-17 |
| JP2713160B2 JP2713160B2 (ja) | 1998-02-16 |
Family
ID=13922609
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6087715A Expired - Fee Related JP2713160B2 (ja) | 1994-03-31 | 1994-03-31 | Ｍｒイメージング装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5521505A (ja) |
| EP (1) | EP0675372A1 (ja) |
| JP (1) | JP2713160B2 (ja) |
| KR (1) | KR100352348B1 (ja) |
| CN (1) | CN1085844C (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008154945A (ja) * | 2006-12-26 | 2008-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN106954333A (zh) * | 2017-03-28 | 2017-07-14 | 中国科学院上海光学精密机械研究所 | 激光等离子体加速电子束源的多功能聚焦装置和使用方法 |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5709208A (en) * | 1994-04-08 | 1998-01-20 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for multidimensional localization and for rapid magnetic resonance spectroscopic imaging |
| 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 |
| US5680045A (en) * | 1995-07-20 | 1997-10-21 | Feinberg David A | Grase-type MR pulse sequences |
| JPH09234188A (ja) * | 1996-02-29 | 1997-09-09 | Shimadzu Corp | Ｍｒイメージング装置 |
| JP3525007B2 (ja) * | 1996-03-28 | 2004-05-10 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE19720438A1 (de) * | 1997-05-15 | 1998-11-19 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Gewinnung von Daten für Magnetresonanz-Bildgebung |
| JP3815585B2 (ja) * | 1997-10-17 | 2006-08-30 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3814157B2 (ja) * | 2001-04-17 | 2006-08-23 | 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 | Ｍｒｉ装置 |
| US6774628B2 (en) * | 2002-01-18 | 2004-08-10 | Schlumberger Technology Corporation | Nuclear magnetic resonance imaging using phase encoding with non-linear gradient fields |
| CN100504434C (zh) * | 2003-01-21 | 2009-06-24 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 具有非线性磁场梯度的磁共振成像方法和装置 |
| DE10353342B4 (de) * | 2003-11-14 | 2008-07-17 | Siemens Ag | Verbesserte MRT-Bildgebung auf Basis konventioneller PPA-Rekonstruktionsverfahren |
| CN100409022C (zh) * | 2003-12-29 | 2008-08-06 | 中国科学院电工研究所 | 一种阻抗成像方法及装置 |
| DE102015223658B4 (de) * | 2015-11-30 | 2017-08-17 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz-Signalen eines Untersuchungsobjekts |
| US10823806B2 (en) * | 2017-11-22 | 2020-11-03 | Siemens Healthcare Gmbh | Magnetic resonance imaging using dataset undersampling |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4748410A (en) * | 1986-08-06 | 1988-05-31 | Stanford University | Rapid NMR imaging system |
| US4833407A (en) * | 1987-06-24 | 1989-05-23 | Picker International, Inc. | Scan time reduction using conjugate symmetry and recalled echo |
| US4901020A (en) * | 1988-05-30 | 1990-02-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulse sequence for operating a nuclear magnetic resonance tomography apparatus for producing images with different T2 contrast |
| JP2644831B2 (ja) * | 1988-07-06 | 1997-08-25 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒイメージングにおける画像再構成方法 |
| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| US5285158A (en) * | 1992-08-06 | 1994-02-08 | Wisconsin Alumni Research Foundation | NMR angiography using fast pulse sequences with preparatory pulses |
-
1994
- 1994-03-31 JP JP6087715A patent/JP2713160B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1994-12-08 EP EP94119376A patent/EP0675372A1/en not_active Withdrawn
- 1994-12-13 US US08/358,585 patent/US5521505A/en not_active Expired - Fee Related
-
1995
- 1995-01-25 CN CN95100734A patent/CN1085844C/zh not_active Expired - Fee Related
- 1995-01-27 KR KR1019950001547A patent/KR100352348B1/ko not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008154945A (ja) * | 2006-12-26 | 2008-07-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN106954333A (zh) * | 2017-03-28 | 2017-07-14 | 中国科学院上海光学精密机械研究所 | 激光等离子体加速电子束源的多功能聚焦装置和使用方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN1085844C (zh) | 2002-05-29 |
| EP0675372A1 (en) | 1995-10-04 |
| JP2713160B2 (ja) | 1998-02-16 |
| CN1118879A (zh) | 1996-03-20 |
| KR100352348B1 (ko) | 2002-12-26 |
| US5521505A (en) | 1996-05-28 |
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