JPH11113877A - 核磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents
核磁気共鳴イメージング方法Info
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- JPH11113877A JPH11113877A JP9284944A JP28494497A JPH11113877A JP H11113877 A JPH11113877 A JP H11113877A JP 9284944 A JP9284944 A JP 9284944A JP 28494497 A JP28494497 A JP 28494497A JP H11113877 A JPH11113877 A JP H11113877A
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- 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
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】マルチショットEPIシーケンスにおいて、ナビ
ゲーションエコーを用い被検体の体動を高速且つ高精度
に補正する。 【解決手段】被検体にＲＦパルスを照射後、各ＲＦパル
スに対して位相エンコード量０のナビゲーションエコー
を付加的に発生させ、そのうちの1つを基準ナビゲーシ
ョンエコーとし、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲ
ーションエコー間の各時相における位相差（位相シフト
マップ）を作成する（処理11）。この位相シフトマップ
は更にノイズを除去する処理12〜14を行う。次いで、同
一のＲＦパルスで生じたエコー信号の各時相における位
相を、そのナビゲーションエコーについて作成された位
相差（位相シフトマップ）で補正し、この補正を各ＲＦ
パルスで生じたエコー信号について実施し（処理15）、
補正後のエコー信号を用いて、被検体がピクセル単位以
上で動くことにより生じるアーチファクトを無くす。
ゲーションエコーを用い被検体の体動を高速且つ高精度
に補正する。 【解決手段】被検体にＲＦパルスを照射後、各ＲＦパル
スに対して位相エンコード量０のナビゲーションエコー
を付加的に発生させ、そのうちの1つを基準ナビゲーシ
ョンエコーとし、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲ
ーションエコー間の各時相における位相差（位相シフト
マップ）を作成する（処理11）。この位相シフトマップ
は更にノイズを除去する処理12〜14を行う。次いで、同
一のＲＦパルスで生じたエコー信号の各時相における位
相を、そのナビゲーションエコーについて作成された位
相差（位相シフトマップ）で補正し、この補正を各ＲＦ
パルスで生じたエコー信号について実施し（処理15）、
補正後のエコー信号を用いて、被検体がピクセル単位以
上で動くことにより生じるアーチファクトを無くす。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体中の水素や
燐等からの核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）信号を測
定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁
気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置におけるイメージグ方法（以
下、ＭＲＩ方法という）に関し、特に体動アーチファク
トをなくしたＭＲＩ方法に関する。
燐等からの核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）信号を測
定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁
気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置におけるイメージグ方法（以
下、ＭＲＩ方法という）に関し、特に体動アーチファク
トをなくしたＭＲＩ方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】現在ＭＲＩ装置の代表的な高速撮像シー
ケンスとしてエコープレナーイメージング（EPI）があ
る。このシーケンスは、図６に示すように、検知する磁
化を含む被検体に高周波（RF）パルス201を照射すると
同時にスライスを選択する傾斜磁場パルス202を印加
し、画像化するスライスを選択する。次に読み出し傾斜
磁場のオフセットを与えるパルス205を印加した後、連
続して反転する読み出し傾斜磁場パルス206を印加す
る。傾斜磁場パルス206に同期して、位相エンコード傾
斜磁場パルス204を離散的に印加する。反転する読み出
し傾斜磁場206の各周期内で各位相エンコードのエコー
信号207が時系列的に発生するので、これを時間範囲208
の間おのおのサンプリングし時系列データを得る。こう
して得られた各エコー信号から画像を再構成する。動作
209により画像再構成に必要な全エコーを収集する。
ケンスとしてエコープレナーイメージング（EPI）があ
る。このシーケンスは、図６に示すように、検知する磁
化を含む被検体に高周波（RF）パルス201を照射すると
同時にスライスを選択する傾斜磁場パルス202を印加
し、画像化するスライスを選択する。次に読み出し傾斜
磁場のオフセットを与えるパルス205を印加した後、連
続して反転する読み出し傾斜磁場パルス206を印加す
る。傾斜磁場パルス206に同期して、位相エンコード傾
斜磁場パルス204を離散的に印加する。反転する読み出
し傾斜磁場206の各周期内で各位相エンコードのエコー
信号207が時系列的に発生するので、これを時間範囲208
の間おのおのサンプリングし時系列データを得る。こう
して得られた各エコー信号から画像を再構成する。動作
209により画像再構成に必要な全エコーを収集する。
【０００３】このように１回のＲＦパルス照射で１枚の
画像に必要な全エコーを収集するシングルショットＥＰ
