JP2002369809A - 磁気共鳴映像装置及び磁気共鳴映像方法 - Google Patents
磁気共鳴映像装置及び磁気共鳴映像方法Info
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Abstract
ずれに基づく画質劣化を防止し、高画質の映像を得るこ
とのできるMRIを提供することを目的とする。 【構成】 スライス勾配磁場と読み出し勾配磁場とを選
択して印加する第1の勾配磁場印加手段と(5、6)、
この手段により得られる磁気共鳴信号に基づいて補正値
を算出する手段と(14)、スライス勾配磁場、読み出
し勾配磁場及び位相エンコード磁場とを選択して印加す
る第2の勾配磁場印加手段と(5、6)、算出する手段
により得られた補正値に基づいて第2の勾配磁場印加手
段により得られた磁気共鳴信号を補正する補正手段(1
4)とから構成される。
Description
するものであり、特に、被検体内の特定原子核の空間的
分布を高速に映像化する磁気共鳴映像装置に関する。
トを持つ核スピンの集団が一様な静磁場中におかれたと
きに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギ−
を共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び
物理的な微視的情報を映像化するものである。この磁気
共鳴映像法では、被検体内の存在する特定原子核の空間
的分布のフーリエデータを磁気共鳴信号として得ること
ができる。
像化が一般的であるが、水分子が他のプロトンを含む分
子よりも圧倒的に多いため、大部分が水分子の映像とな
る。しかし、これまでの生体のNMR分析やMRスペク
トロスコピーにおける研究結果から、異なる化学シフト
を持つ物質に関する情報が生体の機序解明や疾病診断に
有用であり、空間分布と併せて化学シフト情報を得る映
像法が種々提案されている。
ならせた2つのパルスシーケンスによって、2種の化学
シフト核種に関する空間分布を分離して得る方法が提案
されている(Radiology,153,189,1
984)。しかしながら、この方法では、静磁場の不均
一性の影響を受け易く、生体で良好な化学シフトの分離
映像を得ることは難しいという問題があった。
核種を帯域的に区別し、かつπ/2の位相差をもって励
起するようにパルス幅、帯域及び位相が制御された複合
高周波磁場パルスを印加し、それぞれの核種の映像を実
数部及び虚数部に分離して得る方法が知られている(特
開昭63−84545号公報)。しかしながら、この方
法では、断面の選択に180°選択パルスを使用するた
め、断面の選択特性(スライス特性)が良くないという
問題があった。
映像化する方法として、従来より良く知られているマル
チスライス法や、高周波磁場に複合パルスを利用して多
断面を同時に励起し、かつその際に各断面の核スピンの
位相差を前述の複合高周波磁場パルスにより可変して位
相エンコード方向に多断面の映像を同時に得る方法(特
開平4−20618号公報)が提案されている。しかし
ながら、これらの方法はいずれも、多断面を高速に映像
化したり、同一時間内により多くの断面を映像化するに
は制約が大きいという問題があった。
する際に、励起パルスの特性や受信信号処理時の検波に
おける参照波と信号の位相差等のシステム誤差に起因す
る位相誤差があると、画質が劣化してしまう。そこで、
このような位相誤差を補正するため、位相エンコード量
がゼロの時の位相値から位相誤差の補正を行う方法(特
開平4−49419号公報)が提案されている。
像化する方法として知られているRARE法によるを基
本とする高速スピンエコー法やエコープラナ−法、超高
速フーリエ法、分割スキャン法等、一回の核スピンの励
起中に複数のエコー信号を収集する方法では、前記位相
誤差やシステムやパルスシーケンスの誤差に起因するデ
ータ収集時のサンプリング誤差等があると著しく画質が
劣化する。これらの高速化方法では、1度に発生させる
エコー信号毎に前記位相誤差やシステムやパルスシーケ
ンスの誤差に起因するデータ収集時のサンプリング誤差
が異なるため、上述の位相誤差の補正方法では、十分な
画質改善が期待できなかった。そこで、あらかじめ所定
のパルスシーケンスで位相エンコード勾配磁場を印加し
ないパルスシーケンスを実行することで得られるエコー
信号列から前記位相誤差値とサンプリングポイントのず
れを検出して補正する方法(特開昭64−86958号
公報等)が知られている。しかしながら、これらの補正
法では、各エコー信号のピークポイントを各データの代
表点とみなして補正を行っているため、各エコー信号内
での位相誤差あるいは各エコー信号間での位相変動につ
