JPH05207989A - Ｍｒイメージング法 - Google Patents
Ｍｒイメージング法Info
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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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- Japan
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- time
- data
- phase
- time phase
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- Pending
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 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。 【構成】 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し、各位相エンコード量セットに対
応したデータセットにより画像再構成するとともに、隣
接する２セット分のデータから１セット分のデータを取
り出し画像再構成する。
時間分解能を向上させる。 【構成】 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し、各位相エンコード量セットに対
応したデータセットにより画像再構成するとともに、隣
接する２セット分のデータから１セット分のデータを取
り出し画像再構成する。
Description
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
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。
【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。
法を説明するためのタイムチャート。
【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。
タイムチャート。
【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。
の図。
【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。
するためのタイムチャート。
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
Claims (1)
- 【請求項１】 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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4046195A JPH05207989A (ja) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Ｍｒイメージング法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4046195A JPH05207989A (ja) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Ｍｒイメージング法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05207989A true JPH05207989A (ja) | 1993-08-20 |
Family
ID=12740292
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4046195A Pending JPH05207989A (ja) | 1992-01-31 | 1992-01-31 | Ｍｒイメージング法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05207989A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0647023A (ja) * | 1992-04-28 | 1994-02-22 | Picker Internatl Inc | 磁気共鳴クライン撮像 |
| JP2000060820A (ja) * | 1998-08-14 | 2000-02-29 | General Electric Co <Ge> | ３次元ｍｒイメ―ジング方法 |
-
1992
- 1992-01-31 JP JP4046195A patent/JPH05207989A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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