JP2656275B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
- Publication number
- JP2656275B2 JP2656275B2 JP63010823A JP1082388A JP2656275B2 JP 2656275 B2 JP2656275 B2 JP 2656275B2 JP 63010823 A JP63010823 A JP 63010823A JP 1082388 A JP1082388 A JP 1082388A JP 2656275 B2 JP2656275 B2 JP 2656275B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- fat
- water
- signal
- 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
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） この発明は、磁気共鳴（以下「NMR」と称する）現象
を利用して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体
外部より無侵襲に測定に、医学的診断のための情報を得
る診断用NMR装置に関するものである。
を利用して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体
外部より無侵襲に測定に、医学的診断のための情報を得
る診断用NMR装置に関するものである。
（従来の技術） 磁気共鳴映像法（MRI）は、既に良く知られている様
に固有のスピンとこれに付随する核磁気能率の集団が強
度Hoの一様な静磁場中に置かれた時に、静磁場の方向と
垂直な面内でω＝γHo（γは磁気回転比と呼ばれ、原子
核の種類に固有の定数である）で決まる角速度で回転す
る高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収することを利
用して、分子の化学的及び物理的な微視的情報を得るこ
とを可能とする手法である。この磁気共鳴映像法を用い
て、被検体内の特定原子核（例えば水及び脂肪中の水素
原子核）の空間的分布を映像化する方法としては、ロー
ターバー（Lauterbur）による投影再構成法、クマー（K
nmar）、ウェルチ（Welti）、エルンスト（Ernst）等に
よりフーリエ法、およびこれの変形であるハチソン（Hu
tchison）等によるスピン・ワープ法等が考案されてい
る。さらに、この様な磁気共鳴映像法において、高速に
画像を再構成する方法として、高速フーリエ法やマンス
フィールド（Mansfieuld）によるエコープラナー法が考
案されている。
に固有のスピンとこれに付随する核磁気能率の集団が強
度Hoの一様な静磁場中に置かれた時に、静磁場の方向と
垂直な面内でω＝γHo（γは磁気回転比と呼ばれ、原子
核の種類に固有の定数である）で決まる角速度で回転す
る高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収することを利
用して、分子の化学的及び物理的な微視的情報を得るこ
とを可能とする手法である。この磁気共鳴映像法を用い
て、被検体内の特定原子核（例えば水及び脂肪中の水素
原子核）の空間的分布を映像化する方法としては、ロー
ターバー（Lauterbur）による投影再構成法、クマー（K
nmar）、ウェルチ（Welti）、エルンスト（Ernst）等に
よりフーリエ法、およびこれの変形であるハチソン（Hu
tchison）等によるスピン・ワープ法等が考案されてい
る。さらに、この様な磁気共鳴映像法において、高速に
画像を再構成する方法として、高速フーリエ法やマンス
フィールド（Mansfieuld）によるエコープラナー法が考
案されている。
一方、被検体内の特定原子核からの信号であっても、
その化学的環境の違いによりケミカルシフトと呼ばれる
わずかな周波数の違いが生じる。これを利用し、被検体
内の水と脂肪の分離画像を得る方法としては、CHESS法
やディクソン法などがあったが、いずれも１組の水・脂
肪分離画像を得るのに２回の画像化を必要とし、さらに
各１枚の画像再構成には超高速シーケンスよりも撮像時
間の長い従来法を用いていたため水・脂肪分離画像を得
るのに、長時間を要するという欠点があった。一例とし
て、ディクソン法による水・脂肪分離画像法をあげて説
明する。第４図は、ディクソン法のパルスシーケンスを
示す図である。まず、第４図（ａ）の様に、選択励起パ
ルス18からτ後に180゜パルス19をかけると、さらにτ
後に、分散していたスピンの位相が再びそろいエコーを
生じる。このとき、水の脂肪の1Hの信号は第３図（ａ）
の様に、回転座標係ｘ′−ｙ′−ｚ′上で同一の位相を
持つ。この様な状態で読出勾配磁場をかけ、１エコー分
