JPH05207989A - Mr imaging method - Google Patents
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- JPH05207989A JPH05207989A JP4046195A JP4619592A JPH05207989A JP H05207989 A JPH05207989 A JP H05207989A JP 4046195 A JP4046195 A JP 4046195A JP 4619592 A JP4619592 A JP 4619592A JP H05207989 A JPH05207989 A JP H05207989A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）を利用してイメージングを行うＭＲイメージング法
に関し、とくに高速フィールドエコー法を用いたシネ
（Cine）撮像法に関する。This invention relates to nuclear magnetic resonance (NM).
The present invention relates to an MR imaging method for performing imaging using R), and particularly to a cine imaging method using a high speed field echo method.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来より、ＭＲイメージング法における
シネ撮像法の高速化方法として、セグメンテッド方式の
高速フィールドエコー法を用いたシネ撮像法が報告され
ている（Dennis J.Atkinson, M.S.Robert, R.Edelman,
MD Radiology 1991;178:357-360)。この方法では、非常
に短いＴＲの高速フィールドエコーシーケンスを位相エ
ンコード量を変化させながら繰り返すことにより、１時
相の時間内に複数ライン分のデータを収集する。心臓部
位のシネ撮像を行う場合、１心拍期間の各時相内でそれ
ぞれ複数ライン分ずつのデータを得、つぎの１心拍期間
の各時相では他の複数ライン分のデータを得るというこ
とを、各心拍期間ごとに反復し、各時相について所定の
ライン分のデータが揃えばそれら各時相の画像の再構成
ができるため、撮像時間（データ収集に要する心拍期間
数）を従来の数分の１に短縮でき、患者の息止め期間内
で撮像を終了することができる。2. Description of the Related Art Conventionally, a cine imaging method using a segmented high-speed field echo method has been reported as a method for speeding up the cine imaging method in MR imaging (Dennis J. Atkinson, MSRobert, R. Edelman,
MD Radiology 1991; 178: 357-360). In this method, a very short TR high-speed field echo sequence is repeated while changing the amount of phase encoding, thereby collecting data for a plurality of lines within the time of one temporal phase. When performing cine imaging of the heart region, data for a plurality of lines is obtained within each time phase of one heartbeat period, and data for another plurality of lines is obtained for each time phase of the next one heartbeat period. , It is repeated for each heartbeat period, and if the data for a given line for each time phase is available, the image of each time phase can be reconstructed. It can be reduced to one-half, and imaging can be completed within the patient's breath-hold period.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
高速フィールドエコーシーケンスを用いたシネ撮像法で
は画像の時間分解能が不十分であるという問題がある。However, the conventional cine imaging method using the high-speed field echo sequence has a problem that the time resolution of the image is insufficient.
【０００４】たとえば、心臓部位のシネ撮像を行う場
合、患者の息止め可能な時間内に撮像を終了しなければ
ならないという制約があり、撮像のための心拍期間数を
多くとれないという事情がある。このような事情のもと
では、ＭＲイメージング装置の可能な最短ＴＲとの関連
で各時相のデータを収集する時間を短くできない。つま
り、１心拍期間内で多数の時相の画像を得ることができ
ず、画像の時間分解能が不十分となる。For example, when performing cine imaging of a heart region, there is a restriction that the imaging must be completed within a time period when the patient can hold his / her breath, and there is a circumstance that the number of heartbeat periods for imaging cannot be increased. .. Under such circumstances, it is not possible to shorten the time for collecting the data of each time phase in relation to the shortest possible TR of the MR imaging apparatus. That is, many time phase images cannot be obtained within one heartbeat period, and the time resolution of the image becomes insufficient.
【０００５】通常、息止め可能時間は１６心拍程度の時
間であると言われており、１２８×１２８のマトリクス
の画像を得る場合、１心拍の間に、各時相について１６
ライン分のデータを収集してしまう必要がある。という
ことは、各時相の撮像に最短ＴＲの１６倍の時間が必要
であることを意味し、そうするとそれ程時間分解能を上
げることができない。Generally, the breath-holding time is said to be about 16 heartbeats, and when an image of a 128 × 128 matrix is obtained, 16 times are obtained for each time phase during one heartbeat.