いては補正することができなかった。事実、このような
各サンプリング毎の微小な位相誤差は画質劣化の重要な
原因の1つであることが知られている。
高周波磁場の送信部及び受信部のディジタル化等により
高周波磁場や受信信号の振幅、周波数、位相の精度や制
御能力の向上に伴い、振幅、周波数、位相、情報を有効
に利用することが可能になってきた。
磁気共鳴映像装置の一回の核スピンの励起中に複数のエ
コー信号を収集する高速撮影法においては、各エコー信
号内での位相誤差あるいは各エコー信号間での位相変動
に起因する画質劣化が問題となっていた。
る上記問題点を解決すべく、高速に高画質の映像を得る
ことができる磁気共鳴映像装置を提供することを目的と
する。
るために、本発明は、一様な静磁場中におかれた被検体
に高周波磁場及び所定の勾配磁場を所定のパルスシ−ケ
ンスに従って繰り返し印加し、1回の核スピン励起中に
複数の磁気共鳴信号を収集して、画像を再構成する磁気
共鳴映像装置において、 前記所定の勾配磁場のうち、
スライス勾配磁場と読み出し勾配磁場とを選択して印加
する第1の勾配磁場印加手段と、この手段により得られ
る磁気共鳴信号に基づいて補正値を算出する手段と、前
記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場、読み出し
勾配磁場及び位相エンコード磁場とを選択して印加する
第2の勾配磁場印加手段と、前記算出する手段により得
られた補正値に基づいて前記第2の勾配磁場印加手段に
より得られた磁気共鳴信号を補正する補正手段とからな
ることを特徴とするものである。
数のエコー信号を収集する高速撮影法において各エコー
信号内での位相誤差や各エコー信号間での位相変動に起
因する画質劣化を抑制することができ、高速に高画質の
映像を得ることができる。
診断装置の構成を示す図である。同図において、静磁場
磁石1、磁場均一性調整コイル3及び勾配磁場生成コイ
ル5はそれぞれ励磁用電源2、磁場均一性調整コイル用
電源4及び勾配磁場生成コイル用電源6にて駆動され
る。これらにより被検体7には一様な静磁場とそれと同
一方向で互いに直交する3方向に線形傾斜磁場分布を持
つ勾配磁場が印加される。送信部10から高周波信号が
プロ−ブ9に送られ、被検体7に高周波磁場が印加され
る。ここでプロ−ブ9は送受信両用でも、あるいは送受
信別々に設けてもよい。プロ−ブ9で受信された磁気共
鳴信号は受信部11で直交位相検波された後デ−タ収集
部13に転送されA/D変換後、電子計算機14に送ら
れる。以上、励磁用電源2、磁場均一性調整コイル用電
源4、勾配磁場生成コイル用電源6、送信部10、受信
部11、デ−タ収集部13はすべてシステムコントロ−
ラ12によって制御されている。システムコントロ−ラ
12及び電子計算機14はコンソ−ル15により制御さ
れており、電子計算機14ではデ−タ収集部13から送
られた磁気共鳴信号に基づいて画像再構成処理を行い、
画像デ−タを得る。得られた画像は画像ディスプレイ1
6に表示される。本発明における被検体7内のスライス
面内の画像デ−タを収集するためのパルスシ−ケンス
は、システムコントロ−ラ12によって制御される。
集する信号の位相情報を精度良く発生及び検出するため
に送信部10及び受信部11をディジタル化することが
望ましい。
ケンスについて説明する。図2は、本実施例における2
断面同時画像化のパルスシーケンスを示す図である。同
図において、RFは高周波磁場、Gs,Gr,Geはそ
れぞれスライス、読み出し(リード)、位相エンコード
の各方向の勾配磁場、Sig(Re),Sig(Im)
は、直交位相検波後のエコー信号である。また、H1
x,H1yは高周波磁場の印加する方向(位相)を示
す。
て同時に2つの断面を互いの断面の核スピンがπ/2の
位相差をもって励起されるようなパルス幅、帯域及び位
相が制御された複合パルスを利用する。図3(a)に示
すように、スライス勾配磁場を被検体に印加したときに
はスライス方向に沿って磁気共鳴周波数が僅かに異な
る。ここで、本実施例で用いる高周波磁場パルスは、異
なる2つの断面を同時に励起するために、中心周波数が
f1で所定の帯域を持つ成分と中心周波数がf2で所定
の帯域を持つ成分で構成される複合高周波磁場パルスで
ある。このとき、前記f1とf2の位相差がπ/2とな
るようにする。スライス勾配磁場Gsが印加されている
状態で、上述の複合高周波磁場パルスを印加すると、図
3(a)に示す断面Aと断面Bの核スピンが同時に励起
される。このとき、複合高周波磁場パルスの位相がf1
とf2の周波数成分の位相がπ/2だけ異なっているた
めに断面Aと断面Bの核スピンの励起される方向が回転
座標上でπ/2だけずれる。例えば、参照周波数に対し