のデータを収集する。これをエンコード勾配磁場を少し
ずつ変えながら再構成画像のマトリクス数に応じた回数
くり返して、全データを収集し、画像再構成を行なえ
ば、水と脂肪の和の画像が得られる。ただし、この画像
は、水と脂肪の共鳴周波数の差に応じた位置のズレのあ
る、いわゆるケミカルシフト・アーチファクトのある画
像である。次に、第４図（ｂ）の様に、180゜パルス19
をかけるタイミングでτ′に変更し、エコーが生じてか
ら△τ後にデータ収集を行う様にする。このとき、△τ
は、第５図に示す様に、水と脂肪の信号の位相差が、ち
ようど180゜となる様にしておく。この様にして得られ
た再構成画像は水と脂肪の差の画像となっている。した
がって、これら２枚の画像から計算により、水および脂
肪の分離画像が得られる。
その化学的環境の違いによりケミカルシフトと呼ばれる
わずかな周波数の違いが生じる。これを利用し、被検体
内の水と脂肪の分離画像を得る方法としては、CHESS法
やディクソン法などがあったが、いずれも１組の水・脂
肪分離画像を得るのに２回の画像化を必要とし、さらに
各１枚の画像再構成には超高速シーケンスよりも撮像時
間の長い従来法を用いていたため水・脂肪分離画像を得
るのに、長時間を要するという欠点があった。一例とし
て、ディクソン法による水・脂肪分離画像法をあげて説
明する。第４図は、ディクソン法のパルスシーケンスを
示す図である。まず、第４図（ａ）の様に、選択励起パ
ルス18からτ後に180゜パルス19をかけると、さらにτ
後に、分散していたスピンの位相が再びそろいエコーを
生じる。このとき、水の脂肪の1Hの信号は第３図（ａ）
の様に、回転座標係ｘ′−ｙ′−ｚ′上で同一の位相を
持つ。この様な状態で読出勾配磁場をかけ、１エコー分
のデータを収集する。これをエンコード勾配磁場を少し
ずつ変えながら再構成画像のマトリクス数に応じた回数
くり返して、全データを収集し、画像再構成を行なえ
ば、水と脂肪の和の画像が得られる。ただし、この画像
は、水と脂肪の共鳴周波数の差に応じた位置のズレのあ
る、いわゆるケミカルシフト・アーチファクトのある画
像である。次に、第４図（ｂ）の様に、180゜パルス19
をかけるタイミングでτ′に変更し、エコーが生じてか
ら△τ後にデータ収集を行う様にする。このとき、△τ
は、第５図に示す様に、水と脂肪の信号の位相差が、ち
ようど180゜となる様にしておく。この様にして得られ
た再構成画像は水と脂肪の差の画像となっている。した
がって、これら２枚の画像から計算により、水および脂
肪の分離画像が得られる。
（発明が解決しようとする課題） このように、従来の方法では、水・脂肪分離画像を得
るのに、２回の画像化が必要であり、撮像時間も従来法
のため長時間を要するという欠点があった。
るのに、２回の画像化が必要であり、撮像時間も従来法
のため長時間を要するという欠点があった。
本発明はこのような点に鑑みてなされたもので、水・
脂肪分離画像を短時間で得る磁気共鳴映像装置を提供す
ることを目的とする。
脂肪分離画像を短時間で得る磁気共鳴映像装置を提供す
ることを目的とする。
（課題を解決するための手段および作用） この様な欠点を解決するために、本発明では、一様な
静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場、スライス用勾
配磁場、読出し用勾配磁場、及びエンコード用勾配磁場
を所定のシーケンスに従って印加し、被検体内からの磁
気共鳴信号を収集して映像化する磁気共鳴映像装置にお
いて、前記エンコード用勾配磁場がゼロのときに、水の
信号と脂肪の信号の位相差が90゜となるよう、前記高周
波磁場による核スピンの励起からデータ収集までの時間
を可変とする手段と、前記エンコード用勾配磁場がゼロ
のときに前記磁気共鳴信号の収集が可能となるように前
記読出し用勾配磁場を繰り返しスイッチングして印加す
る手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴映像装置を
提供する。さらに、データ収集の方法として超高速イメ
ージングのシーケンス、例えばエコープラナー法を用い
る。この様にする事で、水・脂肪の分離画像が、実部お
よび虚部画像として１回の画像化で、しかも短時間で得
られる。
静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場、スライス用勾
配磁場、読出し用勾配磁場、及びエンコード用勾配磁場
を所定のシーケンスに従って印加し、被検体内からの磁
気共鳴信号を収集して映像化する磁気共鳴映像装置にお
いて、前記エンコード用勾配磁場がゼロのときに、水の
信号と脂肪の信号の位相差が90゜となるよう、前記高周
波磁場による核スピンの励起からデータ収集までの時間
を可変とする手段と、前記エンコード用勾配磁場がゼロ
のときに前記磁気共鳴信号の収集が可能となるように前
記読出し用勾配磁場を繰り返しスイッチングして印加す