Ｉシーケンスに対し、異なる位相エンコードのエコーを
分割して取得するマルチショットＥＰＩがある。これは
図６の動作209で、一部分のみの位相エンコードデータ
を取得し、次に位相エンコードのオフセットを与えるパ
ルス203を変化させながら動作209を繰り返し、残りのエ
コー信号207を取得する。マルチショットEPIは、動作20
9を繰り返すため、一枚の画像を取得するためのデータ
取得時間は長くなるが、動作209内で取得するエコー207
の数が減り、動作209自体は短時間になる。この結果、
エコーの信号低下が少なくなり、高画質の絵が取得でき
る。
画像に必要な全エコーを収集するシングルショットＥＰ
Ｉシーケンスに対し、異なる位相エンコードのエコーを
分割して取得するマルチショットＥＰＩがある。これは
図６の動作209で、一部分のみの位相エンコードデータ
を取得し、次に位相エンコードのオフセットを与えるパ
ルス203を変化させながら動作209を繰り返し、残りのエ
コー信号207を取得する。マルチショットEPIは、動作20
9を繰り返すため、一枚の画像を取得するためのデータ
取得時間は長くなるが、動作209内で取得するエコー207
の数が減り、動作209自体は短時間になる。この結果、
エコーの信号低下が少なくなり、高画質の絵が取得でき
る。
【０００４】ところでＭＲＩにおいて、被検体が動くと
画像に大きなアーチファクトが生じることが知られてい
る。これを体動アーチファクトという。この体動アーチ
ファクトが発生する理由は、動きにより各取得エコーの
位相が変化した場合、変化したエコーを含めて位相エン
コード（又はスライスエンコード）方向にフーリエ変換
するために生じる。この結果、被検体が数mm動いただけ
で当該エンコード方向に画面全体に画像が流れたように
なり、臨床診断に大きな支障をきたす。
画像に大きなアーチファクトが生じることが知られてい
る。これを体動アーチファクトという。この体動アーチ
ファクトが発生する理由は、動きにより各取得エコーの
位相が変化した場合、変化したエコーを含めて位相エン
コード（又はスライスエンコード）方向にフーリエ変換
するために生じる。この結果、被検体が数mm動いただけ
で当該エンコード方向に画面全体に画像が流れたように
なり、臨床診断に大きな支障をきたす。
【０００５】異なる位相エンコードのエコー信号を取得
する間で被検体が動かない場合は、この体動アーチファ
クトは発生しないため、全エコーを1回のRF励起で取得
するシングルショットEPIでは、著しく体動アーチファ
クトは減少する。しかし、上述したマルチショットEPI
では異なるエンコードのエコーを複数のRF励起に分解し
て撮像するため、依然体動アーチファクトは発生する。
この問題はスライス方向にもエンコードする3D-EPIでも
同様である。
する間で被検体が動かない場合は、この体動アーチファ
クトは発生しないため、全エコーを1回のRF励起で取得
するシングルショットEPIでは、著しく体動アーチファ
クトは減少する。しかし、上述したマルチショットEPI
では異なるエンコードのエコーを複数のRF励起に分解し
て撮像するため、依然体動アーチファクトは発生する。
この問題はスライス方向にもエンコードする3D-EPIでも
同様である。
【０００６】このアーチファクトを除去する手法として
ナビゲーションエコーを用いた方法がある（Seong-Gi K
im ら「ナビゲータを持つ高速インターリーブＥＰＩ：
４テスラにおける高分解能の解剖学的及び機能的イメー
ジ」マグネティックレゾナンスインメディスン 35:895
-902、June 1996）。
ナビゲーションエコーを用いた方法がある（Seong-Gi K
im ら「ナビゲータを持つ高速インターリーブＥＰＩ：
４テスラにおける高分解能の解剖学的及び機能的イメー
ジ」マグネティックレゾナンスインメディスン 35:895
-902、June 1996）。
【０００７】この方法では、図６のＲＦパルス201と一
連のデータ処理ルーチン211との間で、ナビゲーション
エコー発生用傾斜磁場パルスを印加することによりナビ
ゲーションエコーを発生させる。ナビゲーションエコー
は各RF照射毎に１個以上入っている。繰り返し時間210
内での被検体の位置ゆらぎはないものとし、１の繰り返
し時間内で取得されたナビゲーションエコーと他の繰り
返し時間内で取得されたナビゲーションエコーとの変化
から、被検体の動きを推定する。
連のデータ処理ルーチン211との間で、ナビゲーション
エコー発生用傾斜磁場パルスを印加することによりナビ
ゲーションエコーを発生させる。ナビゲーションエコー
は各RF照射毎に１個以上入っている。繰り返し時間210
内での被検体の位置ゆらぎはないものとし、１の繰り返
し時間内で取得されたナビゲーションエコーと他の繰り
返し時間内で取得されたナビゲーションエコーとの変化
から、被検体の動きを推定する。
【０００８】このようなナビゲーションエコーを利用し
た信号の位相補正方法は主として２つある。１）ナビゲ
ーションエコーをフーリエ変換してプロファイルを求
め、異なるナビゲーションエコー間のプロファイルの位
置ずれからナビゲーションエコーの位相差を相関関係に
より求め、対応する本計測の信号の位相をｋ空間上で補
正する方法と、２）ナビゲーションエコーをフーリエ変
換し、フーリエ変換された信号について、異なるナビゲ
ーションエコー間の位相差を求め、ナビゲーションエコ
ーと同じ軸にフーリエ変換された信号について、対応す
るナビゲーションエコーの位相に基づき実空間上で補正
する方法である。
た信号の位相補正方法は主として２つある。１）ナビゲ
ーションエコーをフーリエ変換してプロファイルを求
め、異なるナビゲーションエコー間のプロファイルの位
置ずれからナビゲーションエコーの位相差を相関関係に
より求め、対応する本計測の信号の位相をｋ空間上で補
正する方法と、２）ナビゲーションエコーをフーリエ変
換し、フーリエ変換された信号について、異なるナビゲ
ーションエコー間の位相差を求め、ナビゲーションエコ
ーと同じ軸にフーリエ変換された信号について、対応す
るナビゲーションエコーの位相に基づき実空間上で補正
する方法である。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】上記補正方法のうち
１）の方法は、信号をフーリエ変換するために計算時間
がかかり、また、プロファイルの位置ずれから相関関係
により位相差を求めるため、精度良く位相差を求めるこ
とができない問題がある。２）の補正方法は、フーリエ
変換された信号の位相差を求めるので、0.1ピクセル単
位の小さい動きしか補正できない。
１）の方法は、信号をフーリエ変換するために計算時間
がかかり、また、プロファイルの位置ずれから相関関係
により位相差を求めるため、精度良く位相差を求めるこ
とができない問題がある。２）の補正方法は、フーリエ
変換された信号の位相差を求めるので、0.1ピクセル単
位の小さい動きしか補正できない。
【００１０】また生検やカテーテル導入といった手技を
撮像と平行して行うＩＶＲ（Interventional Radiolog
y）に適用する場合には、5mm程度の被検体の動きをリア
ルタイムに補正する必要があるが、上述した２つの方法
ではこれに対応することはできない。
撮像と平行して行うＩＶＲ（Interventional Radiolog
y）に適用する場合には、5mm程度の被検体の動きをリア
ルタイムに補正する必要があるが、上述した２つの方法
ではこれに対応することはできない。
【００１１】本発明は、ピクセル単位以上の動きによる
アーチファクトをなくすことができる位相補正方法を提
供することを目的とする。また本発明はリアルタイムで
位相補正でき、アーチファクトのない画像を得られるＭ
ＲＩ方法を提供することを目的とする。
アーチファクトをなくすことができる位相補正方法を提
供することを目的とする。また本発明はリアルタイムで
位相補正でき、アーチファクトのない画像を得られるＭ
ＲＩ方法を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明では、マルチショットEPI或いは３Ｄ−EPI法
等の１つのＲＦ照射毎に少なくとも１のエコー信号を発
生させるシーケンスを繰り返すことによって画像再構成
に必要なデータを収集するＭＲＩ方法において、各ＲＦ
パルス照射毎に少なくとも１のナビゲーションエコーを
発生させ、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲーショ
ンエコーとの位相差を直接求め、この位相差に基づきｋ
空間上で対応するエコーの位相を補正する。
に、本発明では、マルチショットEPI或いは３Ｄ−EPI法
等の１つのＲＦ照射毎に少なくとも１のエコー信号を発
生させるシーケンスを繰り返すことによって画像再構成
に必要なデータを収集するＭＲＩ方法において、各ＲＦ
パルス照射毎に少なくとも１のナビゲーションエコーを
発生させ、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲーショ
ンエコーとの位相差を直接求め、この位相差に基づきｋ
空間上で対応するエコーの位相を補正する。
【００１３】即ち、本発明のＭＲＩ方法は、被検体に磁
気共鳴周波数ｆのＲＦパルスを照射後、エコー信号を時
系列的に検出するシーケンスを複数回繰り返し画像デー
タを得る方法において、ａ）各ＲＦパルスに対して少な
くも1つの位相エンコード量０のナビゲーションエコー
を付加的に発生させ、そのうちの1つを基準ナビゲーシ
ョンエコーとし、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲ
ーションエコー間の各時相における位相差を作成するス
テップ、ｂ）エコー信号の各時相における位相を、その
エコー信号と同一のＲＦパルスで生じたナビゲーション
エコーについて作成された前記位相差で補正し、この補
正を各ＲＦパルスで生じたエコー信号について実施する
ステップ、ｃ）補正後のエコー信号を用いて、被検体が
ピクセル単位以上で動くことにより生じるアーチファク
トを無くした画像を再構成するステップを備えているも
のである。
気共鳴周波数ｆのＲＦパルスを照射後、エコー信号を時
系列的に検出するシーケンスを複数回繰り返し画像デー
タを得る方法において、ａ）各ＲＦパルスに対して少な
くも1つの位相エンコード量０のナビゲーションエコー
を付加的に発生させ、そのうちの1つを基準ナビゲーシ
ョンエコーとし、各ナビゲーションエコーと基準ナビゲ
ーションエコー間の各時相における位相差を作成するス
テップ、ｂ）エコー信号の各時相における位相を、その
エコー信号と同一のＲＦパルスで生じたナビゲーション
エコーについて作成された前記位相差で補正し、この補
正を各ＲＦパルスで生じたエコー信号について実施する
ステップ、ｃ）補正後のエコー信号を用いて、被検体が
ピクセル単位以上で動くことにより生じるアーチファク
トを無くした画像を再構成するステップを備えているも
のである。
【００１４】また本発明のＭＲＩ方法は、被検体に磁気
共鳴周波数ｆのＲＦパルスを照射すると同時にスライス
方向の傾斜磁場パルスを印加してスライス選択し、読み
出し方向の傾斜磁場オフセット量を与えるとともにスラ
イス方向及び／又は位相エンコード方向の傾斜磁場パル
スを印加し、更に連続して反転する読み出し方向の傾斜
磁場パルスを印加し、これに同期して位相エンコード方
向の傾斜磁場パルスを印加し、反転する読み出し傾斜磁
場の各周期内で発生するエコー信号Ｓ（kx,ky,kz）（こ
こで、kxは読み出し方向のデータ番号、ky，kzはそれぞ
れ位相エンコード方向及びスライスエンコード方向のエ
ンコード量を表す）を時系列的に検出するシーケンスを
複数（Ｎ）回繰り返し画像データを得る核磁気共鳴イメ
ージング方法において、ａ）ｎ（１≦ｎ≦Ｎ）番目のＲ
Ｆパルスに対して、軸α（αはｘ、ｙ又はｚのいずれか
を表す）方向に少なくとも１つの位相エンコード量０の
ナビゲーンョンエコーＶ（kα,n）を付加的に発生さ
せ、基準ナビゲーションエコーＶ（kα,n0）とナビゲー
ンョンエコーＶ（kα,n）との位相差をｋα（ｋαはα
軸方向のデータ番号を表す）の関数として計算した位相
シフトマップＣ（kα,n）を作成するステップ、ｂ）前
記位相シフトマップＣ（kα,n）を用いて、ｎ番目のエ
コーと同一のＲＦパルスで生じたエコー信号Ｓ（kx,ky,
kz）の位相をｋ空間でα方向に補正するステップ、及び
ｃ）前記補正されたエコー信号Ｓ’を用いて、被検体の
α方向の体動により生じるアーチファクトを無くした画
像を再構成するステップを備える。
共鳴周波数ｆのＲＦパルスを照射すると同時にスライス
方向の傾斜磁場パルスを印加してスライス選択し、読み
出し方向の傾斜磁場オフセット量を与えるとともにスラ
イス方向及び／又は位相エンコード方向の傾斜磁場パル
スを印加し、更に連続して反転する読み出し方向の傾斜
磁場パルスを印加し、これに同期して位相エンコード方
向の傾斜磁場パルスを印加し、反転する読み出し傾斜磁
場の各周期内で発生するエコー信号Ｓ（kx,ky,kz）（こ
こで、kxは読み出し方向のデータ番号、ky，kzはそれぞ
れ位相エンコード方向及びスライスエンコード方向のエ
ンコード量を表す）を時系列的に検出するシーケンスを
複数（Ｎ）回繰り返し画像データを得る核磁気共鳴イメ
ージング方法において、ａ）ｎ（１≦ｎ≦Ｎ）番目のＲ
Ｆパルスに対して、軸α（αはｘ、ｙ又はｚのいずれか
を表す）方向に少なくとも１つの位相エンコード量０の
ナビゲーンョンエコーＶ（kα,n）を付加的に発生さ
せ、基準ナビゲーションエコーＶ（kα,n0）とナビゲー
ンョンエコーＶ（kα,n）との位相差をｋα（ｋαはα
軸方向のデータ番号を表す）の関数として計算した位相
シフトマップＣ（kα,n）を作成するステップ、ｂ）前
記位相シフトマップＣ（kα,n）を用いて、ｎ番目のエ
コーと同一のＲＦパルスで生じたエコー信号Ｓ（kx,ky,
kz）の位相をｋ空間でα方向に補正するステップ、及び
ｃ）前記補正されたエコー信号Ｓ’を用いて、被検体の
α方向の体動により生じるアーチファクトを無くした画
像を再構成するステップを備える。
【００１５】本発明のＭＲＩ方法では、ナビゲーション
エコー間の位相差を計測空間（例えばkx）の関数として
直接求めるため、実空間におけるプロファイルのずれと
位相との相関を求める相関処理や１次元フーリエ変換が
不要であり、被検体の大きな動きを高速に高精度に補正
できる。
エコー間の位相差を計測空間（例えばkx）の関数として
直接求めるため、実空間におけるプロファイルのずれと
位相との相関を求める相関処理や１次元フーリエ変換が
不要であり、被検体の大きな動きを高速に高精度に補正
できる。
【００１６】好適には、ステップｂ）において、位相シ
フトマップＣ（kα,n）にフィルタ処理を行う。または
位相シフトマップＣ（kα,n）を関数でフィッティング
する。より好適にはフィルタ処理後の位相シフトマップ
Ｃ（kα,n）を関数フィッティングする。これにより体
動アーチファクトをほぼ完全に取り除くことができる。
フトマップＣ（kα,n）にフィルタ処理を行う。または
位相シフトマップＣ（kα,n）を関数でフィッティング
する。より好適にはフィルタ処理後の位相シフトマップ
Ｃ（kα,n）を関数フィッティングする。これにより体
動アーチファクトをほぼ完全に取り除くことができる。
【００１７】
【発明の実施の形態】以下、本発明のＭＲＩ方法を図面
を参照して説明する。
を参照して説明する。
【００１８】図５は、本発明が適用される典型的なＭＲ
Ｉ装置の概略構成を示す図で、このＭＲＩ装置は、被検
体401の周囲に静磁場を磁場を発生する磯石402と、該空
間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、この領
域に高周波磁場を発生するRFコイル404と、被検体401が
発生するMR信号を検出するRFプローブ405とを備えてい
る。ベッド412は被検体が横たわるためのものである。
Ｉ装置の概略構成を示す図で、このＭＲＩ装置は、被検
体401の周囲に静磁場を磁場を発生する磯石402と、該空
間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、この領
域に高周波磁場を発生するRFコイル404と、被検体401が
発生するMR信号を検出するRFプローブ405とを備えてい
る。ベッド412は被検体が横たわるためのものである。
【００１９】傾斜磁場コイル403は、直交する３軸方向
の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの
信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これら３軸
方向の傾斜磁場コイルにより、スライス方向、位相エン
コード方向及び読み出し方向からなる３軸方向の傾斜磁
場を被検体の置かれた空間に印加することができる。
尚、傾斜磁場の印加軸は必ずしも傾斜磁場コイルのｘｙ
ｚ軸と一致する必要はない。
の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの
信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これら３軸
方向の傾斜磁場コイルにより、スライス方向、位相エン
コード方向及び読み出し方向からなる３軸方向の傾斜磁
場を被検体の置かれた空間に印加することができる。
尚、傾斜磁場の印加軸は必ずしも傾斜磁場コイルのｘｙ
ｚ軸と一致する必要はない。
【００２０】RFコイル404はRF送信部410の信号に応じて
高周波磁場をパルスとして発生する。RFプローブ405の
信号は、信号検出部406で検出され、信号処理部407で信
号処理され、また計算により画像信号に変換される。画
像は表示部408で表示される。傾斜磁場電源409、RF送信
部410、信号検出部406は制御部411で制御され、制御の
タイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれてい
る。
高周波磁場をパルスとして発生する。RFプローブ405の
信号は、信号検出部406で検出され、信号処理部407で信
号処理され、また計算により画像信号に変換される。画
像は表示部408で表示される。傾斜磁場電源409、RF送信
部410、信号検出部406は制御部411で制御され、制御の
タイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれてい
る。
【００２１】このようなＭＲＩ装置において本発明の方
法が採用するパルスシーケンスの一実施例を図２に示
す。このパルスシーケンスは図６に示すマルチショット
シーケンスにナビゲーションエコーを発生させる手順を
加えたもので、まずスライス傾斜磁場Ｇｓ202と同時に
ＲＦパルス2011が照射され、次いでナビゲーションエコ
ー発生のための傾斜磁場Ｇｒ301が印加される。この傾
斜磁場301の正負の印加量が等しくなったところでエコ
ー3021が発生し、これを時間範囲303の間サンプリング
し時系列データを得る。このナビゲーションエコーには
位相エンコード傾斜磁場が印加されておらず、位相エン
コード量０である。
法が採用するパルスシーケンスの一実施例を図２に示
す。このパルスシーケンスは図６に示すマルチショット
シーケンスにナビゲーションエコーを発生させる手順を
加えたもので、まずスライス傾斜磁場Ｇｓ202と同時に
ＲＦパルス2011が照射され、次いでナビゲーションエコ
ー発生のための傾斜磁場Ｇｒ301が印加される。この傾
斜磁場301の正負の印加量が等しくなったところでエコ
ー3021が発生し、これを時間範囲303の間サンプリング
し時系列データを得る。このナビゲーションエコーには
位相エンコード傾斜磁場が印加されておらず、位相エン
コード量０である。
【００２２】図２において点線で囲った部分2111、2112
は図６における手順211に対応し、ここでは通常のＥＰ
Ｉシーケンスにより複数のエコー信号からなる時系列デ
ータを取得する手順である。即ち、オフセット読み出し
傾斜磁場205と位相エンコード量にオフセットを与える
ための傾斜磁場Ｇｐ203が与えられ、続いて連続して反
転する読み出し傾斜磁場Ｇｒ206とこれに同期して位相
エンコード傾斜磁場Ｇｐ204が印加される。反転する読
み出し傾斜磁場Ｇｒ206の各周期内で各位相エンコード
のエコー信号207が時系列的に発生するので、これを時
間範囲208の間おのおのサンプリングし時系列データを
得る。
は図６における手順211に対応し、ここでは通常のＥＰ
Ｉシーケンスにより複数のエコー信号からなる時系列デ
ータを取得する手順である。即ち、オフセット読み出し
傾斜磁場205と位相エンコード量にオフセットを与える
ための傾斜磁場Ｇｐ203が与えられ、続いて連続して反
転する読み出し傾斜磁場Ｇｒ206とこれに同期して位相
エンコード傾斜磁場Ｇｐ204が印加される。反転する読
み出し傾斜磁場Ｇｒ206の各周期内で各位相エンコード
のエコー信号207が時系列的に発生するので、これを時
間範囲208の間おのおのサンプリングし時系列データを
得る。
【００２３】ＲＦパルス照射から手順2111までを位相エ
ンコード傾斜磁場Ｇｐ203のオフセット量を変えなが
ら、全位相エンコード量のエコー信号を計測するまで繰
り返し時間304で繰り返す。例えば位相エンコード方向
のエンコード量（ky）を256、１回のＲＦパルス照射で
計測されるエコー信号の数（エコートレイン数Ｍ）を４
とすると、シーケンスのショット数Ｎ（繰り返し数）が
64のマルチショットEPIとなる。この場合、読み出し方
向のデータ数（KX）は256とする。
ンコード傾斜磁場Ｇｐ203のオフセット量を変えなが
ら、全位相エンコード量のエコー信号を計測するまで繰
り返し時間304で繰り返す。例えば位相エンコード方向
のエンコード量（ky）を256、１回のＲＦパルス照射で
計測されるエコー信号の数（エコートレイン数Ｍ）を４
とすると、シーケンスのショット数Ｎ（繰り返し数）が
64のマルチショットEPIとなる。この場合、読み出し方
向のデータ数（KX）は256とする。
【００２４】このパルスシーケンスにおいてショット数
Ｎに対応する数（＝64）のナビゲーションエコーが得ら
れる。各ナビゲーションエコーはＶ（kx,n）で表すこと
ができる。ここでkxは読み出し方向のデータ番号で１≦
kx≦KXを満たす。nはｎ番目のショットにおいて取得さ
れたナビゲーションエコーであることを表し、１≦ｎ≦
Ｎを満たす。同様にｎ番目のショットにおいてｍ番目
（１≦ｍ≦Ｍ）に取得されたエコー信号Ｓは、Ｓ（kx,
n,m）で表すことができる。
Ｎに対応する数（＝64）のナビゲーションエコーが得ら
れる。各ナビゲーションエコーはＶ（kx,n）で表すこと
ができる。ここでkxは読み出し方向のデータ番号で１≦
kx≦KXを満たす。nはｎ番目のショットにおいて取得さ
れたナビゲーションエコーであることを表し、１≦ｎ≦
Ｎを満たす。同様にｎ番目のショットにおいてｍ番目
（１≦ｍ≦Ｍ）に取得されたエコー信号Ｓは、Ｓ（kx,
n,m）で表すことができる。
【００２５】次にこれらナビゲーションエコーを用いて
各エコー信号Ｓ（kx,n,m）の位相を補正する手順につい
て図１を参照して説明する。
各エコー信号Ｓ（kx,n,m）の位相を補正する手順につい
て図１を参照して説明する。
【００２６】今、仮に最初のショットで得られたナビゲ
ーションエコーＶ（kx,1）を基準ナビゲーションエコー
とし、基準ナビゲーションエコーと各ナビゲーションエ
コーＶ（kx,n）との位相差Ｐを求める（ステップ１
１）。位相差は、例えば次のような演算によって求めら
れる。まず、
ーションエコーＶ（kx,1）を基準ナビゲーションエコー
とし、基準ナビゲーションエコーと各ナビゲーションエ
コーＶ（kx,n）との位相差Ｐを求める（ステップ１
１）。位相差は、例えば次のような演算によって求めら
れる。まず、
【００２７】
【数１】 （式中、re[]は信号の実部を、im[]は信号の虚部を、｜
｜は信号の絶対値を表わす。以下、同じ。）、上記演算
によってＣ(kx,n)を求める。このＣ(kx,n)を位相シフト
マップと名付ける。ｎ番目のショット（ＲＦ照射）につ
いての位相差Ｐは、Ｃ(kx,n)を用いて、下式 Ｐ(kx,n)≡arctan（im[C(kx,n)]／re[C(kx,n)]） により求めることができる。尚、基準ナビゲーションエ
コーとしては、６４個得られるナビゲーションエコーの
いずれを用いてもよい。
｜は信号の絶対値を表わす。以下、同じ。）、上記演算
によってＣ(kx,n)を求める。このＣ(kx,n)を位相シフト
マップと名付ける。ｎ番目のショット（ＲＦ照射）につ
いての位相差Ｐは、Ｃ(kx,n)を用いて、下式 Ｐ(kx,n)≡arctan（im[C(kx,n)]／re[C(kx,n)]） により求めることができる。尚、基準ナビゲーションエ
コーとしては、６４個得られるナビゲーションエコーの
いずれを用いてもよい。
【００２８】位相差は、読み出し方向のデータ番号（k
x；時相）毎に求められ、例えば図３（ａ）に模式的に
示すようになる。この位相差は、実際には図３（ａ）に
示すように主値を回っている位相変化51やノイズ52を含
んでいるので、エコー信号Ｓ（kx,n,m）の位相補正に用
いるに先立って、位相変化51やノイズ52を補正する処理
を行う。
x；時相）毎に求められ、例えば図３（ａ）に模式的に
示すようになる。この位相差は、実際には図３（ａ）に
示すように主値を回っている位相変化51やノイズ52を含
んでいるので、エコー信号Ｓ（kx,n,m）の位相補正に用
いるに先立って、位相変化51やノイズ52を補正する処理
を行う。
【００２９】まず主値を回っている位相51を除去するス
テップ１２では、 ｜Ｐ(kx,n)−Ｐ(kx-1,n)｜＞Ａかつ｜Ｐ(kx,n)−Ｐ(kx+
1,n)｜＞Ａ（Ａは定数） のときに、Ｐ(kx,n)＝（Ｐ(kx-1,n)＋Ｐ(kx+1,n)）／２
とする処理を行う。
テップ１２では、 ｜Ｐ(kx,n)−Ｐ(kx-1,n)｜＞Ａかつ｜Ｐ(kx,n)−Ｐ(kx+
1,n)｜＞Ａ（Ａは定数） のときに、Ｐ(kx,n)＝（Ｐ(kx-1,n)＋Ｐ(kx+1,n)）／２
とする処理を行う。
【００３０】このように主値回りを除去した後の位相
は、図３（ｂ）に摸式的に示すように、ノイズが減少し
ている。しかし位相シフト量の算出の妨げとなり得るノ
イズ成分52が含まれており、これらノイズ成分52を除去
するためにメディアンフィルタをかけるステップ１３を
行う。メディアンフィルタの窓は例えば５とする。フィ
ルタ処理によりノイズ成分52は抑制され、図３（ｃ）に
示すように全体的な位相シフトの変化が得られる。尚、
フィルタ処理は、メディアンフィルタの他、バターワー
スフィルタ、局所平均化処理でも良い。
は、図３（ｂ）に摸式的に示すように、ノイズが減少し
ている。しかし位相シフト量の算出の妨げとなり得るノ
イズ成分52が含まれており、これらノイズ成分52を除去
するためにメディアンフィルタをかけるステップ１３を
行う。メディアンフィルタの窓は例えば５とする。フィ
ルタ処理によりノイズ成分52は抑制され、図３（ｃ）に
示すように全体的な位相シフトの変化が得られる。尚、
フィルタ処理は、メディアンフィルタの他、バターワー
スフィルタ、局所平均化処理でも良い。
【００３１】さらにフィルタ処理後の位相をより理想的
な位相回り53（図３（ｃ）の点線で示す）に近づけるた
め、関数フィッティングする（ステップ１４）。関数は
例えばｙ＝ａｘ＋ｂ（ａ，ｂは定数）であるような１次
関数である。このような関数フィッティングは、全時相
（-kx〜+kx）のデータについて行っても良いが、特にコ
ントラストに対する寄与が大きい低域部分となる中心部
のみ行っても良い。図３（ｄ）にはこのような場合を示
している。
な位相回り53（図３（ｃ）の点線で示す）に近づけるた
め、関数フィッティングする（ステップ１４）。関数は
例えばｙ＝ａｘ＋ｂ（ａ，ｂは定数）であるような１次
関数である。このような関数フィッティングは、全時相
（-kx〜+kx）のデータについて行っても良いが、特にコ
ントラストに対する寄与が大きい低域部分となる中心部
のみ行っても良い。図３（ｄ）にはこのような場合を示
している。
【００３２】最後に上記一連のステップ１１〜１４によ
って補正された位相シフトマップＣ'(kx,n)を用いて、
エコー信号Ｓ(kx,n,m)を補正し、位相シフトを補正した
信号Ｓ'(kx,n,m)を得る（ステップ１５）。位相シフト
の補正は、図４（ａ）に示すように位相シフトマップ
Ｃ'(kx,n)と同一ショット、同一時相（kx及びnが同一）
のエコー信号Ｓ(kx,n,m)について次式の演算により行
う。
って補正された位相シフトマップＣ'(kx,n)を用いて、
エコー信号Ｓ(kx,n,m)を補正し、位相シフトを補正した
信号Ｓ'(kx,n,m)を得る（ステップ１５）。位相シフト
の補正は、図４（ａ）に示すように位相シフトマップ
Ｃ'(kx,n)と同一ショット、同一時相（kx及びnが同一）
のエコー信号Ｓ(kx,n,m)について次式の演算により行
う。
【００３３】
【数２】 このように補正された信号Ｓ'(kx,n,m)を用いて、画像
を再構成する。これにより、図２のパルスシーケンスに
おける繰り返し単位間で被検体にピクセル単位以上の動
きがあった場合でも、その動きによる位相変化を補正
し、体動アーチファクトのない画像を得ることができ
る。
を再構成する。これにより、図２のパルスシーケンスに
おける繰り返し単位間で被検体にピクセル単位以上の動
きがあった場合でも、その動きによる位相変化を補正
し、体動アーチファクトのない画像を得ることができ
る。
【００３４】尚、図２のパルスシーケンスでは、シーケ
ンスの繰り返し毎に１つのナビゲーションエコーを発生
させた場合を示したが、複数のナビゲーションエコーを
発生させて加算処理したデータを元に位相シフトマップ
を作成してもよい。
ンスの繰り返し毎に１つのナビゲーションエコーを発生
させた場合を示したが、複数のナビゲーションエコーを
発生させて加算処理したデータを元に位相シフトマップ
を作成してもよい。
【００３５】また、この実施例ではナビゲーションエコ
ーを読み出し方向傾斜磁場Ｇｒによって発生させている
ので、読み出しＧｒ方向の動きに対し有効である。ナビ
ゲーションエコーを発生させる軸はこれに限定されず、
例えば２Ｄ−マルチショットＥＰＩの場合にナビゲーシ
ョンエコー発生用の傾斜磁場として位相エンコードＧｐ
方向の傾斜磁場を用いても良く、また３Ｄ−ＥＰＩの場
合には位相エンコードＧｐ方向或いはスライスエンコー
ドＧｓ方向の傾斜磁場を用いてもよい。それにより傾斜
磁場の方向の動きに対応した補正が可能となる。更に図
２のＲＦ照射と手順2111との間に、複数の方向の傾斜磁
場を用いて複数のナビゲーションエコーを発生させても
よい。
ーを読み出し方向傾斜磁場Ｇｒによって発生させている
ので、読み出しＧｒ方向の動きに対し有効である。ナビ
ゲーションエコーを発生させる軸はこれに限定されず、
例えば２Ｄ−マルチショットＥＰＩの場合にナビゲーシ
ョンエコー発生用の傾斜磁場として位相エンコードＧｐ
方向の傾斜磁場を用いても良く、また３Ｄ−ＥＰＩの場
合には位相エンコードＧｐ方向或いはスライスエンコー
ドＧｓ方向の傾斜磁場を用いてもよい。それにより傾斜
磁場の方向の動きに対応した補正が可能となる。更に図
２のＲＦ照射と手順2111との間に、複数の方向の傾斜磁
場を用いて複数のナビゲーションエコーを発生させても
よい。
【００３６】例えばナビゲーションエコーを位相エンコ
ード方向の傾斜磁場によって発生させた場合には、位相
エンコード方向のデータ番号ｋｙを関数とする位相マッ
プＣ（ky,n）が得られる。図４（ｂ）に示すように、ｎ
番目のショットのときに得られたナビゲーションエコー
から作成された位相マップＣ（ky,n）に基づき、同一シ
ョットで得られたエコー信号Ｓ（ky,kx）を対応するｋ
ｙ毎に補正する。
ード方向の傾斜磁場によって発生させた場合には、位相
エンコード方向のデータ番号ｋｙを関数とする位相マッ
プＣ（ky,n）が得られる。図４（ｂ）に示すように、ｎ
番目のショットのときに得られたナビゲーションエコー
から作成された位相マップＣ（ky,n）に基づき、同一シ
ョットで得られたエコー信号Ｓ（ky,kx）を対応するｋ
ｙ毎に補正する。
【００３７】この場合、図４（ｂ）ではナビゲーション
エコーのｋｙ軸と計測データのｋｙ軸が一致する場合を
示したが、これらは必ずしも一致するとは限らない。即
ちナビゲーションエコーの読み出しに用いた位相エンコ
ード傾斜磁場強度をＧｙn、傾斜磁場を印加した時間を
ｔ、データ間隔をΔｔとし、計測データを取得する差異
の位相エンコード傾斜磁場強度をＧｙm、傾斜磁場の印
加した時間をτとすると、ナビゲーションエコーの各点
ｋｙnと計測データの各点ｋｙmとの間には、次の関係が
ある。
エコーのｋｙ軸と計測データのｋｙ軸が一致する場合を
示したが、これらは必ずしも一致するとは限らない。即
ちナビゲーションエコーの読み出しに用いた位相エンコ
ード傾斜磁場強度をＧｙn、傾斜磁場を印加した時間を
ｔ、データ間隔をΔｔとし、計測データを取得する差異
の位相エンコード傾斜磁場強度をＧｙm、傾斜磁場の印
加した時間をτとすると、ナビゲーションエコーの各点
ｋｙnと計測データの各点ｋｙmとの間には、次の関係が
ある。
【００３８】
【数３】 従って、ｋｙnとｋｙmの比αが１の場合には図４（ｂ）
に示すように、ｋｙn＝ｋｙmとなり１対１で対応する
が、αが１より大きい場合、例えばα＝２の場合にはナ
ビゲーションエコーのｋｙ軸は計測データのｋｙ軸の２
倍の間隔になっているので、足りないデータを補間して
補正を行う。
に示すように、ｋｙn＝ｋｙmとなり１対１で対応する
が、αが１より大きい場合、例えばα＝２の場合にはナ
ビゲーションエコーのｋｙ軸は計測データのｋｙ軸の２
倍の間隔になっているので、足りないデータを補間して
補正を行う。
【００３９】このように位相エンコード方向にも位相補
正を行うことにより位相エンコード方向の体動を補正す
ることができる。同様にスライス方向についても本発明
の方法により体動の補正ができる。
正を行うことにより位相エンコード方向の体動を補正す
ることができる。同様にスライス方向についても本発明
の方法により体動の補正ができる。
【００４０】更に本発明は、以上の実施例及び説明で開
示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上
で各種形態を取り得る。例えば撮像シーケンスとしては
マルチシットEPIに限らず、画像再構成に必要なデータ
を複数回のＲＦ照射で分けて取得するシーケンスであれ
ば適用でき、例えばマルチショットバースト（Burst）
シーケンス、ハイブリッドバーストシーケンス、グラデ
ィエントエコーシーケンス、エコーボリューマー、スパ
イラルイメージング、ＥＰＩ型スペクトロスコピックイ
メージングなどに適用してもよい。
示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上
で各種形態を取り得る。例えば撮像シーケンスとしては
マルチシットEPIに限らず、画像再構成に必要なデータ
を複数回のＲＦ照射で分けて取得するシーケンスであれ
ば適用でき、例えばマルチショットバースト（Burst）
シーケンス、ハイブリッドバーストシーケンス、グラデ
ィエントエコーシーケンス、エコーボリューマー、スパ
イラルイメージング、ＥＰＩ型スペクトロスコピックイ
メージングなどに適用してもよい。
【００４１】
【発明の効果】本発明の核磁気共鳴イメージング方法に
よれば、各ＲＦ照射毎にナビゲーションエコーを発生さ
せるとともに、このナビゲーションエコーと基準エコー
ナビゲーションエコーとの間の位相差を求め、それに基
づきそのナビゲーションエコーと同一ＲＦ照射において
計測された信号をｋ空間で補正するようにしたので、被
検体の大きな動きを高速に高精度に補正することができ
る。これにより、ＩＶＲ手技等を行う際に、被検体の体
動をリアルタイムに補正した画像を表示することができ
る。
よれば、各ＲＦ照射毎にナビゲーションエコーを発生さ
せるとともに、このナビゲーションエコーと基準エコー
ナビゲーションエコーとの間の位相差を求め、それに基
づきそのナビゲーションエコーと同一ＲＦ照射において
計測された信号をｋ空間で補正するようにしたので、被
検体の大きな動きを高速に高精度に補正することができ
る。これにより、ＩＶＲ手技等を行う際に、被検体の体
動をリアルタイムに補正した画像を表示することができ
る。
【図１】本発明のＭＲＩ方法の処理手順を示すフロー
図。
図。
【図２】本発明の方法において採用されるマルチショッ
トEPIのシーケンス図。
トEPIのシーケンス図。
【図３】（ａ）〜（ｄ）はそれぞれ本発明の方法で求め
られる位相シフトマップ及びその補正処理結果を示す
図。
られる位相シフトマップ及びその補正処理結果を示す
図。
【図４】（ａ）及び（ｂ）はそれぞれ本発明における位
相補正を説明する図。
相補正を説明する図。
【図５】本発明の適用されるＭＲＩ装置の全体構成図。
【図６】従来のEPIのシーケンス図。
402・・・・・・静磁場磁石 403・・・・・・傾斜磁場コイル 404・・・・・・RFコイル 405・・・・・・RFプローブ 406・・・・・・信号検出部 407・・・・・・信号処理部 408・・・・・・表示部
Claims (4)
- 【請求項１】被検体に磁気共鳴周波数のＲＦパルスを照
射後、エコー信号を時系列的に検出するシーケンスを複
数回繰り返し画像データを得る核磁気共鳴イメージング