It is necessary to collect line data. This means that 16 times the shortest TR is required for imaging in each time phase, and if so, the time resolution cannot be improved so much.
【０００６】これを改善するには、ＥＣＧトリガから所
定のディレー時間を持たせた後同様のシネ撮像を行い、
ディレーのないシネ撮像における各時相の間に位置する
時相でデータ収集することが考えられる。これによれば
ディレーのないシネ撮像で得た各時相の画像の中間の時
相での画像を得ることができるので、時間分解能を２倍
に向上できるが、ディレーのないシネ撮像とディレーを
持たせたシネ撮像とを、２回の息止め期間のそれぞれで
行わなければならないので、全体の検査時間が長くなっ
てしまうという問題がある。In order to improve this, the same cine imaging is performed after a predetermined delay time is provided from the ECG trigger,
It is conceivable to collect data at time phases located between the time phases in cine imaging without delay. According to this, since it is possible to obtain an image at an intermediate time phase of images of each time phase obtained by cine imaging without delay, time resolution can be doubled, but cine imaging without delay and delay can be performed. Since the cine imaging provided must be performed in each of the two breath-holding periods, there is a problem that the entire examination time becomes long.
【０００７】この発明は、上記に鑑み、従来の高速フィ
ールドエコー法を用いたシネ撮像法を改良して、全体の
検査時間を延長させることなく画像の時間分解能を向上
させるようにしたＭＲイメージング法を提供することを
目的とする。In view of the above, the present invention has improved the conventional cine imaging method using the high-speed field echo method to improve the time resolution of an image without extending the entire examination time. The purpose is to provide.
【０００８】[0008]
【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イメージング法では、短いＴＲ
の高速フィールドエコーシーケンスを位相エンコード量
を変えながら繰り返してデータ収集することを、その位
相エンコード量の組み合わせセットごとに連続して反復
する。すると各位相エンコード量セットごとに画像再構
成に必要なデータセットが得られるのでそれを用いてそ
れぞれ１つの画像を再構成する。それとともに、隣接す
る２位相エンコード量セットごとに、その両方から一部
ずつのデータを取り出して、その中間に位置する、上記
位相エンコード量の組み合わせの１セット分に相当する
データセットを構成し、これら各データセットによりそ
れぞれ１つの画像を再構成する。後者の各画像は、前者
の各画像の時相の中間に位置する時相のものとなるの
で、画像の時間分解能が向上する。またシネ撮像は１回
でよく、シネ撮像を２回行う必要もないので、全体の検
査時間の延長もない。To achieve the above object, the MR imaging method according to the present invention uses a short TR.
The high-speed field echo sequence of (1) is repeatedly acquired while changing the phase encoding amount, and the data acquisition is continuously repeated for each combination set of the phase encoding amounts. Then, a data set necessary for image reconstruction is obtained for each phase encoding amount set, and one image is reconstructed using the data set. At the same time, for each adjacent two-phase encoding amount set, a part of the data is extracted from both of them, and a data set corresponding to one set of the combination of the above-mentioned phase encoding amounts, which is located in the middle, is constructed. One image is reconstructed from each of these data sets. Since each of the latter images has a time phase located in the middle of the time phase of the former image, the time resolution of the image is improved. Further, since the cine imaging need only be performed once, and it is not necessary to perform the cine imaging twice, there is no extension of the entire inspection time.
【０００９】[0009]
【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図１はこの発明の一実施例
の全体のシーケンスを示すものである。この実施例で
は、図１のＡで示す心電波形のＲ波とＲ波との間の各時
相（第１時相、第２時相、第３時相、第４時相、…）ご
とにデータ収集する。各時相ごとに図２に示すようなフ
ィールドエコーシーケンスが８回繰り返される。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described in detail below with reference to the drawings. FIG. 1 shows the entire sequence of an embodiment of the present invention. In this embodiment, each time phase (first time phase, second time phase, third time phase, fourth time phase, ...) Between the R wave and the R wave of the electrocardiographic waveform shown in FIG. 1A. Collect data for each. The field echo sequence as shown in FIG. 2 is repeated eight times for each time phase.