る手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴映像装置を
提供する。さらに、データ収集の方法として超高速イメ
ージングのシーケンス、例えばエコープラナー法を用い
る。この様にする事で、水・脂肪の分離画像が、実部お
よび虚部画像として１回の画像化で、しかも短時間で得
られる。
（実施例） 以下、図面を参照してこの発明を詳細に説明する。第
１図は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図である。第２図は本発明に用いる超高速水
・脂肪分離画像法の一実施例を示すシーケンスである。
超高速シーケンスとしては、エコープラナー法を用いた
場合を示す。選択励起パルス18によって励起された核ス
ピンは時定数T2 ＊に従い位相分散を起すが、選択励起パ
ルスからτ時間後に印加された180゜パルス19により、
さらにτ時間後に再び位相がそろいエコーを生ずる。こ
のとき、第３図（ａ）に示す様に、水および脂肪の1Hの
スピンは、回転座標系ｘ′−ｙ′−ｚ′において、同一
位相を持っている。ここで、読出勾配磁場Grをくり返し
スイッチングしてマルチエコーを生じさせ、同時に、弱
い一定値を持つエンコード勾配磁場Geをかければ、通常
のエコープラナー法となる。ところが、水および脂肪の
1Hはわずかに共鳴周波数に差があるため、このままでは
フーリエ変換により得られた再構成画像は、水および脂
肪の部分で位置のズレがある、いわゆるケミカルシフト
・アーチファクトのある画像となる。
１図は、本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図である。第２図は本発明に用いる超高速水
・脂肪分離画像法の一実施例を示すシーケンスである。
超高速シーケンスとしては、エコープラナー法を用いた
場合を示す。選択励起パルス18によって励起された核ス
ピンは時定数T2 ＊に従い位相分散を起すが、選択励起パ
ルスからτ時間後に印加された180゜パルス19により、
さらにτ時間後に再び位相がそろいエコーを生ずる。こ
のとき、第３図（ａ）に示す様に、水および脂肪の1Hの
スピンは、回転座標系ｘ′−ｙ′−ｚ′において、同一
位相を持っている。ここで、読出勾配磁場Grをくり返し
スイッチングしてマルチエコーを生じさせ、同時に、弱
い一定値を持つエンコード勾配磁場Geをかければ、通常
のエコープラナー法となる。ところが、水および脂肪の
1Hはわずかに共鳴周波数に差があるため、このままでは
フーリエ変換により得られた再構成画像は、水および脂
肪の部分で位置のズレがある、いわゆるケミカルシフト
・アーチファクトのある画像となる。
そこで、本発明では水および脂肪からの信号が互いに
90゜の位相差を持つ様に、核スピン励起からデータ収集
開始までの時間を調整する。すなわち、第２図に示す様
に、180゜パルス19をかけるタイミングをτからτ′へ
と変更し、選択励起パルス18から、２τ′後にエコーを
生じさせる。データ収集は選択励起パルス18から２τ後
より開始されるため、この差△τが、水と脂肪の1Hの信
号に位相差を与える。△θ＝△ω・△τにより決まる。
ここで、△ωは水と脂肪の1Hの共鳴角周波数の差であ
り、約３〜4ppm脂肪の方が低い。したがって、第３図
（ｂ）に示す様に、τ′を、調整することにより、水の
信号と脂肪の信号に90゜の位相差を与えることができ
る。即ち、本発明では、エンコード用勾配磁場がゼロの
ときに、水の信号と脂肪の信号に90゜の位相差を与え、
その際にエコー信号の収集が可能となるように読出し用
勾配磁場を繰り返しスイッチングして印加する。この様
にして得られた信号をフーリエ変換し、画像再構成を行
なえば、水の画像は実部に、脂肪の画像は虚部に表わ
れ、水・脂肪の分離画像が得られる。
90゜の位相差を持つ様に、核スピン励起からデータ収集
開始までの時間を調整する。すなわち、第２図に示す様
に、180゜パルス19をかけるタイミングをτからτ′へ
と変更し、選択励起パルス18から、２τ′後にエコーを
生じさせる。データ収集は選択励起パルス18から２τ後
より開始されるため、この差△τが、水と脂肪の1Hの信
号に位相差を与える。△θ＝△ω・△τにより決まる。
ここで、△ωは水と脂肪の1Hの共鳴角周波数の差であ
り、約３〜4ppm脂肪の方が低い。したがって、第３図
（ｂ）に示す様に、τ′を、調整することにより、水の
信号と脂肪の信号に90゜の位相差を与えることができ
る。即ち、本発明では、エンコード用勾配磁場がゼロの
ときに、水の信号と脂肪の信号に90゜の位相差を与え、
その際にエコー信号の収集が可能となるように読出し用
勾配磁場を繰り返しスイッチングして印加する。この様
にして得られた信号をフーリエ変換し、画像再構成を行
なえば、水の画像は実部に、脂肪の画像は虚部に表わ
れ、水・脂肪の分離画像が得られる。
次に、水と脂肪の信号に90゜の位相差を与えるため
の、シーケンスの調整法について述べる。第２図に示す
