JP2884243B2 - 核磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents
核磁気共鳴画像診断装置Info
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- JP2884243B2 JP2884243B2 JP1290798A JP29079889A JP2884243B2 JP 2884243 B2 JP2884243 B2 JP 2884243B2 JP 1290798 A JP1290798 A JP 1290798A JP 29079889 A JP29079889 A JP 29079889A JP 2884243 B2 JP2884243 B2 JP 2884243B2
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- Japan
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Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、核磁気共鳴画像診断装置に関し、更に詳し
くは、流れ部分（血液、脳髄液等）から第１及び第２エ
コー信号を収集するときに生じるフローアーチファクト
を低減しつつSNRを改善しうる核磁気共鳴画像診断装置
を提供するものである。
くは、流れ部分（血液、脳髄液等）から第１及び第２エ
コー信号を収集するときに生じるフローアーチファクト
を低減しつつSNRを改善しうる核磁気共鳴画像診断装置
を提供するものである。
（従来の技術） 核磁気共鳴画像診断装置は、一様な静磁場をつくる静
磁場コイル及びｘ、ｙ、ｚの各方向に、各直線勾配を持
つ磁場を作る勾配磁場コイルからなる磁石部、該磁石部
で形成される磁場内に設置する被検体にRFパルスを加
え、被検体からのNMR信号を検出する送・受信部（シー
クエンス記憶回路等を含む）、該送・受信部及び前記磁
石部の動作を制御したり、検出データの処理をして画像
表示する計算機を中心とした制御画像処理部を有してい
る。
磁場コイル及びｘ、ｙ、ｚの各方向に、各直線勾配を持
つ磁場を作る勾配磁場コイルからなる磁石部、該磁石部
で形成される磁場内に設置する被検体にRFパルスを加
え、被検体からのNMR信号を検出する送・受信部（シー
クエンス記憶回路等を含む）、該送・受信部及び前記磁
石部の動作を制御したり、検出データの処理をして画像
表示する計算機を中心とした制御画像処理部を有してい
る。
以上の構成において、VEシークンエンス動作のとき、
計算機からの指令に従ってシークエンス記憶回路は、第
３図に示すVEパルスシークエンスに基づく信号を発生す
る。第３図において、RFは静磁場に直角な方向に印加す
る高周波回転磁場である。Gsはスライス軸とよばれる軸
に印加する勾配磁場である。スライス軸に印加されてい
るスライス勾配は特定面内にあるスピンのみを励起する
ためのものであり、リフェーズ勾配はスライス時に生じ
た位相差を取り除くためのものである。スポイラーは反
転パルスの角度エラーによるアーチファクトを防ぐため
のものである。Gfは位相エンコード軸とよばれる軸にそ
の都度大きさの異なる必要磁場を印加する勾配磁場であ
る。ワープ勾配は位相エンコード軸方向の位相情報を与
えるためのものである。Grは周波数エンコード軸とよば
れる軸に印加する勾配磁場である。リード勾配はスピン
エコー信号を観測するためのものであり、ディフェーズ
勾配は周波数エンコード軸方向の初期位相情報を与える
ためのものである。信号は第１反転パルス及び第２反転
パルスにともなって発生する第１エコー及び第２エコー
である。このようにVEシークエンスは初めは励起パルス
から次の励起パルスまでの時間に反転パルスを何回か掛
け、その都度リード勾配を加えエコーを出現させること
により、各組織間での密度及びスピンの横緩和時間に基
づく信号強度の相違を利用してイメージコントラストを
つけるもので、少なくとも第２エコー発生時間TE2を第
１エコー発生時間TE1の２倍を越えた時間に設定したも
のである。
計算機からの指令に従ってシークエンス記憶回路は、第
３図に示すVEパルスシークエンスに基づく信号を発生す
る。第３図において、RFは静磁場に直角な方向に印加す
る高周波回転磁場である。Gsはスライス軸とよばれる軸
に印加する勾配磁場である。スライス軸に印加されてい
るスライス勾配は特定面内にあるスピンのみを励起する
ためのものであり、リフェーズ勾配はスライス時に生じ
た位相差を取り除くためのものである。スポイラーは反
転パルスの角度エラーによるアーチファクトを防ぐため
のものである。Gfは位相エンコード軸とよばれる軸にそ
の都度大きさの異なる必要磁場を印加する勾配磁場であ
る。ワープ勾配は位相エンコード軸方向の位相情報を与
えるためのものである。Grは周波数エンコード軸とよば
れる軸に印加する勾配磁場である。リード勾配はスピン
エコー信号を観測するためのものであり、ディフェーズ
勾配は周波数エンコード軸方向の初期位相情報を与える
ためのものである。信号は第１反転パルス及び第２反転
パルスにともなって発生する第１エコー及び第２エコー
である。このようにVEシークエンスは初めは励起パルス
から次の励起パルスまでの時間に反転パルスを何回か掛
け、その都度リード勾配を加えエコーを出現させること
により、各組織間での密度及びスピンの横緩和時間に基
づく信号強度の相違を利用してイメージコントラストを
つけるもので、少なくとも第２エコー発生時間TE2を第
１エコー発生時間TE1の２倍を越えた時間に設定したも
のである。
ところで、このVEシークエンスにより流れ部分（血
液、脳髄液等）からエコー信号を収集し画像を得るとき
にフローアーチファクトを生じる。そこで従来ではフロ
ーアーチファクトを低減する方法として、 被検者の心拍同期信号または末梢血管の血液に同期し
た信号に基づいて励起パルスを印加する方法 位相補正用の勾配磁場を印加することにより流速成分
に基づく位相変化をエコーセンターでゼロとする方法 等が行われていた。
液、脳髄液等）からエコー信号を収集し画像を得るとき
にフローアーチファクトを生じる。そこで従来ではフロ
ーアーチファクトを低減する方法として、 被検者の心拍同期信号または末梢血管の血液に同期し
た信号に基づいて励起パルスを印加する方法 位相補正用の勾配磁場を印加することにより流速成分
に基づく位相変化をエコーセンターでゼロとする方法 等が行われていた。
（発明が解決しようとする課題） しかし従来のVEシークエンスによる画像撮影において
は、VEシークエンスのTE2が長いため、の方法では第
２エコーでのフローアーチファクトは余り低減できな
い。またの方法では大きな勾配磁場を必要とするた
め、TE1が長くなり、信号収集時間が長くとることがで
きず、SNRを悪化させるという問題があった。
は、VEシークエンスのTE2が長いため、の方法では第
２エコーでのフローアーチファクトは余り低減できな
い。またの方法では大きな勾配磁場を必要とするた
め、TE1が長くなり、信号収集時間が長くとることがで
きず、SNRを悪化させるという問題があった。
本発明は上記の点に鑑みてなされたものであり、その
目的は、VEシークエンスにより流れ部分（血液、脳髄液
等）からエコー信号を収集して得らえた第１エコー画像
及び第２エコー画像において、フローアーチファクトの
低減された、最良のSNRを得ることができるイメージン
グを実施しうる核磁気共鳴画像診断装置を実現すること
にある。
目的は、VEシークエンスにより流れ部分（血液、脳髄液
等）からエコー信号を収集して得らえた第１エコー画像
及び第２エコー画像において、フローアーチファクトの
低減された、最良のSNRを得ることができるイメージン
グを実施しうる核磁気共鳴画像診断装置を実現すること
にある。
（課題を解決するための手段） 本発明に係わる方法は上記の目的を達成するために、 静磁場内に設置された被検体に対して、スライス勾配
を印加すると共に励起パルスを印加し、次にスライス勾
配を印加すると共に反転パルスを印加し、リード勾配の
下で第１エコー信号を収集する第１エコー収集手段と、
その後にスライス勾配を印加すると共に反転パルスを印
加し、リード勾配の下で第２エコー信号を収集する第２
エコー収集手段とを少なくとも備え、前記第２エコー発
生時間を前記第１エコー発生時間の２倍を越えた時間に
設定するVEシークエンスによるイメージングの機能を備
えた核磁気共鳴画像診断装置において、前記第１エコー
収集手段は、被検者の心拍同期信号または末梢血管の血
液に同期した信号に基づいて前記励起パルス印加のタイ
ミングをとり、第１エコー信号収集時間（２×Td1）＝T
E1/2−TW/2の間に第１エコー信号を収集し、前記第２エ
コー収集手段は、位相θ＝γ∫Ｇ（ｔ）・ｒ（ｔ）dtで
表わされる前記被検体の流速成分に基づく位相が、第２
エコーセンターTE2でゼロとなる位相補正用の勾配磁場
を与え、第２エコー信号収集時間（２×Td2）＝（TE2−
TE1）/2−TW/2の間に第２エコー信号を収集することを
特徴とする。
を印加すると共に励起パルスを印加し、次にスライス勾
配を印加すると共に反転パルスを印加し、リード勾配の
下で第１エコー信号を収集する第１エコー収集手段と、
その後にスライス勾配を印加すると共に反転パルスを印
加し、リード勾配の下で第２エコー信号を収集する第２
エコー収集手段とを少なくとも備え、前記第２エコー発
生時間を前記第１エコー発生時間の２倍を越えた時間に
設定するVEシークエンスによるイメージングの機能を備
えた核磁気共鳴画像診断装置において、前記第１エコー
収集手段は、被検者の心拍同期信号または末梢血管の血
液に同期した信号に基づいて前記励起パルス印加のタイ
ミングをとり、第１エコー信号収集時間（２×Td1）＝T
E1/2−TW/2の間に第１エコー信号を収集し、前記第２エ
コー収集手段は、位相θ＝γ∫Ｇ（ｔ）・ｒ（ｔ）dtで
表わされる前記被検体の流速成分に基づく位相が、第２
エコーセンターTE2でゼロとなる位相補正用の勾配磁場
を与え、第２エコー信号収集時間（２×Td2）＝（TE2−
TE1）/2−TW/2の間に第２エコー信号を収集することを
特徴とする。
但し、TW;反転パルス印加時間、TE1;第１エコーセン
ター時間、TE2;第２エコーセンター時間 （作用） 第１エコー信号収集時には、被検者の心拍同期信号ま
たは末梢血管の血液に同期した信号に基づいて励起パル
スを印加しているため、第１エコー画像における流れ部
分によるフローアーチファクトは低減される。また、第
２エコー信号収集時には、被検者の流速成分に基づく位
相変化を第２エコーセンターでゼロとするように位相補
正用の勾配磁場を印加するため、第２エコー画像におけ
る流れ部分によるフローアーチファクトは低減される。
更に、第１エコー信号及び第２エコー信号を収集する時
間を可能なかぎり長く設定しているため、最良のSNRを
得ることができる。
ター時間、TE2;第２エコーセンター時間 （作用） 第１エコー信号収集時には、被検者の心拍同期信号ま
たは末梢血管の血液に同期した信号に基づいて励起パル
スを印加しているため、第１エコー画像における流れ部
分によるフローアーチファクトは低減される。また、第
２エコー信号収集時には、被検者の流速成分に基づく位
相変化を第２エコーセンターでゼロとするように位相補
正用の勾配磁場を印加するため、第２エコー画像におけ
る流れ部分によるフローアーチファクトは低減される。
更に、第１エコー信号及び第２エコー信号を収集する時
間を可能なかぎり長く設定しているため、最良のSNRを
得ることができる。
（実施例） 以下図面を参照して本発明について詳細に説明する。
第１図は、本発明の一実施例の核磁気共鳴画像診断装
置の構成図である。図において、１は内部に被検体を挿
入するための空間部分を有し、この空間部分を取り巻く
ようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コ
イルと勾配磁場を発生する勾配磁場コイルと被検体内の
原子核スピンを励起するためのRFパルスを与えるRF送信
コイルと被検体からのNMR信号を検出する受信コイル等
が配置されているマグネットアセンブリである。静磁場
コイル、勾配磁場コイル、RF送信コイル、受信コイルは
それぞれ静磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、RF電力増
幅器４及び前置増幅器５に接続されている。ゲーティグ
コントローラ14は、生体からの信号を受け、システム同
期用のトリガ信号をシークエンス制御回路６における。
シークエンス制御回路６は計算機７からの指令に従っ
て、ゲート変調回路８を操作（所定のタイミングでRF発
振回路９のRF出力信号を変調）し、RFパルス信号をRF電
力増幅器４からRF送信コイルに印加する。また、シーク
エンス制御回路６は計算機７からの指令に従い、第２図
に基づくシークエンス信号によって、勾配磁場駆動回路
３、及び、AD交換器11をも操作するようになっている。
10はRF発振回路９の出力を参照信号として、前置増幅器
５の受信信号出力を位相検波する位相検波器である。こ
の電力信号はAD変換器11においてディジタ信号に変換さ
れ、計算機７に入力される。12は計算機７に種々のパル
スシークエンスの実現のための指示及び種々の設定値を
入力する為の操作コンソール、13は計算機７で再構成さ
れた画像を表示する表示装置である。
置の構成図である。図において、１は内部に被検体を挿
入するための空間部分を有し、この空間部分を取り巻く
ようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コ
イルと勾配磁場を発生する勾配磁場コイルと被検体内の
原子核スピンを励起するためのRFパルスを与えるRF送信
コイルと被検体からのNMR信号を検出する受信コイル等
が配置されているマグネットアセンブリである。静磁場
コイル、勾配磁場コイル、RF送信コイル、受信コイルは
それぞれ静磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、RF電力増
幅器４及び前置増幅器５に接続されている。ゲーティグ
コントローラ14は、生体からの信号を受け、システム同
期用のトリガ信号をシークエンス制御回路６における。
シークエンス制御回路６は計算機７からの指令に従っ
て、ゲート変調回路８を操作（所定のタイミングでRF発
振回路９のRF出力信号を変調）し、RFパルス信号をRF電
力増幅器４からRF送信コイルに印加する。また、シーク
エンス制御回路６は計算機７からの指令に従い、第２図
に基づくシークエンス信号によって、勾配磁場駆動回路
３、及び、AD交換器11をも操作するようになっている。
10はRF発振回路９の出力を参照信号として、前置増幅器
５の受信信号出力を位相検波する位相検波器である。こ
の電力信号はAD変換器11においてディジタ信号に変換さ
れ、計算機７に入力される。12は計算機７に種々のパル
スシークエンスの実現のための指示及び種々の設定値を
入力する為の操作コンソール、13は計算機７で再構成さ
れた画像を表示する表示装置である。
第２図は本発明のパルスシークエンスを表す図であ
る。図において第３図と異なる点は、 （１）リード勾配の強度Gr1、Gr2及びデータ収集時間Td
1、Td2が下式をみたすように設定されている点 Td1＝TE1/2−TS−TW/2 Td2＝（TE2−TE1）/2−TS−TW/2 Gr1＝N/（２γ・FOV・Td1） Gr2＝N/（２γ・FOV.Td2） 式中、TS;スポイラー印加時間 TW;反転パルス印加時間 N;データサンプリング数 FOV;撮影視野 （２）被験者の心拍同期信号または末梢血管の血液に同
期した信号に基づいて励起パルスを印加している点 （３）Gs、Gf、Grに、被検者の流速成分に基づく位相変
化を第２エコーセンターでゼロとするように位相補正用
の勾配磁場（第２図の点線で示された勾配磁場）を印加
している点 である。
る。図において第３図と異なる点は、 （１）リード勾配の強度Gr1、Gr2及びデータ収集時間Td
1、Td2が下式をみたすように設定されている点 Td1＝TE1/2−TS−TW/2 Td2＝（TE2−TE1）/2−TS−TW/2 Gr1＝N/（２γ・FOV・Td1） Gr2＝N/（２γ・FOV.Td2） 式中、TS;スポイラー印加時間 TW;反転パルス印加時間 N;データサンプリング数 FOV;撮影視野 （２）被験者の心拍同期信号または末梢血管の血液に同
期した信号に基づいて励起パルスを印加している点 （３）Gs、Gf、Grに、被検者の流速成分に基づく位相変
化を第２エコーセンターでゼロとするように位相補正用
の勾配磁場（第２図の点線で示された勾配磁場）を印加
している点 である。
はじめに、第１エコー信号を収集する時には、被検者
の心拍同期信号または末梢血管の血液に同期した信号に
基づいて前記励起パルスを印加し、スライス面のスピン
が選択的に励起され、第２図に基づく所定の磁場が印加
された後に、第１反転パルスによって反転させられたス
ピンがリード勾配の下で収束していく。次に、第２エコ
ー信号を収集する時には、第２図の点線で示された位相
補正用の勾配磁場、第２反転パルス、スライス勾配等の
所定の磁場が印加された後に、第２反転パルスによって
反転させられたスピンがリード勾配の下で集束してい
く。第２図の点線で示された勾配磁場は、磁化ベクトル
の位置の時間変化をｒ（ｔ）＝r0＋vtと仮定し、逆極性
の矩形波形で位相補償をした場合について示している。
ここでは位相θ＝γ∫Ｇ（ｔ）・ｒ（ｔ）dtにおいて、
r0の項θｒ＝φ、ｖの項θｖ＝φotherとなるように位
相補正用の勾配磁場を決定している結果、被検者の流速
の１次成分（速度成分）に基づく位相変化を第２エコー
センターでゼロとし、第２エコー画像において流れ部分
によるフローアーチファクトの低減された画像が得られ
る。
の心拍同期信号または末梢血管の血液に同期した信号に
基づいて前記励起パルスを印加し、スライス面のスピン
が選択的に励起され、第２図に基づく所定の磁場が印加