【００１０】図２で示すフィールドエコーシーケンスは
ＴＲの短い高速型のものであり、図２のＡで示すように
ＲＦパルスを印加するとき同時に図２のＢで示すように
スライス選択励起用のＧｚ（Ｚ方向に磁場強度が傾斜し
ている傾斜磁場）パルスを印加して、Ｚ方向のある位置
に存在するスライスのみを選択的に励起する。つぎに位
相エンコード用のＧｙ（Ｙ方向に磁場強度が傾斜してい
る傾斜磁場）パルスを加えるとともに、読み出し及び周
波数エンコード用のＧｘ（Ｘ方向に磁場強度が傾斜して
いる傾斜磁場）パルスを加え、その後このＧｘパルスを
反転させてエコー信号を発生させる。The field echo sequence shown in FIG. 2 is of a high-speed type having a short TR, and when an RF pulse is applied as shown in A of FIG. 2, Gz for slice selective excitation is simultaneously shown as shown in B of FIG. A pulse (gradient magnetic field whose magnetic field strength is inclined in the Z direction) is applied to selectively excite only a slice existing at a certain position in the Z direction. Next, a Gy (gradient magnetic field whose magnetic field strength is inclined in the Y direction) pulse for phase encoding is added, and a Gx (gradient magnetic field whose magnetic field strength is inclined in the X direction) pulse for reading and frequency encoding is added. Then, the Gx pulse is inverted to generate an echo signal.
【００１１】再構成画像のマトリクスを１２８×１２８
とすると、この画像を再構成するには１回の励起で発生
したエコー信号を１２８サンプリングポイントでサンプ
リングして１ラインのデータを得るとともに、これを位
相エンコード量を１２８通りに変化させて１２８回繰り
返して、１２８ライン分のデータを収集する必要があ
る。位相エンコード量はマイナス側からプラス側へと１
２８通りに変化させられるので、その位相エンコード量
の各々に＃１〜＃１２８の番号をつけておく。こうして
得た１２８ライン分のデータを図３の生データ配列Ｐの
ように配列し、２次元フーリエ変換すれば、上記選択励
起されたスライスの画像を再構成できる。The matrix of the reconstructed image is 128 × 128.
Then, in order to reconstruct this image, the echo signal generated by one excitation is sampled at 128 sampling points to obtain one line of data, and this is changed 128 times by changing the phase encode amount in 128 ways. It is necessary to repeatedly collect data for 128 lines. Phase encode amount is 1 from minus side to plus side
Since it can be changed in 28 ways, numbers # 1 to # 128 are given to each of the phase encoding amounts. By arranging the 128 lines of data thus obtained as the raw data array P of FIG. 3 and performing a two-dimensional Fourier transform, the image of the slice selectively excited can be reconstructed.
【００１２】ここでは、図１の各時相ごとにフィールド
エコーシーケンスを８回繰り返し、１６番おきの位相エ
ンコード量とする。すなわち、図１のＢ、図３に示すよ
うに、第１Ｒ波の後の各時相では、位相エンコード量は
＃１、＃１７、＃３３、＃４９、＃６５、＃８１、＃９
７、＃１１３とする。そして第２Ｒ波の後の各時相では
第１Ｒ波のときの位相エンコード量を１番ずつずらして
＃２、＃１８、＃３４、＃５０、＃６６、＃８２、＃９
８、＃１１４とする。このようにＲ波ごとに１番ずつ位
相エンコード量をずらしていくと、第１６Ｒ波では各時
相での位相エンコード量が＃１６、＃３２、＃４８、＃
６４、＃８０、＃９６、＃１１２、＃１２８となって、
第１Ｒ波から第１６Ｒ波まで、各時相について、＃１〜
＃１２８の１２８通りの位相エンコード量を持つ１２８
回のフィールドエコーシーケンスを行ったことになる。Here, the field echo sequence is repeated 8 times for each time phase in FIG. That is, as shown in FIGS. 1B and 3, the phase encoding amounts are # 1, # 17, # 33, # 49, # 65, # 81, and # 9 in each time phase after the first R wave.
7 and # 113. Then, in each time phase after the second R wave, the phase encoding amount at the time of the first R wave is shifted by 1 each, and then # 2, # 18, # 34, # 50, # 66, # 82, # 9.
8 and # 114. In this way, if the phase encode amount is shifted by 1 for each R wave, the phase encode amount for each time phase in the 16th R wave is # 16, # 32, # 48, #.
64, # 80, # 96, # 112, # 128,
For each time phase from the 1st R wave to the 16th R wave,
128 with 128 different phase encoding amounts of # 128
This means that the field echo sequence has been performed twice.
【００１３】その結果、１２８ライン分のデータが各時
相ごとに収集できたことになる。この各時相ごとに収集
した１２８ライン分のデータを用いれば、第１時相、第
２時相、第３時相、第４時相、…、の各時相での画像が
再構成できる。As a result, 128 lines of data can be collected for each time phase. By using the 128 lines of data collected for each time phase, the images in each of the first time phase, the second time phase, the third time phase, the fourth time phase, ... Can be reconstructed. ..
【００１４】このような画像再構成に加えて、つぎのよ
うな画像再構成を行う。まず、第１時相の後半の５番目
のフィールドエコーシーケンスで得たデータから第８番
目のフィールドエコーシーケンスで得たデータまでを取
り出すとともに、第２時相の前半の１番目のフィールド
エコーシーケンスで得たデータから第４番目のフィール
ドエコーシーケンスで得たデータまでを取り出す。第２
時相と第３時相についても同様にそれぞれからデータを
取り出す。同様にすべての隣接する２つの時相について
も同様にデータを取り出す。In addition to such image reconstruction, the following image reconstruction is performed. First, from the data obtained in the fifth field echo sequence in the latter half of the first time phase to the data obtained in the eighth field echo sequence, the first field echo sequence in the first half of the second time phase is extracted. From the obtained data to the data obtained by the fourth field echo sequence are taken out. Second
Similarly, data is extracted from the time phase and the third time phase. Similarly, data is similarly extracted for all two adjacent time phases.
【００１５】これら取り出したデータにおける位相エン
コード量の組み合わせは、順序は異なるが、上記の各時
相ごとのデータと同じである。そこで、第１Ｒ波から第
１６Ｒ波までを集めると＃１〜＃１２８の位相エンコー
ド量がすべて揃うので、その位相エンコード量の順序通
りに並べ変えて配列すれば図３のＰと同様の生データ配
列となり、画像が再構成できる。こうして再構成された
各画像は、上記の第１、第２、第３、…の各時相の中間
に位置する第１’時相、第２’時相、第３’時相、…の
画像となる。すなわち、第１、第２、第３、…の各時相
の中間の画像を補間できたことになり、この補間により
時間分解能が２倍に高められたことになる。The combination of the phase encoding amounts in the extracted data is the same as the data for each time phase, although the order is different. Therefore, when the first R wave to the 16th R wave are collected, the phase encode amounts of # 1 to # 128 are all aligned. Therefore, if they are rearranged and arranged in the order of the phase encode amount, raw data similar to P of FIG. It becomes an array and the image can be reconstructed. Each of the images reconstructed in this way has a first 'time phase, a second' time phase, a third 'time phase, ... Which are located in the middle of the respective first, second, third, ... Time phases. It becomes an image. That is, the intermediate images of the first, second, third, ... Time phases can be interpolated, and the time resolution is doubled by this interpolation.
【００１６】この第１’時相、第２’時相、第３’時
相、…の画像を再構成するのに用いたデータでは、位相
エンコード量がゼロ（ＤＣ）付近からプラス側に大きく
なり中間でマイナス側の最大となってふたたびゼロ付近
に向かうという順序で変化するものとなっているので、
ＤＣ付近のデータ取得時刻が時間的に離れたものとなっ
ている。位相エンコード量がゼロ付近のデータは最も大
きな信号成分を有しているため、これらが時間的に離れ
ると、その間の臓器等の動きにより画像のぶれが生じる
おそれがある。In the data used for reconstructing the image of the first 'time phase, the second' time phase, the third 'time phase, ..., The phase encoding amount increases from near zero (DC) to the plus side. Since it becomes the maximum on the minus side in the middle, it changes in the order of going to near zero again, so
The data acquisition times near DC are temporally separated. Since the data in which the amount of phase encoding is near zero has the largest signal component, if these are temporally separated, there is a possibility that image blurring may occur due to movement of organs or the like between them.
【００１７】そこでこの点を考慮して図４のような位相
エンコード量の変化順序とすることができる。図４は他
の実施例にかかるＭＲイメージング法を示すもので、第
１Ｒ波の各時相について言えば、位相エンコード量が＃
１、＃３３、＃６５、＃９７、＃１７、＃４９、＃８
１、＃１１３の順序で変化し、位相エンコード量がマイ
ナス側からＤＣ付近を通ってプラス側へ変化するサイク
ルが２回行なわれる。そのため、第１時相、第２時相、
第３時相、…の中間の第１’時相、第２’時相、第３’
時相、…については、ＤＣ付近の位相エンコード量が時
間的に比較的離れずに２回現われることとなって、第
１’時相、第２’時相、第３’時相、…についての各画
像が臓器等の動きの影響を受けることが少なくなる。第
１時相、第２時相、第３時相、…についてはＤＣ付近の
位相エンコード量が図１の場合に比較して時間的に離れ
ることになるので多少の画像の劣化は避けられないが、
第１’時相、第２’時相、第３’時相、…の画像の画質
と同じになり、全体としては画質の均一な時間分解能の
高い多数の画像を得ることができると評価できる。Therefore, in consideration of this point, the order of changing the amount of phase encoding can be set as shown in FIG. FIG. 4 shows an MR imaging method according to another embodiment. In terms of each time phase of the first R wave, the phase encoding amount is #
1, # 33, # 65, # 97, # 17, # 49, # 8
Two cycles are performed in which the phase encoding amount changes from 1 to # 113, and the phase encoding amount changes from the minus side to the plus side through near DC. Therefore, the first time phase, the second time phase,
Third time phase, ... Intermediate 1'time phase, 2'time phase, 3 '
For the time phases, ..., the phase encoding amount near DC appears twice without being relatively separated in time, and the first 'time phase, the second' time phase, the third 'time phase ,. Each image of is less affected by the movement of organs. For the first time phase, the second time phase, the third time phase, ... The phase encoding amounts near DC are temporally different from those in the case of FIG. 1, so some deterioration of the image cannot be avoided. But,
The image quality of the first 'time phase, the second' time phase, the third 'time phase, etc. is the same, and it can be evaluated that a large number of images with uniform image quality and high time resolution can be obtained as a whole. ..
【００１８】なお、上記の各実施例ではいずれも、第１
時相、第２時相、第３時相、…の各々の時相のちょうど
中間に位置する第１’時相、第２’時相、第３’時相、
…の画像を再構成したが、補間画像のためのデータとし
て、４個だけずれたデータセットを取り出すのではなく
て任意個数だけずれたデータセットを取り出せば、第１
時相、第２時相、第３時相、…の各々の時相の間でそれ
ぞれ時相がずれた最高７枚の補間画像を得ることができ
る。すなわち、第１時相の２番目のデータから第２時相
の１番目までのデータ、第２時相の２番目のデータから
第３時相の１番目までのデータ、というように１個だけ
ずれたデータセットを取り出せば、第１時相から時相間
隔の１／８だけずれた時相の画像を作成できる。第１時
相の３番目のデータから第２時相の２番目までのデー
タ、第２時相の３番目のデータから第３時相の２番目ま
でのデータ、というように２個だけずれたデータセット
を取り出せば、第１時相から時相間隔の２／８だけずれ
た時相の画像を作成できる。In each of the above embodiments, the first
The first 'time phase, the second' time phase, the third 'time phase, which are located exactly in the middle of the respective time phases of the time phase, the second time phase, the third time phase, ...
The image of ... Is reconstructed, but if the data set shifted by an arbitrary number is fetched as the data for the interpolated image instead of fetching the data set shifted by four, the first
It is possible to obtain up to seven interpolated images whose time phases are deviated between the respective time phases of the time phase, the second time phase, the third time phase, .... That is, the first data of the first time phase to the first data of the second time phase, the second data of the second time phase to the first data of the third time phase, and so on. By taking out the shifted data set, it is possible to create an image of the time phase which is deviated from the first time phase by 1/8 of the time phase interval. Only 3 data of the 1st time phase to the 2nd data of the 2nd time phase, 3rd data of the 2nd time phase to 2nd data of the 3rd time phase, and so on. By extracting the data set, it is possible to create an image of the time phase that is shifted from the first time phase by 2/8 of the time phase interval.
【００１９】[0019]
【発明の効果】以上説明したように、この発明のＭＲイ
メージング法によれば、１回のシネ撮像で収集した各時
相ごとのデータセットからその各時相の間に位置するデ
ータセットを取り出して画像を再構成することにより、
全体の検査時間を延長させずに、各時相の間に位置する
画像を補間することができて、時間分解能を向上させる
ことができる。As described above, according to the MR imaging method of the present invention, the data set for each time phase is extracted from the data set for each time phase collected by one cine imaging. By reconstructing the image,
Images located between each time phase can be interpolated without extending the entire inspection time, and the time resolution can be improved.
【図１】この発明の一実施例にかかるＭＲイメージング
法を説明するためのタイムチャート。FIG. 1 is a time chart for explaining an MR imaging method according to an embodiment of the present invention.
【図２】フィールドエコー法のパルスシーケンスを示す
タイムチャート。FIG. 2 is a time chart showing a pulse sequence of the field echo method.
【図３】生データ配列及びその取得順序を説明するため
の図。FIG. 3 is a diagram for explaining a raw data array and its acquisition order.
【図４】他の実施例にかかるＭＲイメージング法を説明
するためのタイムチャート。FIG. 4 is a time chart for explaining an MR imaging method according to another embodiment.
ＲＦ 高周波励起パルス Ｇｚ Ｚ方向傾斜磁場 Ｇｙ Ｙ方向傾斜磁場 Ｇｘ Ｘ方向傾斜磁場 Ｐ 生データ配列 RF high-frequency excitation pulse Gz Z-direction gradient magnetic field Gy Y-direction gradient magnetic field Gx X-direction gradient magnetic field P Raw data array
Claims (1)
ンスを位相エンコード量を変えながら繰り返してデータ
収集することを、その位相エンコード量の組み合わせセ
ットごとに連続して反復し、各位相エンコード量セット
で得たデータセットを用いてそれぞれ１つの画像を再構
成するとともに、隣接する２位相エンコード量セットご
とに、その両方からその中間に位置する、上記位相エン
コード量の組み合わせの１セット分に相当するデータを
取り出してこれら各データセットによりそれぞれ１つの
画像を再構成することを特徴とするＭＲイメージング
法。1. A high-speed field echo sequence of short TR is repeatedly acquired for each phase encoding amount combination by repeatedly collecting data while changing the phase encoding amount, and obtained in each phase encoding amount set. Each image is reconstructed using the data set, and data corresponding to one set of the above-mentioned combination of the phase encoding amounts, which is located in the middle of both adjacent two phase encoding amount sets, is extracted. An MR imaging method characterized by reconstructing one image from each of these data sets.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4046195A JPH05207989A (en) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Mr imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4046195A JPH05207989A (en) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Mr imaging method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05207989A true JPH05207989A (en) | 1993-08-20 |
Family
ID=12740292
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4046195A Pending JPH05207989A (en) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Mr imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05207989A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0647023A (en) * | 1992-04-28 | 1994-02-22 | Picker Internatl Inc | Magnetic resonance klein image pickup |
| JP2000060820A (en) * | 1998-08-14 | 2000-02-29 | General Electric Co <Ge> | Three-dimensional mr imaging method |
-
1992
- 1992-01-31 JP JP4046195A patent/JPH05207989A/en active Pending
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| JP4547053B2 (en) * | 1998-08-14 | 2010-09-22 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | Signal processing method and three-dimensional MR imaging system for three-dimensional MR imaging |
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