パルスシーケンスにおいて、読出し用勾配磁場Grおよ
び、エンコード用勾配磁場Geを除き、高周波磁場rfと、
スライス用勾配磁場Gsのみを用いて、生じたエコー信号
をデータ収集する。これを１次元フーリエ変換すれば、
水および脂肪のスペクトルが得られる。第６図に示す様
に、△τ＝０の場合は、水のスペクトル23及び点線で示
した脂肪のスペクトル24の様に水および脂肪のスペクト
ルは、Realパートの同一符号のスペクトルとして得られ
る。この状態から△τを調整することにより、脂肪のス
ペクトル24を、実線で示す様にImaginaryパートに分離
して生じる様調整すれば良い。△τ＞０では符号は水の
脂肪と逆になるため画像再構成を行なう場合は、脂肪画
像の符号を逆転して表示する様にする。あるいは、△τ
を負にして調整すれば、同様の結果が得られる。
の、シーケンスの調整法について述べる。第２図に示す
パルスシーケンスにおいて、読出し用勾配磁場Grおよ
び、エンコード用勾配磁場Geを除き、高周波磁場rfと、
スライス用勾配磁場Gsのみを用いて、生じたエコー信号
をデータ収集する。これを１次元フーリエ変換すれば、
水および脂肪のスペクトルが得られる。第６図に示す様
に、△τ＝０の場合は、水のスペクトル23及び点線で示
した脂肪のスペクトル24の様に水および脂肪のスペクト
ルは、Realパートの同一符号のスペクトルとして得られ
る。この状態から△τを調整することにより、脂肪のス
ペクトル24を、実線で示す様にImaginaryパートに分離
して生じる様調整すれば良い。△τ＞０では符号は水の
脂肪と逆になるため画像再構成を行なう場合は、脂肪画
像の符号を逆転して表示する様にする。あるいは、△τ
を負にして調整すれば、同様の結果が得られる。
この様にして得られた水・脂肪分離画像の表示法とし
てては、各々独立に表示しても良いが、水・脂肪の合成
画像として表示することもできる。このとき、このまま
では水と脂肪の画像の位置が、共鳴周波数の差によりず
れているため、補正して合成する様にする。また、この
とき水と脂肪を異った色で表示する様にしても良い。
てては、各々独立に表示しても良いが、水・脂肪の合成
画像として表示することもできる。このとき、このまま
では水と脂肪の画像の位置が、共鳴周波数の差によりず
れているため、補正して合成する様にする。また、この
とき水と脂肪を異った色で表示する様にしても良い。
本発明はさらに種々の変形実施が可能である。たとえ
ば、水と脂肪の1Hの信号に位相差を与える△τは、必ず
しも180゜パルス19のタイミングで調整する必要はな
く、データ収集を開始するタイミング、すなわち、読出
勾配磁場、エンコード勾配磁場およびA/Dを開始するタ
イミングで調整しても良い。また、選択励起パルスのタ
イミングで調整しても良い。さらに、データ収集に用い
るシーケンスは、必ずしもエコープラナー法である必要
はなく、超高速スキャン法であれば、いずれでも良い。
例えば、エンコードを読出し勾配のスイッチング時にパ
ルス的に行なう超高速フーリエ法を用いても良い。ま
た、このとき、180゜パルス19は必ずしも用いる必要は
なく、選択励起パルス18後のFID信号をデータ収集する
様にし、位相差は、選択励起パルスとデータ収集開始ま
での時間で調整する様にしても良い。
ば、水と脂肪の1Hの信号に位相差を与える△τは、必ず
しも180゜パルス19のタイミングで調整する必要はな
く、データ収集を開始するタイミング、すなわち、読出
勾配磁場、エンコード勾配磁場およびA/Dを開始するタ
イミングで調整しても良い。また、選択励起パルスのタ
イミングで調整しても良い。さらに、データ収集に用い
るシーケンスは、必ずしもエコープラナー法である必要
はなく、超高速スキャン法であれば、いずれでも良い。
例えば、エンコードを読出し勾配のスイッチング時にパ
ルス的に行なう超高速フーリエ法を用いても良い。ま
た、このとき、180゜パルス19は必ずしも用いる必要は
なく、選択励起パルス18後のFID信号をデータ収集する
様にし、位相差は、選択励起パルスとデータ収集開始ま
での時間で調整する様にしても良い。
この様な方法を用いることにより、水および脂肪の分
離画像を１度の励起で、しかも数十ミリ秒という短時間
で得る事が出来る。
離画像を１度の励起で、しかも数十ミリ秒という短時間
で得る事が出来る。
第１図は本発明に係る磁気共鳴映像装置の一実施例を示
すブロック図、第２図は、本発明に係るシーケンスの一
実施例を示す図、第３図及び第５図は核スピンの位相を
説明する図、第４図は従来の技術であるディクソン法を
説明する図、第６図はスペクトルの例を示す図である。 １……被検体、２……静磁場発生用コイル、３……静磁
場励磁用電源、４……パルスシーケンス、５……RFパル
ス発生・送信部、６……受信部、７……デュプレクサ、
８……プローブ、９……電子計算機、10……インターフ
エース、11……勾配磁場コントローラ、12,13,14……勾
配磁場駆動電源、15……勾配磁場発生用コイル、16……