てf1の位相を0(H1x)とし、f2の位相をπ/2
(H1y)とすると、断面Aの核スピンは回転座標系で
y’方向に励起され、断面Bの核スピンは回転座標系で
X’方向に励起される。
ー法と同様に読み出し勾配磁場Gr、位相エンコード勾
配磁場Ge、高周波磁場RFを図2に示すような所定の
順序で印加してデータを収集する。このとき、図2に示
したように、スピンエコー法で使用する180゜高周波
磁場パルスも前述したような複合パルスを用いる。
検波した後、複素フーリエ変換して画像を再構成する。
このとき、複合高周波磁場パルスによって励起された2
断面の画像が、図3(b)に示すように実数部及び虚数
部に分離して同時に画像化される。画像再構成の際、プ
ローブ9、送信部10、受信部11等において高周波磁
場や信号に位相誤差を生じる場合には、画像再構成の際
に補正処理をすることもできる。
ルスシーケンスを示す図である。これは、本発明をグラ
ジェントエコー法のパルスシーケンスに適用した例で、
励起パルスにフリップ角α°の複合高周波磁場パルスを
使用する。
スに適用することにより、従来と同一時間で2倍の断面
を撮像することができ、あるいは同じ断面数であれば半
分の撮像時間で多断面の画像を得ることができる。
乃至図8に従って説明する。図5は、本発明の第3の実
施例におけるパルスシーケンスを示す図である。本実施
例においては、まず、図5に示すように、所望の領域を
選択的に励起する90°選択励起パルス及びスライス勾
配磁場を印加した後、被検体内の2種類の化学シフト核
種のスピンを同時に、かつ、同位相で回転するようにパ
ルス幅及び帯域が制御された180°高周波磁場パルス
を順次印加するとともに、読みだし勾配磁場Gr、位相
エンコード勾配磁場Geを所定の順序で印加してデータ
を収集する。この時収集される信号は、図6に示すよう
に、異なる2つの化学シフト核種のスピンM1,M2
(例えば、プロトンにおける水と脂肪)が同位相とな
り、この信号から再構成される第1の画像は、前記2つ
の化学シフト核種の画像が同符号で重なり合ったものと
なる。次に、図7に示すように、所望の領域を選択的に
励起する90°選択励起パルスと、被検体内の2種類の
化学シフト核種のスピンを帯域的に区別し、かつ、πの
位相差をもって同時に回転するようにパルス幅、帯域及
び位相が制御された180°高周波磁場パルスを順次印
加するとともに、読み出し勾配磁場Gr、位相エンコー
ド勾配磁場Geを所定の順序で印加してデータを収集す
る。このとき収集される信号は、図8に示すように、異
なる2つの化学シフト核種のスピンM1,M2の位相は
逆位相となり、この信号から再構成される第2の画像
は、前記2つの化学シフト核種の画像が互いに異なる符
号で重なり合ったものとなる。これらの第1と第2の画
像の加算画像及び減算画像から前記異なる2つの化学シ
フト核種の画像を分離して得ることができる。
4の実施例においては、まず、図9に示すように所望の
領域を選択的に励起する90°選択励起パルス及びスラ
イス勾配磁場を印加した後、被検体内の2種類の化学シ
フト核種のスピンM1,M2(例えば、プロトンにおけ
る水と脂肪)を帯域的に区別し、かつ、π/2の位相差
をもって同時に回転するようにパルス幅、帯域及び位相
が制御された180°高周波磁場パルスを順次印加する
とともに、読み出し勾配磁場Gr、位相エンコード勾配
磁場Geを所定の順序で印加してデータを収集する。こ
のとき収集される信号は、図10に示すように、異なる
2つの化学シフト核種のスピンM1,M2の位相がπ/
2異なり、この信号から再構成される画像は、前記2つ
の化学シフト核種をそれぞれ実数部と虚数部に分離して
得ることができる。
と同様に静磁場の不均一性による位相分散の影響がない
状態で信号の収集が可能であり、化学シフト核種の分離
精度の高い画像を得ることができる。
囲で種々変形して実施することが可能である。例えば、
本発明はエコープラナー法等種々の映像化法に適用する
ことが可能であり、高速の多断面映像化や高速の水脂肪
分離映像化等を行うことができる。 [第2発明]第2発明に係る磁気共鳴診断装置の構成
は、第1発明の図1で示したものと同じである。
スシーケンスを示す図である。図2(a)は、典型的な
エコープラナー法のパルスシーケンスである。SIGN
ALはその際に観測されるエコー信号を示す。同図にお
いて、第1発明と同じものには、同じ符号又は略号を用
いた。
キャン)を実行(STEP6)して画像を得る場合に、
このシーケンス以外に、図1(b)に示す位相エンコ−
ド勾配磁場の印加しないパルスシーケンス(プリスキャ
ン)を実行してデータを収集する(STEP1)。この
プリスキャンデータの収集には、予め定められたファン
トム又は被検体自体を利用する。
タの処理の手順を図12及び図13に示す。以下、図1
2及び図13に従って説明する。まずはじめに、プリス
キャンデータの各エコー信号毎にピーク位置とそのピー
ク位置での位相値を算出する(STEP2)。このピー
ク位置データからエコー信号の中心に信号のピーク位置
がくるように各エコー信号のデータの再配列及び補間処
理を行う。更にその位相値を用いてエコー信号のピーク
位置で位相がゼロになるように、エコー信号の各データ
に対して位相補正処理を行う(STEP3)。次に、上
記プリスキャン補正データを各エコー信号毎に読み出し
勾配磁場方向に1次元フーリエ変換する(STEP
4)。このプリスキャンフーリエデータから各データ点
毎に位相値を算出し、位相補正マップを算出する(ST
EP5)。
像化パルスシーケンスで得られたデータを、STEP2
で算出したプリスキャンデータの各エコー信号毎にピー
ク位置とそのピーク位置での位相値を用いて、各エコー
信号のデータの再配列及び補間処理と位相補正処理を行
う(STEP7)。次に、上記スキャン補正データを各
エコー信号毎に読み出し勾配磁場方向に1次元フーリエ
変換する(STEP8)。さらに、このスキャンフーリ
エデータを、各データ点毎にSTEP5で算出した位相
補正マップを用いて位相補正する(STEP9)。
データの位相エンコード勾配磁場方向に関して、読み出
し周波数のゼロ成分ラインの信号のピーク位置とそのピ
ーク位置での位相値を算出する(STEP10)。そし
て、その算出したピーク位置と位相値から各読み出し周
波数ライン毎にデータの再配列及び補間処理と位相補正
処理を行う(STEP11)。最後に、上記スキャン補
正データを各読み出し周波数ライン毎に位相エンコード
勾配磁場方向に1次元フーリエ変換して(STEP1
2)、画像を再構成する。
囲で種々変形して実施することが可能である。例えば、
本発明は図11(a)に示す高速スピンエコー法、同図
(b)及び(c)に示す分割スキャン法をはじめ、これ
らの撮像法を応用した3次元映像化法等、一回の核スピ
ンの励起中に複数のエコー信号を収集する撮影法に種々
適用可能である。このとき、プリスキャンデータは、所
定の画像を得るためのスキャンと同じデータ量でも良い
し、それより少ないデータでも適時補間等の処理と組み
合わせて適用することが可能である。
中に複数のエコー信号を収集する高速撮影法において各
エコー信号内での位相誤差や各エコー信号間での位相変
動に起因する画質劣化を抑制し高速に高画質の映像を得
ることができるため、疾病の診断に有用な画像情報を迅
速かつ正確に得ることが可能な磁気共鳴映像装置を提供
することができる。
成を示す図。
像化のパルスシーケンスを示す図。
像化のパルスシーケンスを示す図。
種分離画像化の第1のパルスシーケンスを示す図。
化を示す図。
種分離画像化の第2のパルスシーケンスを示す図。
化を示す図。
分離画像化のパルスシーケンスを示す図。
変化を示す図。
ケンスを示す図。
及びプリスキャンパルスシーケンスを示す図。
示す図。
スを示す図。
Claims (3)
- 【請求項1】 一様な静磁場中におかれた被検体に高周
波磁場及び所定の勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに
従って繰り返し印加し、1回の核スピン励起中に複数の
磁気共鳴信号を収集して、画像を再構成する磁気共鳴映
像装置において、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場と読み出
し勾配磁場とを選択して印加する第1の勾配磁場印加手
段と、 この手段により得られる磁気共鳴信号に基づいて補正値
を算出する手段と、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場、読み出
し勾配磁場及び位相エンコード磁場とを選択して印加す
る第2の勾配磁場印加手段と、 前記算出する手段により得られた補正値に基づいて前記
第2の勾配磁場印加手段により得られた磁気共鳴信号を
補正する補正手段とからなることを特徴とする磁気共鳴
映像装置。 - 【請求項2】 磁気共鳴映像装置により行われる磁気共
鳴映像方法であって、一様な静磁場中におかれた被検体
に高周波磁場及び所定の勾配磁場を所定のパルスシ−ケ
ンスに従って繰り返し印加し、1回の核スピン励起中に
複数の磁気共鳴信号を収集して、画像を再構成する磁気
共鳴映像方法において、 前記磁気共鳴映像装置によって、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場と読み出
し勾配磁場とを選択して印加する第1の勾配磁場を印加
した後、これにより得られる第1の磁気共鳴信号を収集
し、この第1の磁気共鳴信号に基づいて補正値を算出す
る過程と、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場、読み出
し勾配磁場及び位相エンコード磁場とを選択して印加し
た後、これにより得られる第2の磁気共鳴信号を収集す
る過程と、 前記算出された補正値に基づいて前記第2の磁気共鳴信
号を補正する過程と、によりデータ収集を行うことを特
徴とする磁気共鳴映像方法。 - 【請求項3】 前記補正値の算出は、所定のファントム
又は被検体からの磁気共鳴信号に基づくことを特徴とす
る請求項1の磁気共鳴映像装置又は請求項2の磁気共鳴
映像方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2002136483A JP3585899B2 (ja) | 2002-05-13 | 2002-05-13 | 磁気共鳴映像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
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---|---|---|---|
JP05440593A Division JP3402647B2 (ja) | 1993-03-15 | 1993-03-15 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
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JP2002369809A true JP2002369809A (ja) | 2002-12-24 |
JP3585899B2 JP3585899B2 (ja) | 2004-11-04 |
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ID=19194472
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2002136483A Expired - Lifetime JP3585899B2 (ja) | 2002-05-13 | 2002-05-13 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
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Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2001025463A (ja) * | 1999-06-03 | 2001-01-30 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴イメージング・システムのための高速スピン・エコーの位相補正法 |
JP2013526361A (ja) * | 2010-05-21 | 2013-06-24 | コミサリア ア レネルジィ アトミーク エ オ ゼネ ルジイ アルテアナティーフ | 複合rfパルスを用いたスライス選択型のmriのbl‐不均一性を補正するための方法および装置 |
WO2017007279A1 (ko) * | 2015-07-09 | 2017-01-12 | 성균관대학교산학협력단 | 자기 공명 영상 장치 및 방법 |
KR20180089711A (ko) * | 2017-02-01 | 2018-08-09 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 신호 획득 방법 및 장치 |
-
2002
- 2002-05-13 JP JP2002136483A patent/JP3585899B2/ja not_active Expired - Lifetime
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KR20180089711A (ko) * | 2017-02-01 | 2018-08-09 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 신호 획득 방법 및 장치 |
KR101951000B1 (ko) | 2017-02-01 | 2019-02-21 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 신호 획득 방법 및 장치 |
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