された後に、第１反転パルスによって反転させられたス
ピンがリード勾配の下で収束していく。次に、第２エコ
ー信号を収集する時には、第２図の点線で示された位相
補正用の勾配磁場、第２反転パルス、スライス勾配等の
所定の磁場が印加された後に、第２反転パルスによって
反転させられたスピンがリード勾配の下で集束してい
く。第２図の点線で示された勾配磁場は、磁化ベクトル
の位置の時間変化をｒ（ｔ）＝r0＋vtと仮定し、逆極性
の矩形波形で位相補償をした場合について示している。
ここでは位相θ＝γ∫Ｇ（ｔ）・ｒ（ｔ）dtにおいて、
r0の項θｒ＝φ、ｖの項θｖ＝φotherとなるように位
相補正用の勾配磁場を決定している結果、被検者の流速
の１次成分（速度成分）に基づく位相変化を第２エコー
センターでゼロとし、第２エコー画像において流れ部分
によるフローアーチファクトの低減された画像が得られ
る。
従って、本実施例では以下のような効果を有するVEシ
ークエンスによるMRイメージング方法を得ることができ
る。即ち、 （１）MR信号収集時に最良のSNRが得られる （２）第１エコー画像において流れ部分によるフローア
ーチファクトの低減された画像が得られる （３）第２エコー画像において流れ部分によるフローア
ーチファクトの低減された画像が得られる 尚、本発明は上記実施例に限定するものではなく、特
許請求の範囲内で種々の変形が可能である。例えば、酸
化ベクトルの位置の時間変化はｒ（ｔ）＝r0＋vtである
必要がなく、必要に応じて高次までとり、それに応じて
位相補償のための勾配を変えれば良い。更に、スポイラ
ーは印加しなくてもよい。
ークエンスによるMRイメージング方法を得ることができ
る。即ち、 （１）MR信号収集時に最良のSNRが得られる （２）第１エコー画像において流れ部分によるフローア
ーチファクトの低減された画像が得られる （３）第２エコー画像において流れ部分によるフローア
ーチファクトの低減された画像が得られる 尚、本発明は上記実施例に限定するものではなく、特
許請求の範囲内で種々の変形が可能である。例えば、酸
化ベクトルの位置の時間変化はｒ（ｔ）＝r0＋vtである
必要がなく、必要に応じて高次までとり、それに応じて
位相補償のための勾配を変えれば良い。更に、スポイラ
ーは印加しなくてもよい。
（発明の効果） 以上の説明の通り、本発明によれば、第１エコー信号
は生体信号同期で、第２エコー信号は位相補正用の勾配
磁場を印加してフローアーチファクトを抑制し、更に前
記信号収集時には、該信号を収集する時間を可能なかぎ
り長く設定しているため、最良のSNRを得ることができ
る。
は生体信号同期で、第２エコー信号は位相補正用の勾配
磁場を印加してフローアーチファクトを抑制し、更に前
記信号収集時には、該信号を収集する時間を可能なかぎ
り長く設定しているため、最良のSNRを得ることができ
る。
第１図は本発明の一実施例の核磁気共鳴画像診断装置の
構成図、第２図は本発明の一実施例にかかるパルスシー
クエンスを表す図、第３図は従来のパルスシークエンス
を表す図である。 １……マグネットアセンブリ、２……静磁場電源、３…
…勾配磁場駆動回路、４……RF電力増幅器、５……前置
増幅器、６……シークエンス制御回路、７……計算機、
８……ゲート変調回路、９……RF発振回路、10……位相
検波器、11……AD変換器、12……操作コンソール、13…
…表示装置、14……ゲーティグコントローラ
構成図、第２図は本発明の一実施例にかかるパルスシー
クエンスを表す図、第３図は従来のパルスシークエンス
を表す図である。 １……マグネットアセンブリ、２……静磁場電源、３…
…勾配磁場駆動回路、４……RF電力増幅器、５……前置
増幅器、６……シークエンス制御回路、７……計算機、
８……ゲート変調回路、９……RF発振回路、10……位相
検波器、11……AD変換器、12……操作コンソール、13…
…表示装置、14……ゲーティグコントローラ
Claims (3)
- 【請求項１】静磁場内に設置された被検体に対して、ス
ライス勾配を印加すると共に励起パルスを印加し、次に
スライス勾配を印加すると共に反転パルスを印加し、リ
ード勾配の下で第１エコー信号を収集する第１エコー収
集手段と、その後にスライス勾配を印加すると共に反転
パルスを印加し、リード勾配の下で第２エコー信号を収
集する第２エコー収集手段とを備え、前記第２エコー発
生時間を前記第１エコー発生時間の２倍を越えた時間に
設定するVEシークエンスによるイメージングの機能を備