シムコイル、17……表示器、18……選択励起パルス、19
……180゜パルス、20……スライス用勾配磁場、21……
読出用勾配磁場、22……エンコード用勾配磁場、23……
水のスペクトル、24……脂肪のスペクトル。
すブロック図、第２図は、本発明に係るシーケンスの一
実施例を示す図、第３図及び第５図は核スピンの位相を
説明する図、第４図は従来の技術であるディクソン法を
説明する図、第６図はスペクトルの例を示す図である。 １……被検体、２……静磁場発生用コイル、３……静磁
場励磁用電源、４……パルスシーケンス、５……RFパル
ス発生・送信部、６……受信部、７……デュプレクサ、
８……プローブ、９……電子計算機、10……インターフ
エース、11……勾配磁場コントローラ、12,13,14……勾
配磁場駆動電源、15……勾配磁場発生用コイル、16……
シムコイル、17……表示器、18……選択励起パルス、19
……180゜パルス、20……スライス用勾配磁場、21……
読出用勾配磁場、22……エンコード用勾配磁場、23……
水のスペクトル、24……脂肪のスペクトル。
Claims (2)
- 【請求項１】一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波
磁場、スライス用勾配磁場、読出し用勾配磁場、及びエ
ンコード用勾配磁場を所定のシーケンスに従って印加
し、被検体内からの磁気共鳴信号を収集して映像化する
磁気共鳴映像装置において、 前記エンコード用勾配磁場がゼロのときに、水の信号と
脂肪の信号の位相差が90゜となるよう、前記高周波磁場
による核スピンの励起からデータ収集までの時間を可変
とする手段と、前記エンコード用勾配磁場がゼロのとき
に前記磁気共鳴信号の収集が可能となるように前記読出
し用勾配磁場を繰り返しスイッチングして印加する手段
とを備えたことを特徴とする磁気共鳴映像装置。 - 【請求項２】一様な静磁場中に置かれた被検体に高周波
磁場、スライス用勾配磁場、読出し用勾配磁場、及びエ
ンコード用勾配磁場を所定のシーケンスに従って印加
し、被検体内からの磁気共鳴信号を収集して映像化する
磁気共鳴映像装置において、 前記エンコード用勾配磁場がゼロのときに、水の信号と
脂肪の信号の位相差が90゜となるよう、前記高周波磁場
による核スピンの励起からデータ収集までの時間を可変
とする手段と、前記エンコード用勾配磁場がゼロのとき
に前記磁気共鳴信号の収集が可能となるように前記読出
し用勾配磁場を繰り返しスイッチングして印加する手段
と、収集した前記磁気共鳴信号に基づいて水と脂肪の分
離画像を再構成する手段と、水と脂肪の共鳴周波数の差
により生ずる位置ずれを補正して、前記分離画像を合成
する手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴映像装
置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63010823A JP2656275B2 (ja) | 1988-01-22 | 1988-01-22 | 磁気共鳴映像装置 |
| EP89300513A EP0325461A3 (en) | 1988-01-22 | 1989-01-19 | Magnetic resonance imaging system |
| US07/298,947 US4949042A (en) | 1988-01-22 | 1989-01-19 | Magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63010823A JP2656275B2 (ja) | 1988-01-22 | 1988-01-22 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01190342A JPH01190342A (ja) | 1989-07-31 |
| JP2656275B2 true JP2656275B2 (ja) | 1997-09-24 |
Family
ID=11761076
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63010823A Expired - Fee Related JP2656275B2 (ja) | 1988-01-22 | 1988-01-22 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2656275B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0767443B2 (ja) * | 1990-02-06 | 1995-07-26 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング方法 |
