JP2703545B2 - 磁気共鳴システムのｓ／ｎ比改善装置 - Google Patents
磁気共鳴システムのｓ／ｎ比改善装置Info
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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、磁気共鳴イメージング（MRI;magnetic res
onance imaging）システムや磁気共鳴分光分析（MRS;ma
gnetic resonance spectroscopy）システムなどの磁気
共鳴（MR）システムに関する。更に詳しくは、本発明
は、このようなシステムにおいて、特にエコー手順を用
いてデータ取得をする際に、信号対雑音比（S/N比;SN
R）の改善に関する。 （従来の技術） 磁気共鳴システムにおいて得られる信号であって利用
可能なものは極めて小さい。このような信号は、強い静
磁場により整列（alignment）された原子核がラジオ周
波数（RF）で回転する磁場パルスによって摂動を受ける
際に、該システムから導かれるものであるが、RFパルス
の終了後は、そのような摂動を受けた核磁化は共鳴周波
数において歳差運動し、摂動を受ける前に配向に戻ろう
とする。このような回帰過程の際に、歳差運動している
核磁化は信号（小さなもの）を発し、それが検出され、
分光分析やイメージングのために使用されることにな
る。イメージングを目的とする場合は、信号源（画像処
理の対象物における上記の歳差運動と回帰を伴う摂動を
受けた核の位置）の特定のため傾斜磁場も使用される。 このように信号強度は本来的に微小であるため、S/N
比の改善が重要となっている。このため該分野の研究者
は、受信する信号のS/N比を改善する方法及び手段を絶
えず模索してきた。 イメージング目的のためデータを取得する方法のうち
一般的なものの１つは、エコー（echos）の利用による
ものである。一例として「スピンエコー（Spin Ech
o）」シーケンスとして知られる走査シーケンスがあ
る。そのような走査シーケンスにおいては、選択傾斜磁
場パルスの印加と同時に、最初に90゜RFパルスを対象物
に印加する。90゜RFパルスは、対象物中の整列した核を
90゜だけ摂動し、強静磁場の軸（Ｚ）方向と直交する平
面（例えばXY平面）に核を移動させる。（X,Y,ZはMRシ
ステムを定義するため通常使用される所謂「回転」直交
座標である。）所定時間の経過後、既に摂動を受けた核
に同一平面（XY平面）において更に180゜の摂動を与え
ることを目的として、別の第二のRFパルスを印加する。 このような180゜RFパルスは、摂動を受けた核の平面
移動を反転させる。最初にXY平面へ摂動を受けた際に核
は実質的にすべて整列されるが、しかし、核はXY平面に
おいて拡散または分散し、異なる速度や異なる方向（即
ち静磁場の不均一による時計回りと反時計回り）で回転
しようとする。 いずれの速度であっても、核のあるものは核の他のも
のよりも速く回転し、XY平面における当初摂動を受けた
位置から遠く移動する。180゜RFパルスが印加される
と、核はXY平面において180゜の方向に移動し、その結
果核のすべてのものが再整列（realignment）に向かっ
て移動しようとする。XY平面において当初整列した位置
から最も遠く離れた核が最も速く移動している核である
ため、その核が再び実質的にすべて再整列することは明
らかである。事実上、再整列は90゜RFパルスと180゜RF
パルスとの印加の時間差に等しい時間で起こる。再整列
は「エコー」として知られる比較的強い信号を生じさせ
る。 複数の180゜パルスを印加することにより、多重エコ
ー（multiple echo）信号が得られる。引き続いて順次
発生するシーケンシャルの各々の信号は、直前のエコー
信号よりも僅かに小さく、その大きさの差によって減衰
時間または緩和時間T2を良好に評価することができる。 他にも、当業者に周知のエコー信号発生方法があり、
そのようなエコー信号を使用することにより対象物の画
像を提供することができる。前述のような磁気的傾斜を
使用し、次のラーモア（Larmor）の式に基づいて、エコ
ー信号源の位置を特定するものである。 ｆ＝γB0/2π （式中、ｆは受信される信号の周波数、γは磁気回転
比、B0は該エコーが受信される位置における磁場の大き
さ、πは定数の3.1416である。） エコー信号は、すべて自由誘導減衰（FID）信号であ
るように、非常に小さい。このため、S/N比を改善する
手段はいかなるものでも価値がある。 S/N比を改善する手段としては合成法（synthesizatio
n）が提案されてきた。例えば1986年５〜６月にMedical
Physics Journal,Vol 13,pp.285−292においてJames
R.MacFallらにより発表された“An Analysis of Noise
Propagation in computed T2,Pseudodensity and Synth
etic Spin−echo Images"には、幾多の状況の下で、あ
るエコー時間にて合成される信号は、直接的に得られる
信号のものよりも優れたS/N比を有することができると
いう事実が言及されている。上記論文に記載されるよう
に、スピンエコー信号の合成（synthesization）は、次
のようなモデルを仮定するものである。 Si＝PD×exp（−TEi/T2） （式中、Siは１組のスピンエコー信号、ｉは１からｎま
での数、PDは核密度とT1（縦緩和時間またはスピン−格
子緩和時間）に関連するすべての項目を考慮に入れた擬
似密度（Pseudo−density）、TEiは組Siを得るのに使用
されるエコー時間の組、T2は横緩和時間である） 上記論文のような合成は、基本的には、相異なるエコ
ー時間におけるSi値を二、三程度、測定した後にT2値と
複数のPD値とを得るものであり、ある曲線の測定値（２
個以上）に当てはめ（curve−fitting）、擬似密度PDや
横緩和時間T2の別の値を提供することによって行うもの
である。即ち、マトリックスにおいて選択した点を実際
の測定により合成を通じて得るものであり、未知のパラ
メータの数よりも多くの測定を行う必要がある。それゆ
え、測定された点を補外／補間して、実際の測定が行わ
れなかったTE値における仮想画像（Virtual image）を
取得するために、最小二乗近似（least square fittin
g）などの方法を用いることができる。 （発明が解決しようとする課題） 上記の論文について留意される点は、画像合成法は、
一定の場合には仮想画像のS/N比を改善するものではあ
るが、本当に正確な時間T2を与えるものではないという
ことである。つまり、画像合成法は比較的にノイズのな
い画像を与えるが、本当に正しい画像を与えるものでは
ない。 このような画像が正しくない理由は、特に、合成法に
より得られるT2は実際のスライス面（slice profile）
を考慮に入れないからである。従って、合成された画像
は、特に実際の測定スライス面と理想的なスライス面と
の差異に起因する誤差を含む。 従って、本発明の目的の一つは、広くは、磁気共鳴エ
コー手順を用いて得られた横緩和時間T2の値に基づき補
正を行うことである。 本発明の別の目的は、画像合成手段に伴って時間T2を
補正する装置を利用することにより、改善したS/N比と
共に真のT2値を有する画像を取得し、それにより例えば
当初に取得された画像の組を、忠実度（fidelity）の向
上した新たな画像の組（即ち理想的な画像の組に近いも
の）に置き換えることである。 （問題点を解決するための手段） 本発明の広い局面に従い、磁気共鳴（MR）システムに
おいてS/N比を改善する装置が提供される。即ち前記の
装置は、 画像合成手段を有すると共に、 （ａ）少なくとも３個の順次発生するシーケンシャルエ
コー信号の強度値を測定する手段と、 （ｂ）実際の測定スライス面と理想的なスライス面との
間の差について補正する補正率（correcting factor）
を用いて、上記測定された強度値の各々を除算すること
により、補正測定強度値を得る補正手段と、 （ｃ）この補正測定強度値を用いてS/N比特性の改善し
たより完全な補正強度値の組を得る手段と、 （ｄ）前記より完全な補正強度値の組を使用して画像を
得る手段と、 を有する。 本発明の別の広い局面に従い、磁気共鳴（MR）パルス
シーケンスによって得られた横緩和時間T2を補正する装
置が提供される。即ち前記の装置は、 エコー信号を発生する走査シーケンスを使用する手段
と、 複数のエコーの振幅を測定する手段と、 その測定エコー振幅値の各々を補正率CFi（エコーの
番号ｉの関数である）で割って補正エコー振幅値を得る
手段と、 その補正エコー振幅値から真の横緩和時間T2を決定す
る手段とを有する。 本発明は、更にｎ個のエコーをもった多重エコーの取
得を行うことと、スライスの厚さＨを有する少なくとも
１のスライス（このスライスはMRシステムの任意の軸に
垂直であることが望ましいが、一般性を欠くことなく、
以下の説明はスライスが特にＺ軸に垂直である一例につ
いて行う。）からデータを取得することと、画像におけ
る各ピクセルの位置についてピクセル強度値の組Ii（ｉ
＝1,2,…n;エコーの番号）を形成することと、前記測定
振幅値から合成により新たな振幅値を得ることとを有す
る。 本発明の装置は、更にピクセル強度を補正して、以下
のような補正ピクセル強度の組Piを得ることを有する。 Pi＝Ii/CFi （式中、ｉはｉ＝1,2,…n;好ましい実施態様ではｎ＝
８） ｉ番目のエコーにおけるピクセル当たりの補正率は次
の式により与えられる。 式中、θ（Ｚ）は核が90゜または180゜RFパルスによ
り摂動を受ける角度であって、cos θ90,180（Ｚ）＝MZ
（Ｚ）90,180であり、MZ（Ｚ）90,180は、スライス面に
直交する磁化ベクトルについて、即ち次のブロッホの
方程式をＺ方向に沿って、数学的に解くことによって得
られた磁化ベクトルであるＺ（Ｚ）90,180のＺ成分で
ある。 Δ＝×（Ｚ）×γ×Δｔ （ここで、初期条件（ｔ＝０）は（Ｘ）＝０、
（Ｙ）＝０及び（Ｚ）＝１であり、Ｂ（Ｚ）90,180は
夫々90゜、180゜RFパルスの印加の間に前記ピクセルを
含むヴォクセルのＺ平面において核に作用する有効磁場
である） Ｂ（Ｚ）は「従来の技術」において言及した回転直交
座標系に関して表現したものである。（また、例えば
“the Principles of Nuclear Magnetization",A.Abrag
am著,Oxford U.Press社,1961年も参照。） 本発明の上述目的及びその他の目的ならびに特徴は、
添附図面を参照しつつ、以下の実施例についての説明を
読むことにより更に明らかとなろう。 （実施例） 第１図においてブロック11は、改善されたS/N比を有
する真の画像を得るために特に有用なMRIデータ取得処
理システムを示す。ブロック12はMRIデータ取得システ
ムを構成するMRIデータ測定装置である。好ましい実施
態様において、このようなデータは、傾斜磁場（gradie
nt）コイル及びラジオ波（RF）送信／受信コイルと連係
した、比較的に均一な強い磁場を生じさせるための超電
導磁石を用いて取得される。MRIデータ取得システム12
は中央処理ユニット（CPU）13の制御下にあり、CPU13は
使用者による入力14が可能となっている。入力14はイン
ターフェースユニット（I/O）16を通じてCPU13に接続さ
れ、CPU13はデータ処理システムとも接続され、これを
制御する。 符号17で示される受信した信号Siは、分光分析または
イメージングを目的として磁気共鳴システムに一般的に
使用されるFID信号またはエコー信号である。S/N比の改
善を目的とする本発明の磁気共鳴システムを使用するに
あたっては、エコー信号を発生させる走査シーケンスに
特に注意を払わなければならない。信号Siの“i"はエコ
ーの番号を示し、1,2…ｎである。受信した信号Siは除
算ユニット18に接続され、除算ユニット18において、ユ
ニット19が与える補正率CFiで除算される。この装置
は、本発明の範囲内で、マルチスライスイメージング或
いは高速走査イメージングなどのより高度な走査手順と
組み合わせて使用することができる。 除算ユニット18の出力は、符号21で示される補正信号
（補正測定強度値）SCiである。補正信号SCiは、その強
度値のデータ点（複数）を特定の一本の曲線へ最良に当
てはめること（ベストフィット;best fit）を行うベス
トフィットコンピュータ22により処理されて、Piで示さ
れるベストフィット画像データを与える。ここでPiは、
補正手順及びベストフィット手順を経た後の信号の強度
値である。 ユニット22からの出力には、値Piと共に、横緩和時間
の値T2及び値Aiが含まれ、ここでAiは、磁化、縦緩和時
間T1及び横緩和時間T2などの内在的なパラメータからな
る複合値である。 入力ユニット14からI/Oユニット16を通じて入力され
るものは、繰返し数（repetition rate）TRやエコー信
号TEiなどの外在的な値である。換言すると、入力14で
の入力制御によって操作者は繰返し数TRやエコー時間TE
iを制御する。実際に実施するにあたっては、Pi＝Ai ex
p（−TEi/Td）であり、ここでTdは、完全に均一な環境
下ではモノエクスポネンシャル（monoexponential）な
緩和時間T2である。 ベストフィットコンピュータ22は、先ず値Aiと値T2を
求め、これらの値から既知のエコー時間TEiを用いて、P
iの値を算出する。値Piは、画像プロセッサのマトリッ
クスに位置付けられ、これにより画像が形成される。 ブロック23で図示されるベストフィットコンピュータ
22の出力は、とりわけ、画像プロセッサ24への入力とな
り、プロセッサ24によりディスプレイユニット26に画像
が表示される。従来、合成された画像は比較的に雑音の
ない状態であったが、これは真の画像値を与えていなか
ったため、実際には診断者や医者に重用されていなかっ
た。 ブロック17で図示されるオリジナルな受信信号Siは、
周知のように、スライス面の形状等に起因する誤差のた
め、本当に正確なものではない。理論的には、スライス
面は矩形でなければならないが、実施するにあたっては
矩形とは異なるのが実情である。これを補正するため
に、本願では、ユニット19から得た補正率CFiを除数と
して、受信信号Siを被除数として除算を行うものであ
る。 このような必要性を有する補正率を得るためにはいく
つかの手順があるが、いったん補正率が得られ、ユニッ
ト19の出力として利用可能になると、その後の演算は上
述のように進行する。 第２図は、ブロック19の補正率CFiの特定の導出手順
の詳細を示す。 この図において乗算ユニット27にはγ,B
（Ｚ）90,180，Δｔの３つが入力される。このうち、γ
はイメージングされる元素の磁気回転比であり、Ｂ
（Ｚ）90,180は夫々90゜RFパルス,180゜RFパルスの印加
の間に、ピクセル値を生成するヴォクセル（voxel）の
Ｚ平面における核の有効磁場である。△ｔの値は、第一
段階では時間“t1"から時間“t0"を減算し、第二段階で
は時間“t2"から時間“t1"を減算し、以下同様の減算を
行うことによって得られる。これらの時間差の値は減算
ユニット28から得られる。ある実施態様においては、10
マイクロ秒を時間差として使用することもできる。 乗算ユニット27からの出力値γ×△ｔ×Ｂ（Ｚ）
90,180は、乗算ユニット29において、先ず当初の磁化ベ
クトル成分０と、次いで1,2,3,…ｎと次々に
乗算される。これらの磁化ベクトルは時間差△ｔと関連
する。乗算ユニット29の出力は△であり、これが除算
ユニット32に被除数として入力される一方、除数として
乗算ユニット27からの出力γ×△ｔ×Ｂ（Ｚ）90,180が
除数として除算ユニット32に入力される。 なお、乗算ユニット29の出力値△Ｍは加算ユニット30
においてM0,M1,…Mnの値に加算されて値M1,M2,…Mnを夫
々与え、これらの値が、当初の入力値M0を使用した後の
ユニット29及び30への入力として次々に使用される。 除算ユニット32の出力はcosθ90,180（Ｚ）である。
ブロック33で示されるように、値cosθ90,180（Ｚ）の
アークコサイン（arc cosine）を求めることによって、
角度θの値が決定される。このθの値はブロック34に示
すように２で除算され、次いでブロック36においてsin
（θ/2）の値が算出され、このsin（θ/2）の値はブロ
ック37に示すように２乗されて、sin2（θ/2）の値を与
える。なお、この処理は90゜パルス,180゜パルスの両方
について行われる。この出力値sin2（θ/2）は更に“i"
乗され、ブロック36にはこの乗算が示されている（ここ
でｉはエコー数である）。 ブロック38の出力値［sin2（θ/2）］ｉは次いで乗算
ユニット39においてdzと乗算される。乗算ユニット39
は、sin θについての別の入力（図ではブロック41）を
有しており、ブロック41の出力はユニット39に接続され
ている。ユニット39からの出力は積分ブロック42におい
て積分され、このブロック42の出力は除算ユニット43に
被除数として接続されている。 除算ユニット43での除数は、ブロック44で示すように
sin2（θ/2）とsin θとdzとを乗算し、その出力値を次
いでブロック46で示すように積分することによって得ら
れる。除算ユニット43から得られる出力が、補正率CFi
である。 補正率CFiは様々な目的に使用可能であるが、ここで
説明したのは補正率CFiを使用して補正した測定信号強
度を用いて画像合成（image synthesization）を改善す
ることである。このように改善した合成手順により、比
較的にノイズのない画像であるのみならず、真の画像強
度値をもつ画像が得られる。 以上では補正率CFiを算出し利用するためのハードウ
ェアについてのみ説明したが、かかる目的のためにはソ
フトウェアや、ハードウェアとソフトウェアとの組合せ
も使用できることが理解されるべきである。ある実施態
様ではソフトウェアが使用されるし、また本発明の範囲
内において補正率を見出す他の装置もある。例えば、既
知のT2値及びAi値を用いると共に、ファントム（phanto
m）を利用して経験的に補正率CFiを導出することもでき
る。 （発明の効果） S/N比の改善は、第３図のグラフにおいてS/N比に対す
るエコー遅延時間TEとして示される。未補正強度値を用
いた出力のS/N比は曲線51で補正強度値を用いた出力のS
/N比は曲線52で示されている。時間TEはエコー数に比例
する。第３図に示されるように、第１エコーでさえも
「従来」のS/N比と比較して補正によりS/N比が大きく改
善されている。そしてエコー数の増加に伴い、補正S/N
比と未補正S/N比との差は劇的になる。 かくして本発明は、理想的なスライス面と実際のスラ
イス面との間の差などによって生ずる誤差を補正する手
段を提供する。この差は特に見かけの緩和時間T2に影響
を及ぼす。このスライス面の差は、磁場の不均一性や、
複雑なアルゴリズムや、理想的な入力RF信号と実際の入
力RF信号との差によって生ずる。現在、正方形の出力ス
ライス面を得る方法は事実上知られていない。実際に、
多くの科学者は正方形の出力スライス面は得られないも
のと考えていた。 本発明に従う装置では、補正率を用いて補正した受信
信号が、画像合成法と共にオリジナル画像の処理・合成
に使用される結果、改善したS/N比を有する画像が得ら
れるばかりでなく、スライシング過程に起因するバイア
ス（bias）か或いは誤差のない画像が得られる。 以上で特定の実施態様と関連して本発明を説明した
が、説明した実施態様は例として用いたものであって、
本発明の範囲を限定するものではないことが理解される
べきである。
onance imaging）システムや磁気共鳴分光分析（MRS;ma
gnetic resonance spectroscopy）システムなどの磁気
共鳴（MR）システムに関する。更に詳しくは、本発明
は、このようなシステムにおいて、特にエコー手順を用
いてデータ取得をする際に、信号対雑音比（S/N比;SN
R）の改善に関する。 （従来の技術） 磁気共鳴システムにおいて得られる信号であって利用
可能なものは極めて小さい。このような信号は、強い静
磁場により整列（alignment）された原子核がラジオ周
波数（RF）で回転する磁場パルスによって摂動を受ける
際に、該システムから導かれるものであるが、RFパルス
の終了後は、そのような摂動を受けた核磁化は共鳴周波
数において歳差運動し、摂動を受ける前に配向に戻ろう
とする。このような回帰過程の際に、歳差運動している
核磁化は信号（小さなもの）を発し、それが検出され、
分光分析やイメージングのために使用されることにな
る。イメージングを目的とする場合は、信号源（画像処
理の対象物における上記の歳差運動と回帰を伴う摂動を
受けた核の位置）の特定のため傾斜磁場も使用される。 このように信号強度は本来的に微小であるため、S/N
比の改善が重要となっている。このため該分野の研究者
は、受信する信号のS/N比を改善する方法及び手段を絶
えず模索してきた。 イメージング目的のためデータを取得する方法のうち
一般的なものの１つは、エコー（echos）の利用による
ものである。一例として「スピンエコー（Spin Ech
o）」シーケンスとして知られる走査シーケンスがあ
る。そのような走査シーケンスにおいては、選択傾斜磁
場パルスの印加と同時に、最初に90゜RFパルスを対象物
に印加する。90゜RFパルスは、対象物中の整列した核を
90゜だけ摂動し、強静磁場の軸（Ｚ）方向と直交する平
面（例えばXY平面）に核を移動させる。（X,Y,ZはMRシ
ステムを定義するため通常使用される所謂「回転」直交
座標である。）所定時間の経過後、既に摂動を受けた核
に同一平面（XY平面）において更に180゜の摂動を与え
ることを目的として、別の第二のRFパルスを印加する。 このような180゜RFパルスは、摂動を受けた核の平面
移動を反転させる。最初にXY平面へ摂動を受けた際に核
は実質的にすべて整列されるが、しかし、核はXY平面に
おいて拡散または分散し、異なる速度や異なる方向（即
ち静磁場の不均一による時計回りと反時計回り）で回転
しようとする。 いずれの速度であっても、核のあるものは核の他のも
のよりも速く回転し、XY平面における当初摂動を受けた
位置から遠く移動する。180゜RFパルスが印加される
と、核はXY平面において180゜の方向に移動し、その結
果核のすべてのものが再整列（realignment）に向かっ
て移動しようとする。XY平面において当初整列した位置
から最も遠く離れた核が最も速く移動している核である
ため、その核が再び実質的にすべて再整列することは明
らかである。事実上、再整列は90゜RFパルスと180゜RF
パルスとの印加の時間差に等しい時間で起こる。再整列
は「エコー」として知られる比較的強い信号を生じさせ
る。 複数の180゜パルスを印加することにより、多重エコ
ー（multiple echo）信号が得られる。引き続いて順次
発生するシーケンシャルの各々の信号は、直前のエコー
信号よりも僅かに小さく、その大きさの差によって減衰
時間または緩和時間T2を良好に評価することができる。 他にも、当業者に周知のエコー信号発生方法があり、
そのようなエコー信号を使用することにより対象物の画
像を提供することができる。前述のような磁気的傾斜を
使用し、次のラーモア（Larmor）の式に基づいて、エコ
ー信号源の位置を特定するものである。 ｆ＝γB0/2π （式中、ｆは受信される信号の周波数、γは磁気回転
比、B0は該エコーが受信される位置における磁場の大き
さ、πは定数の3.1416である。） エコー信号は、すべて自由誘導減衰（FID）信号であ
るように、非常に小さい。このため、S/N比を改善する
手段はいかなるものでも価値がある。 S/N比を改善する手段としては合成法（synthesizatio
n）が提案されてきた。例えば1986年５〜６月にMedical
Physics Journal,Vol 13,pp.285−292においてJames
R.MacFallらにより発表された“An Analysis of Noise
Propagation in computed T2,Pseudodensity and Synth
etic Spin−echo Images"には、幾多の状況の下で、あ
るエコー時間にて合成される信号は、直接的に得られる
信号のものよりも優れたS/N比を有することができると
いう事実が言及されている。上記論文に記載されるよう
に、スピンエコー信号の合成（synthesization）は、次
のようなモデルを仮定するものである。 Si＝PD×exp（−TEi/T2） （式中、Siは１組のスピンエコー信号、ｉは１からｎま
での数、PDは核密度とT1（縦緩和時間またはスピン−格
子緩和時間）に関連するすべての項目を考慮に入れた擬
似密度（Pseudo−density）、TEiは組Siを得るのに使用
されるエコー時間の組、T2は横緩和時間である） 上記論文のような合成は、基本的には、相異なるエコ
ー時間におけるSi値を二、三程度、測定した後にT2値と
複数のPD値とを得るものであり、ある曲線の測定値（２
個以上）に当てはめ（curve−fitting）、擬似密度PDや
横緩和時間T2の別の値を提供することによって行うもの
である。即ち、マトリックスにおいて選択した点を実際
の測定により合成を通じて得るものであり、未知のパラ
メータの数よりも多くの測定を行う必要がある。それゆ
え、測定された点を補外／補間して、実際の測定が行わ
れなかったTE値における仮想画像（Virtual image）を
取得するために、最小二乗近似（least square fittin
g）などの方法を用いることができる。 （発明が解決しようとする課題） 上記の論文について留意される点は、画像合成法は、
一定の場合には仮想画像のS/N比を改善するものではあ
るが、本当に正確な時間T2を与えるものではないという
ことである。つまり、画像合成法は比較的にノイズのな
い画像を与えるが、本当に正しい画像を与えるものでは
ない。 このような画像が正しくない理由は、特に、合成法に
より得られるT2は実際のスライス面（slice profile）
を考慮に入れないからである。従って、合成された画像
は、特に実際の測定スライス面と理想的なスライス面と
の差異に起因する誤差を含む。 従って、本発明の目的の一つは、広くは、磁気共鳴エ
コー手順を用いて得られた横緩和時間T2の値に基づき補
正を行うことである。 本発明の別の目的は、画像合成手段に伴って時間T2を
補正する装置を利用することにより、改善したS/N比と
共に真のT2値を有する画像を取得し、それにより例えば
当初に取得された画像の組を、忠実度（fidelity）の向
上した新たな画像の組（即ち理想的な画像の組に近いも
の）に置き換えることである。 （問題点を解決するための手段） 本発明の広い局面に従い、磁気共鳴（MR）システムに
おいてS/N比を改善する装置が提供される。即ち前記の
装置は、 画像合成手段を有すると共に、 （ａ）少なくとも３個の順次発生するシーケンシャルエ
コー信号の強度値を測定する手段と、 （ｂ）実際の測定スライス面と理想的なスライス面との
間の差について補正する補正率（correcting factor）
を用いて、上記測定された強度値の各々を除算すること
により、補正測定強度値を得る補正手段と、 （ｃ）この補正測定強度値を用いてS/N比特性の改善し
たより完全な補正強度値の組を得る手段と、 （ｄ）前記より完全な補正強度値の組を使用して画像を
得る手段と、 を有する。 本発明の別の広い局面に従い、磁気共鳴（MR）パルス
シーケンスによって得られた横緩和時間T2を補正する装
置が提供される。即ち前記の装置は、 エコー信号を発生する走査シーケンスを使用する手段
と、 複数のエコーの振幅を測定する手段と、 その測定エコー振幅値の各々を補正率CFi（エコーの
番号ｉの関数である）で割って補正エコー振幅値を得る
手段と、 その補正エコー振幅値から真の横緩和時間T2を決定す
る手段とを有する。 本発明は、更にｎ個のエコーをもった多重エコーの取
得を行うことと、スライスの厚さＨを有する少なくとも
１のスライス（このスライスはMRシステムの任意の軸に
垂直であることが望ましいが、一般性を欠くことなく、
以下の説明はスライスが特にＺ軸に垂直である一例につ
いて行う。）からデータを取得することと、画像におけ
る各ピクセルの位置についてピクセル強度値の組Ii（ｉ
＝1,2,…n;エコーの番号）を形成することと、前記測定
振幅値から合成により新たな振幅値を得ることとを有す
る。 本発明の装置は、更にピクセル強度を補正して、以下
のような補正ピクセル強度の組Piを得ることを有する。 Pi＝Ii/CFi （式中、ｉはｉ＝1,2,…n;好ましい実施態様ではｎ＝
８） ｉ番目のエコーにおけるピクセル当たりの補正率は次
の式により与えられる。 式中、θ（Ｚ）は核が90゜または180゜RFパルスによ
り摂動を受ける角度であって、cos θ90,180（Ｚ）＝MZ
（Ｚ）90,180であり、MZ（Ｚ）90,180は、スライス面に
直交する磁化ベクトルについて、即ち次のブロッホの
方程式をＺ方向に沿って、数学的に解くことによって得
られた磁化ベクトルであるＺ（Ｚ）90,180のＺ成分で
ある。 Δ＝×（Ｚ）×γ×Δｔ （ここで、初期条件（ｔ＝０）は（Ｘ）＝０、
（Ｙ）＝０及び（Ｚ）＝１であり、Ｂ（Ｚ）90,180は