えた核磁気共鳴画像診断装置において、 前記第１エコー収集手段は、被検者の心拍同期信号また
は末梢血管の血液に同期した信号に基づいて前記励起パ
ルス印加のタイミングをとり、第１エコー信号収集時間
（２×Td1）＝TE1/2−TS−TW/2の間に第１エコー信号を
収集し、 前記第２エコー収集手段は、位相θ＝γ∫Ｇ（ｔ）・ｒ
（ｔ）dtで表わされる前記被検体の流速成分に基づく位
相が、第２エコーセンターTE2でゼロとなる位相補正用
の勾配磁場を与え、第２エコー信号収集時間（２×Td
2）＝（TE2−TE1）/2−TS−TW/2の間に第２エコー信号
を収集する ことを特徴とする核磁気共鳴画像診断装置。 但し、TW;反転パルス印加時間、TE1;第１エコーセンタ
ー時間、TE2;第２エコーセンター時間 - 【請求項２】静磁場内に設置された被検体に対して、ス
ライス勾配を印加すると共に励起パルスを印加し、次に
スライス勾配を印加すると共に反転パルスを印加し、リ
ード勾配の下で第１エコー信号を収集する第１エコー収
集手段と、その後にスライス勾配を印加すると共に反転
パルスを印加し、リード勾配の下で第２エコー信号を収
集する第２エコー収集手段とを備え、前記第２エコー発
生時間を前記第１エコー発生時間の２倍を越えた時間に
設定するVEシークエンスによるイメージングの機能を備
えた核磁気共鳴画像診断装置において、 前記第１エコー収集手段は反転パルスの後に、前記第２
エコー収集手段は反転パルスの前後に、スポイラーを印
加し、さらに、 前記第１エコー収集手段は、被検者の心拍同期信号また
は末梢血管の血液に同期した信号に基づいて前記励起パ
ルス印加のタイミングをとり、第１エコー信号収集時間
（２×Td1）＝TE1/2−TW/2の間に第１エコー信号を収集
し、 前記第２エコー収集手段は、位相θ＝γ∫Ｇ（ｔ）・ｒ
（ｔ）dtで表わされる前記被検体の流速成分に基づく位
相が、第２エコーセンターTE2でゼロとなる位相補正用
の勾配磁場を与え、第２エコー信号収集時間（２×Td
2）＝（TE2−TE1）/2−TW/2の間に第２エコー信号を収
集する ことを特徴とする核磁気共鳴画像診断装置。 但し、TW;反転パルス印加時間、TS;スポイラー印加時
間、TE1;第１エコーセンター時間、TE2;第２エコーセン
ター時間 - 【請求項３】前記位相補正用の勾配磁場が、被検体の流
速の１次成分（速度成分）に基づく位相を、第２エコー
センターTE2でゼロとする位相補正用の勾配磁場である
ことを特徴とする請求項（１）または請求項（２）記載
の核磁気共鳴画像診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1290798A JP2884243B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | 核磁気共鳴画像診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1290798A JP2884243B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | 核磁気共鳴画像診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03151935A JPH03151935A (ja) | 1991-06-28 |
| JP2884243B2 true JP2884243B2 (ja) | 1999-04-19 |
Family
ID=17760635
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1290798A Expired - Lifetime JP2884243B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | 核磁気共鳴画像診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2884243B2 (ja) |
-
1989
- 1989-11-08 JP JP1290798A patent/JP2884243B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03151935A (ja) | 1991-06-28 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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