| NO311111B1 (no) * | 1998-04-03 | 2001-10-08 | Geir H Soerland | Metode for bestemmelse av mengden av fett og vann i en biologisk pröve |
| JP4822376B2 (ja) * | 2000-12-27 | 2011-11-24 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2607466B2 (ja) * | 1985-08-30 | 1997-05-07 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| JPH0751124B2 (ja) * | 1985-09-18 | 1995-06-05 | 株式会社日立メディコ | 化学シフト値を用いたｎｍｒ検査装置 |
-
1988
- 1988-01-22 JP JP63010823A patent/JP2656275B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01190342A (ja) | 1989-07-31 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5786692A (en) | Line scan diffusion imaging | |
| JP4236320B2 (ja) | Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を形成する方法 | |
| US5256967A (en) | Fast NMR image acquisition with spectrally selective inversion pulses | |
| EP1636604B1 (en) | Isotropic imaging of vessels with fat suppression | |
| JP2529529B2 (ja) | Ｎｍｒシステム及び別々に収集された１組のｎｍｒ信号から像を発生する方法 | |
| JP4427152B2 (ja) | Ｍｒｉシステムによる画像形成方法及びｍｒｉシステム | |
| US5545992A (en) | Fast cardiac gated NMR acquisition with improved T1 contrast | |
| JPH0614914B2 (ja) | 多次元再構成技術を使用する高速ｎｍｒ映像化方法及びその装置 | |
| 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 | |
| WO2005114245A1 (en) | Mri with separation of fat and water signal using radial ssfp sequence | |
| JPH0549611A (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| US5125407A (en) | Method for magnetic resonance imaging of an object | |
| JPH11164821A (ja) | Ｍｒデータ取得方法 | |
| EP0372814B1 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| US7034532B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
| EP0783113B1 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JPH0581137B2 (ja) | ||
| JP2656275B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JP3175939B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| US7242190B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
| US7339375B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
| JP3197635B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JPH0584230A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2677601B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JP3197643B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |