JP2650371B2 - Ｍｒイメージング装置 - Google Patents
Ｍｒイメージング装置Info
- Publication number
- JP2650371B2 JP2650371B2 JP63302415A JP30241588A JP2650371B2 JP 2650371 B2 JP2650371 B2 JP 2650371B2 JP 63302415 A JP63302415 A JP 63302415A JP 30241588 A JP30241588 A JP 30241588A JP 2650371 B2 JP2650371 B2 JP 2650371B2
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- Japan
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- gradient magnetic
- phase
- signal
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Description
この発明は、核磁気共鳴（NMR）を利用して画像を作
るMRイメージング装置に関し、とくにエコープレナーイ
メージング法に代表されるような超高速撮像法を実行す
るのに好適なMRイメージング装置に関する。
るMRイメージング装置に関し、とくにエコープレナーイ
メージング法に代表されるような超高速撮像法を実行す
るのに好適なMRイメージング装置に関する。
エコープレナーイメージング法に代表される超高速撮
像法は、従来のスピンワープ法に代表されるMRイメージ
ング法とは異なり、１回の励起で発生する複数のエコー
信号にそれぞれ違った量の位相エンコードを付加するた
め、従来に比べて極端に短い時間で画像を作成するため
に必要は情報を得ることができる。 これらの超高速撮像法は、動きの多い部位（心臓や上
腹部）のイメージングを行なう場合にとくに有用である
と思われ、また、これまで不可能であったMRイメージン
グ法でのリアルタイム撮像の可能性を有する非常に重要
な撮像法であると考えられる。
像法は、従来のスピンワープ法に代表されるMRイメージ
ング法とは異なり、１回の励起で発生する複数のエコー
信号にそれぞれ違った量の位相エンコードを付加するた
め、従来に比べて極端に短い時間で画像を作成するため
に必要は情報を得ることができる。 これらの超高速撮像法は、動きの多い部位（心臓や上
腹部）のイメージングを行なう場合にとくに有用である
と思われ、また、これまで不可能であったMRイメージン
グ法でのリアルタイム撮像の可能性を有する非常に重要
な撮像法であると考えられる。
しかし、超高速撮像法では、１回の励起で複数のエコ
ー信号を発生させ、且つそれらにそれぞれ違った量の位
相エンコードをかけ、画像を作成するために必要な情報
を得るが、１回の励起で発生する複数のエコー信号は、
磁場の不均一の影響を受け、必ずしもサンプリングの中
心とエコー信号の中心が一致しない。また、このずれは
各エコー信号でまちまちとなる。このずれはデータにお
いて位相のずれ（オフセット）として現われるので、そ
の結果、これらのエコー信号から得たデータをそのまま
使って画像再構成しても正しい画像が得られないという
問題がある。 もちろん、高速で誤差の少ないスイッチング特性を持
ち、且つ非常に大きな傾斜磁場能力を持つ傾斜磁場シス
テム（傾斜磁場コイル及び傾斜磁場電源）と非常に均一
性の高い静磁場を発生する静磁場システムとを用いれ
ば、このような問題は生じないが、現実には不可能であ
る。 この発明は、超高速撮像法における磁場不均一による
各エコー信号の位相オフセットを補正して正しい画像を
得ることができるよう改善したMRイメージング装置を提
供することを目的とする。
ー信号を発生させ、且つそれらにそれぞれ違った量の位
相エンコードをかけ、画像を作成するために必要な情報
を得るが、１回の励起で発生する複数のエコー信号は、
磁場の不均一の影響を受け、必ずしもサンプリングの中
心とエコー信号の中心が一致しない。また、このずれは
各エコー信号でまちまちとなる。このずれはデータにお
いて位相のずれ（オフセット）として現われるので、そ
の結果、これらのエコー信号から得たデータをそのまま
使って画像再構成しても正しい画像が得られないという
問題がある。 もちろん、高速で誤差の少ないスイッチング特性を持
ち、且つ非常に大きな傾斜磁場能力を持つ傾斜磁場シス
テム（傾斜磁場コイル及び傾斜磁場電源）と非常に均一
性の高い静磁場を発生する静磁場システムとを用いれ
ば、このような問題は生じないが、現実には不可能であ
る。 この発明は、超高速撮像法における磁場不均一による
各エコー信号の位相オフセットを補正して正しい画像を
得ることができるよう改善したMRイメージング装置を提
供することを目的とする。
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、被検体が配置されるべき空間に
静磁場を形成する手段と、該空間に、スライス選択用傾
斜磁場、読み出し用傾斜磁場および位相エンコード用傾
斜磁場をそれぞれ印加する傾斜磁場印加手段と、RF励起
信号を発生するRF送信手段と、NMR信号を受信する手段
と、受信したNMR信号を検波・サンプリング・A/D変換し
てデータ収集する手段と、１回の励起信号印加の後読み
出し用傾斜磁場を順次反転させてNMR信号を複数発生さ
せかつこれらの複数のNMR信号のそれぞれに先行して位
相エンコード用傾斜磁場を印加するようにしたパルスシ
ーケンスを行うとともに、上記の位相エンコード用傾斜
磁場を印加せずに上記のパルスシーケンスを行なう制御
手段と、上記の位相エンコード用傾斜磁場を印加せずに
行ったパルスシーケンスで収集したデータから位相オフ
セット値を各NMR信号ごとに求め、上記の位相エンコー
ド用傾斜磁場印加を伴うパルスシーケンスで得た各NMR
信号の位相情報から上記の位相オフセット値を減算して
位相補正する補正手段とが備えられることが特徴となっ
ている。
ジング装置においては、被検体が配置されるべき空間に
静磁場を形成する手段と、該空間に、スライス選択用傾
斜磁場、読み出し用傾斜磁場および位相エンコード用傾
斜磁場をそれぞれ印加する傾斜磁場印加手段と、RF励起
信号を発生するRF送信手段と、NMR信号を受信する手段
と、受信したNMR信号を検波・サンプリング・A/D変換し
てデータ収集する手段と、１回の励起信号印加の後読み
出し用傾斜磁場を順次反転させてNMR信号を複数発生さ
せかつこれらの複数のNMR信号のそれぞれに先行して位
相エンコード用傾斜磁場を印加するようにしたパルスシ
ーケンスを行うとともに、上記の位相エンコード用傾斜
磁場を印加せずに上記のパルスシーケンスを行なう制御
手段と、上記の位相エンコード用傾斜磁場を印加せずに
行ったパルスシーケンスで収集したデータから位相オフ
セット値を各NMR信号ごとに求め、上記の位相エンコー
ド用傾斜磁場印加を伴うパルスシーケンスで得た各NMR
信号の位相情報から上記の位相オフセット値を減算して
位相補正する補正手段とが備えられることが特徴となっ
ている。
１回の励起で複数のエコー信号を発生させ、且つそれ
らにそれぞれ違った量の位相エンコードをかけ、画像を
作成するために必要な情報を得る超高速撮像法におい
て、磁場が不均一な場合、サンプリング中心とエコー信
号の中心とが一致せず、収集した位相情報は正しいもの
とならない。 ここで、上記の被検体に対する通常の超高速撮像法の
パルスシーケンスを行なう前、または途中、あるいは後
で、位相エンコード量をゼロとしただけが異なり他はま
ったく同じてあるこの超高速撮像法のパルスシーケンス
を行ない、データ収集すれば、各エコー信号に関する位
相情報は、各エコー信号固有の位相オフセット値を示す
はずである。すなわち磁場不均一に起因する各エコー信
号ごとの位相オフセット値が得られる。 したがって、位相エンコード量をゼロとした点のみ異
なる超高速撮像法のパルスシーケンスを行なえば、各エ
コー信号ごとにその固有の位相オフセット値が得られる
ので、この位相オフセット値を、通常の超高速撮像法で
得た位相情報から減算することにより、磁場不均一によ
る位相オフセットが各エコー信号ごとに補正できること
なる。 そのため、正しい位相情報が得られるので、位相エン
コード方向のフーリエ変換を正しく行え、正確な画像を
得ることができる。
らにそれぞれ違った量の位相エンコードをかけ、画像を
作成するために必要な情報を得る超高速撮像法におい
て、磁場が不均一な場合、サンプリング中心とエコー信
号の中心とが一致せず、収集した位相情報は正しいもの
とならない。 ここで、上記の被検体に対する通常の超高速撮像法の
パルスシーケンスを行なう前、または途中、あるいは後
で、位相エンコード量をゼロとしただけが異なり他はま
ったく同じてあるこの超高速撮像法のパルスシーケンス
を行ない、データ収集すれば、各エコー信号に関する位
相情報は、各エコー信号固有の位相オフセット値を示す
はずである。すなわち磁場不均一に起因する各エコー信
号ごとの位相オフセット値が得られる。 したがって、位相エンコード量をゼロとした点のみ異
なる超高速撮像法のパルスシーケンスを行なえば、各エ
コー信号ごとにその固有の位相オフセット値が得られる
ので、この位相オフセット値を、通常の超高速撮像法で
得た位相情報から減算することにより、磁場不均一によ
る位相オフセットが各エコー信号ごとに補正できること
なる。 そのため、正しい位相情報が得られるので、位相エン
コード方向のフーリエ変換を正しく行え、正確な画像を
得ることができる。
つぎにこの発明の一実施例について図面を参照しなが
ら説明する。第１図（ａ），（ｂ）はこの発明をフィー
ルドエコー法を利用した超高速撮像法に適用した実施例
を示すもので、第１図（ａ）は各エコー信号の固有の位
相オフセット値を得るためのプレスキャンを、第１図
（ｂ）は被検者に対する実際の撮像スキャンをそれぞれ
表わす。ここに示されたパルスシーケンスはたとえば第
２図のようなMRイメージングシステムにより行なわれ
る。被検者１を静磁場発生装置２が発生する静磁場中に
配置し、ホストコンピュータ３の指令によりまず各エコ
ー信号の位相オフセット値を求めるためのプレスキャン
を行なう。このとき、波形発生回路31から所定の波形が
発生し、この波形に応じて高周波発振回路33からの高周
波信号が振幅変調回路32において振幅変調され、パワー
アンプ34を経て送信コイル35に送られ、所定の励起パル
スが被検者１に与えられる。このとき同時に波形発生回
路27からGz電源（Ｚ方向に磁場強度が傾斜している傾斜
磁場Gzを発生するための電源、後に述べるGx電源、Gy電
源についても同じ）26に所定の波形の信号を送り、Gzコ
イル（Ｚ方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場Gzを発
生するためのコイル、後に述べるGxコイル、Gyコイルに
ついても同じ）23に電流を流して第１図（ａ）に示すよ
うに傾斜磁場Gzを発生し、被検者１のＺ方向の特定スラ
イス面を選択励起する。 その後、波形発生回路27がGx電源24に所定の波形の信
号を送り、Gxコイル21に電流が流されて第１図（ａ）に
示すように傾斜磁場Gxが順次反転するようにして印加さ
れる。すると、第１図（ａ）に示すようにエコー信号A,
B,C,D,E,F,…が順次発生する。これらのエコー信号は傾
斜磁場Gxが印加されているときに発生するため、Ｘ方向
の位置信号が周波数にエンコードされる。このエコー信
号は受信コイル41で受信され、プリアンプ42を経て検波
回路43に送られる。検波回路43では振幅変調回路32で搬
送波として使われた高周波発振回路33からの高周波信号
が参照信号として用いられ、直交検波が行なわれる。検
波されることによって得られた信号はA/D変換回路44に
送られ、第１図（ａ）に示すようなサンプリングパルス
によりサンプリングされ、デジタル信号への変換が行な
われる。このデジタルデータはホストコンピュータ３に
取り込まれる。 なお、このプレスキャンではGy電源25にはなんらの信
号も送られず、Gyコイル22に電流が流されず、傾斜磁場
Gyは第１図（ａ）のようにゼロのままとされる。 こうして各エコー信号をサンプリングしてデータを得
るとき、磁場不均一によりサンプリングの中心とエコー
信号の中心が一致しない場合は、たとえば第３図のよう
にエコー信号の真のピークSpeakが基準としたサンプル
点P6からずれたP6′の位置にくることになる。そこで、
真のピークSpeakを含む範囲内の連続した３つのサンプ
ル点、図ではP5,P6,P7から二次式補間によって上記のい
ずれΔｘを求める。基準とするサンプル点自体はサンプ
ル点単位で移動させて選ぶので、結局、求めたずれΔｘ
は、第４図の複素平面での基準サンプル点P6の位相値φ
を表わすことになる。これらの演算はホストコンピュー
タ３内で行なわれ、基準サンプル点をサンプル点単位で
どれだけ移動させるか、及び移動させた後の基準サンプ
ル点の位相値φ（あるいは位置ずれΔｘ）が求められ、
これがメモリ装置４に格納される。 つぎにホストコンピュータ３の指令に基づき通常のパ
ルスシーケンスを行ない、被検者１に対する実際の撮像
を行なう。このときは上記のプレスキャンで説明した各
動作に加えて、波形発生回路27からGy電源25に所定波形
の信号を送り、第１図（ｂ）に示すように各エコー信号
の発生前に位相エンコード用の傾斜磁場Gyパルスを加え
て、Ｙ方向の位置情報をエンコードする。そして、各エ
コー信号ごとにサンプリングパルスによりデータをホス
トコンピュータ３に取り込む。ホストコンピュータ３で
は、こうして得た各エコー信号の位相情報から、上記の
メモリ装置４に記憶された各エコー信号ごとの固有の位
相オフセット値を減算する。これは複素平面（第４図）
上でデータを位相φだけ回転させ、さらにサンプル点単
位でデータの位置を移動させることを意味する。すなわ
ち、各エコー信号の各サンプル点のデータは、その点か
らΔｘだけずれた位置の値に置き換えられた後、サンプ
ル点単位で移動させられ、その結果、多数のエコー信号
A,B,C,D,…の真のピーク値がすべて同じサンプル点上に
くるよう補正されたことになる。 したがって、周波数エンコード方向についての位相補
正が行なわれたことになり、画像再構成のために必要な
データの位相オフセット値が各エコー信号ごとにまちま
ちであったものが、すべて同一に揃えられ、こうして補
正されたデータを２次元フーリエ交換して正確な画像を
再構成することができる。 また、ある被検者１について求めた各エコー信号ごと
の固有の位相オフセット値はその被検者１については有
効であるから、被検者１が代わるまではプレスキャンは
１回だけでよい。 なお、上記の実施例では周波数エンコード方向につい
てのみ位相補正を行なっているが、さらに位相エンコー
ド方向についても同様に位相補正を行なうことができ、
そうすれば位相エンコード用傾斜磁場の誤差をも補正す
ることができる。
ら説明する。第１図（ａ），（ｂ）はこの発明をフィー
ルドエコー法を利用した超高速撮像法に適用した実施例
を示すもので、第１図（ａ）は各エコー信号の固有の位
相オフセット値を得るためのプレスキャンを、第１図
（ｂ）は被検者に対する実際の撮像スキャンをそれぞれ
表わす。ここに示されたパルスシーケンスはたとえば第
２図のようなMRイメージングシステムにより行なわれ
る。被検者１を静磁場発生装置２が発生する静磁場中に
配置し、ホストコンピュータ３の指令によりまず各エコ
ー信号の位相オフセット値を求めるためのプレスキャン
を行なう。このとき、波形発生回路31から所定の波形が
発生し、この波形に応じて高周波発振回路33からの高周
波信号が振幅変調回路32において振幅変調され、パワー
アンプ34を経て送信コイル35に送られ、所定の励起パル
スが被検者１に与えられる。このとき同時に波形発生回
路27からGz電源（Ｚ方向に磁場強度が傾斜している傾斜
磁場Gzを発生するための電源、後に述べるGx電源、Gy電
源についても同じ）26に所定の波形の信号を送り、Gzコ
イル（Ｚ方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場Gzを発
生するためのコイル、後に述べるGxコイル、Gyコイルに
ついても同じ）23に電流を流して第１図（ａ）に示すよ
うに傾斜磁場Gzを発生し、被検者１のＺ方向の特定スラ
イス面を選択励起する。 その後、波形発生回路27がGx電源24に所定の波形の信
号を送り、Gxコイル21に電流が流されて第１図（ａ）に
示すように傾斜磁場Gxが順次反転するようにして印加さ
れる。すると、第１図（ａ）に示すようにエコー信号A,
B,C,D,E,F,…が順次発生する。これらのエコー信号は傾
斜磁場Gxが印加されているときに発生するため、Ｘ方向
の位置信号が周波数にエンコードされる。このエコー信
号は受信コイル41で受信され、プリアンプ42を経て検波
回路43に送られる。検波回路43では振幅変調回路32で搬
送波として使われた高周波発振回路33からの高周波信号
が参照信号として用いられ、直交検波が行なわれる。検
波されることによって得られた信号はA/D変換回路44に
送られ、第１図（ａ）に示すようなサンプリングパルス
によりサンプリングされ、デジタル信号への変換が行な
われる。このデジタルデータはホストコンピュータ３に
取り込まれる。 なお、このプレスキャンではGy電源25にはなんらの信
号も送られず、Gyコイル22に電流が流されず、傾斜磁場
Gyは第１図（ａ）のようにゼロのままとされる。 こうして各エコー信号をサンプリングしてデータを得
るとき、磁場不均一によりサンプリングの中心とエコー
信号の中心が一致しない場合は、たとえば第３図のよう
にエコー信号の真のピークSpeakが基準としたサンプル
点P6からずれたP6′の位置にくることになる。そこで、
真のピークSpeakを含む範囲内の連続した３つのサンプ
ル点、図ではP5,P6,P7から二次式補間によって上記のい
ずれΔｘを求める。基準とするサンプル点自体はサンプ
ル点単位で移動させて選ぶので、結局、求めたずれΔｘ
は、第４図の複素平面での基準サンプル点P6の位相値φ
を表わすことになる。これらの演算はホストコンピュー
タ３内で行なわれ、基準サンプル点をサンプル点単位で
どれだけ移動させるか、及び移動させた後の基準サンプ
ル点の位相値φ（あるいは位置ずれΔｘ）が求められ、
これがメモリ装置４に格納される。 つぎにホストコンピュータ３の指令に基づき通常のパ
ルスシーケンスを行ない、被検者１に対する実際の撮像
を行なう。このときは上記のプレスキャンで説明した各
動作に加えて、波形発生回路27からGy電源25に所定波形
の信号を送り、第１図（ｂ）に示すように各エコー信号
の発生前に位相エンコード用の傾斜磁場Gyパルスを加え
て、Ｙ方向の位置情報をエンコードする。そして、各エ
コー信号ごとにサンプリングパルスによりデータをホス
トコンピュータ３に取り込む。ホストコンピュータ３で
は、こうして得た各エコー信号の位相情報から、上記の
メモリ装置４に記憶された各エコー信号ごとの固有の位
相オフセット値を減算する。これは複素平面（第４図）
上でデータを位相φだけ回転させ、さらにサンプル点単
位でデータの位置を移動させることを意味する。すなわ
ち、各エコー信号の各サンプル点のデータは、その点か
らΔｘだけずれた位置の値に置き換えられた後、サンプ
ル点単位で移動させられ、その結果、多数のエコー信号
A,B,C,D,…の真のピーク値がすべて同じサンプル点上に
くるよう補正されたことになる。 したがって、周波数エンコード方向についての位相補
正が行なわれたことになり、画像再構成のために必要な
データの位相オフセット値が各エコー信号ごとにまちま
ちであったものが、すべて同一に揃えられ、こうして補
正されたデータを２次元フーリエ交換して正確な画像を
再構成することができる。 また、ある被検者１について求めた各エコー信号ごと
の固有の位相オフセット値はその被検者１については有
効であるから、被検者１が代わるまではプレスキャンは
１回だけでよい。 なお、上記の実施例では周波数エンコード方向につい
てのみ位相補正を行なっているが、さらに位相エンコー
ド方向についても同様に位相補正を行なうことができ、
そうすれば位相エンコード用傾斜磁場の誤差をも補正す
ることができる。
この発明のMRイメージング装置によれば、超高速撮像
法において磁場不均一に基づいて生じる各NMR信号固有
の位相オフセットを補正することができる。そのため、
MRイメージング装置の静磁場発生装置及び傾斜磁場発生
装置に課せられる条件が緩和されることになり、このよ
うな緩和された条件の下でも超高速撮像法によって正し
い画像を得ることができる。
法において磁場不均一に基づいて生じる各NMR信号固有
の位相オフセットを補正することができる。そのため、
MRイメージング装置の静磁場発生装置及び傾斜磁場発生
装置に課せられる条件が緩和されることになり、このよ
うな緩和された条件の下でも超高速撮像法によって正し
い画像を得ることができる。
第１図（ａ），（ｂ）はこの発明の一実施例にかかるパ
ルスシーケンスを示すタイムチャート、第２図は同実施
例で用いるMRイメージングシステムのブロック図、第３
図及び第４図は各エコー信号の位相オフセット値の算出
方法を説明するための図である。 Gx……読み出し用（周波数エンコード用）傾斜磁場、Gy
……位相エンコード用傾斜磁場、Gz……スライス面選択
用傾斜磁場、１……被検者、２……静磁場発生装置、３
……ホストコンピュータ、４……メモリ装置、21、22、
23……静磁場コイル、24、25、26……静磁場電源、27、
31……波形発生回路、32……振幅変調回路、33……高周
波発振回路、34……パワーアンプ、35……送信コイル、
41……受信コイル、42……プリアンプ、43……検波回
路、44……A/D変換回路。
ルスシーケンスを示すタイムチャート、第２図は同実施
例で用いるMRイメージングシステムのブロック図、第３
図及び第４図は各エコー信号の位相オフセット値の算出
方法を説明するための図である。 Gx……読み出し用（周波数エンコード用）傾斜磁場、Gy
……位相エンコード用傾斜磁場、Gz……スライス面選択
用傾斜磁場、１……被検者、２……静磁場発生装置、３
……ホストコンピュータ、４……メモリ装置、21、22、
23……静磁場コイル、24、25、26……静磁場電源、27、
31……波形発生回路、32……振幅変調回路、33……高周
波発振回路、34……パワーアンプ、35……送信コイル、
41……受信コイル、42……プリアンプ、43……検波回
路、44……A/D変換回路。
Claims (1)
- 【請求項１】被検体が配置されるべき空間に静磁場を形
成する手段と、該空間に、スライス選択用傾斜磁場、読
み出し用傾斜磁場および位相エンコード用傾斜磁場をそ
れぞれ印加する傾斜磁場印加手段と、RF励起信号を発生
するRF送信手段と、NMR信号を受信する手段と、受信し
たNMR信号を検波・サンプリング・A/D変換してデータ収
集する手段と、１回の励起信号印加の後読み出し用傾斜
磁場を順次反転させてNMR信号を複数発生させかつこれ
らの複数のNMR信号のそれぞれに先行して位相エンコー
ド用傾斜磁場を印加するようにしたパルスシーケンスを
行うとともに、上記の位相エンコード用傾斜磁場を印加
せずに上記のパルスシーケンスを行なう制御手段と、上
記の位相エンコード用傾斜磁場を印加せずに行ったパル
スシーケンスで収集したデータから位相オフセット値を
各NMR信号ごとに求め、上記の位相エンコード用傾斜磁
場印加を伴うパルスシーケンスで得た各NMR信号の位相
情報から上記の位相オフセット値を減算して位相補正す
る補正手段とを有することを特徴とするMRイメージング
装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63302415A JP2650371B2 (ja) | 1988-11-30 | 1988-11-30 | Ｍｒイメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63302415A JP2650371B2 (ja) | 1988-11-30 | 1988-11-30 | Ｍｒイメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02149252A JPH02149252A (ja) | 1990-06-07 |
| JP2650371B2 true JP2650371B2 (ja) | 1997-09-03 |
Family
ID=17908644
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63302415A Expired - Fee Related JP2650371B2 (ja) | 1988-11-30 | 1988-11-30 | Ｍｒイメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2650371B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4678926B2 (ja) * | 2000-09-19 | 2011-04-27 | 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 |
| US9476959B2 (en) * | 2013-09-04 | 2016-10-25 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI ghosting correction using unequal magnitudes ratio |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0755219B2 (ja) * | 1985-10-28 | 1995-06-14 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒｉ装置 |
| JP2642362B2 (ja) * | 1987-09-30 | 1997-08-20 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
-
1988
- 1988-11-30 JP JP63302415A patent/JP2650371B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02149252A (ja) | 1990-06-07 |
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