方法において、 ａ）各ＲＦパルスに対して少なくも1つの位相エンコー
ド量０のナビゲーションエコーを付加的に発生させ、そ
のうちの1つを基準ナビゲーションエコーとし、各ナビ
ゲーションエコーと基準ナビゲーションエコー間の各時
相における位相差を作成するステップ、 ｂ）前記エコー信号の各時相における位相を、そのエコ
ー信号と同一のＲＦパルスで生じたナビゲーションエコ
ーについて作成された前記位相差で補正し、この補正を
各ＲＦパルスで生じたエコー信号について実施するステ
ップ、及び ｃ）補正後のエコー信号を用いて、被検体がピクセル単
位以上で動くことにより生じるアーチファクトを無くし
た画像を再構成するステップを含むことを特徴とする核
磁気共鳴イメージング方法。 - 【請求項２】被検体に磁気共鳴周波数のＲＦパルスを照
射すると同時にスライス方向の傾斜磁場パルスを印加し
てスライス選択し、読み出し方向の傾斜磁場オフセット
量を与えるとともにスライス方向及び／又は位相エンコ
ード方向の傾斜磁場パルスを印加し、更に連続して反転
する読み出し方向の傾斜磁場パルスを印加し、これに同
期して位相エンコード方向の傾斜磁場パルスを印加し、
反転する読み出し傾斜磁場の各周期内で発生するエコー
信号Ｓ（kx,ky,kz）を時系列的に検出するシーケンスを
複数（Ｎ）回繰り返し画像データを得る核磁気共鳴イメ
ージング方法において、 ａ）ｎ（１≦ｎ≦Ｎ）番目のＲＦパルスに対して、軸α
（αはｘ、ｙ又はｚのいずれかを表す）方向に少なくと
も１つの位相エンコード量０のナビゲーンョンエコーＶ
（kα,n）を付加的に発生させ、そのナビゲーンョンエ
コーと基準ナビゲーションエコーとの位相差をｋα（ｋ
αは軸α方向のデータ番号を表す）の関数として計算し
た位相シフトマップＣ（kα,n）を作成するステップ、 ｂ）前記位相シフトマップＣ（kα,n）を用いて、ｎ番
目のナビゲーンョンエコーと同一のＲＦパルスで生じた
エコー信号Ｓ（kx,ky,kz）の位相をｋ空間でα方向に補
正するステップ、及び ｃ）前記補正されたエコー信号を用いて、被検体のα方
向の体動により生じるアーチファクトを無くした画像を
再構成するステップを含むことを特徴とする核磁気共鳴
イメージング方法。 - 【請求項３】前記位相マップＣ（kα,n）を作成するス
テップは、更に該位相シフトマップＣ（kα,n）にフィ
ルタ処理を行うことを特徴とする請求項２記載の核磁気
共鳴イメージング方法。 - 【請求項４】前記位相マップＣ（kα,n）を作成するス
テップは、該位相シフトマップＣ（kα,n）を関数でフ
ィッティングするステップを含むことを特徴とする請求
項２又は３記載の核磁気共鳴イメージング方法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28494497A JP4197059B2 (ja) | 1997-10-17 | 1997-10-17 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| PCT/JP1998/004655 WO1999020176A1 (fr) | 1997-10-17 | 1998-10-15 | Procede et dispositif d'imagerie par resonance magnetique nucleaire |
| US09/529,352 US6541970B1 (en) | 1997-10-17 | 1998-10-15 | Nuclear magnetic resonance imaging method and device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28494497A JP4197059B2 (ja) | 1997-10-17 | 1997-10-17 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11113877A true JPH11113877A (ja) | 1999-04-27 |
| JPH11113877A5 JPH11113877A5 (ja) | 2005-06-23 |
| JP4197059B2 JP4197059B2 (ja) | 2008-12-17 |
Family
ID=17685097
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28494497A Expired - Fee Related JP4197059B2 (ja) | 1997-10-17 | 1997-10-17 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6541970B1 (ja) |
| JP (1) | JP4197059B2 (ja) |
| WO (1) | WO1999020176A1 (ja) |
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| JP2019000292A (ja) * | 2017-06-14 | 2019-01-10 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置の制御方法 |
| US10473742B2 (en) | 2016-03-02 | 2019-11-12 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and method of generating magnetic resonance image by using the same |
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|---|---|---|---|---|
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| JP3878429B2 (ja) * | 2001-04-05 | 2007-02-07 | 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 |
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