夫々90゜、180゜RFパルスの印加の間に前記ピクセルを
含むヴォクセルのＺ平面において核に作用する有効磁場
である） Ｂ（Ｚ）は「従来の技術」において言及した回転直交
座標系に関して表現したものである。（また、例えば
“the Principles of Nuclear Magnetization",A.Abrag
am著,Oxford U.Press社,1961年も参照。） 本発明の上述目的及びその他の目的ならびに特徴は、
添附図面を参照しつつ、以下の実施例についての説明を
読むことにより更に明らかとなろう。 （実施例） 第１図においてブロック11は、改善されたS/N比を有
する真の画像を得るために特に有用なMRIデータ取得処
理システムを示す。ブロック12はMRIデータ取得システ
ムを構成するMRIデータ測定装置である。好ましい実施
態様において、このようなデータは、傾斜磁場（gradie
nt）コイル及びラジオ波（RF）送信／受信コイルと連係
した、比較的に均一な強い磁場を生じさせるための超電
導磁石を用いて取得される。MRIデータ取得システム12
は中央処理ユニット（CPU）13の制御下にあり、CPU13は
使用者による入力14が可能となっている。入力14はイン
ターフェースユニット（I/O）16を通じてCPU13に接続さ
れ、CPU13はデータ処理システムとも接続され、これを
制御する。 符号17で示される受信した信号Siは、分光分析または
イメージングを目的として磁気共鳴システムに一般的に
使用されるFID信号またはエコー信号である。S/N比の改
善を目的とする本発明の磁気共鳴システムを使用するに
あたっては、エコー信号を発生させる走査シーケンスに
特に注意を払わなければならない。信号Siの“i"はエコ
ーの番号を示し、1,2…ｎである。受信した信号Siは除
算ユニット18に接続され、除算ユニット18において、ユ
ニット19が与える補正率CFiで除算される。この装置
は、本発明の範囲内で、マルチスライスイメージング或
いは高速走査イメージングなどのより高度な走査手順と
組み合わせて使用することができる。 除算ユニット18の出力は、符号21で示される補正信号
（補正測定強度値）SCiである。補正信号SCiは、その強
度値のデータ点（複数）を特定の一本の曲線へ最良に当
てはめること（ベストフィット;best fit）を行うベス
トフィットコンピュータ22により処理されて、Piで示さ
れるベストフィット画像データを与える。ここでPiは、
補正手順及びベストフィット手順を経た後の信号の強度
値である。 ユニット22からの出力には、値Piと共に、横緩和時間
の値T2及び値Aiが含まれ、ここでAiは、磁化、縦緩和時
間T1及び横緩和時間T2などの内在的なパラメータからな
る複合値である。 入力ユニット14からI/Oユニット16を通じて入力され
るものは、繰返し数（repetition rate）TRやエコー信
号TEiなどの外在的な値である。換言すると、入力14で
の入力制御によって操作者は繰返し数TRやエコー時間TE
iを制御する。実際に実施するにあたっては、Pi＝Ai ex
p（−TEi/Td）であり、ここでTdは、完全に均一な環境
下ではモノエクスポネンシャル（monoexponential）な
緩和時間T2である。 ベストフィットコンピュータ22は、先ず値Aiと値T2を
求め、これらの値から既知のエコー時間TEiを用いて、P
iの値を算出する。値Piは、画像プロセッサのマトリッ
クスに位置付けられ、これにより画像が形成される。 ブロック23で図示されるベストフィットコンピュータ
22の出力は、とりわけ、画像プロセッサ24への入力とな
り、プロセッサ24によりディスプレイユニット26に画像
が表示される。従来、合成された画像は比較的に雑音の
ない状態であったが、これは真の画像値を与えていなか
ったため、実際には診断者や医者に重用されていなかっ
た。 ブロック17で図示されるオリジナルな受信信号Siは、
周知のように、スライス面の形状等に起因する誤差のた
め、本当に正確なものではない。理論的には、スライス
面は矩形でなければならないが、実施するにあたっては
矩形とは異なるのが実情である。これを補正するため
に、本願では、ユニット19から得た補正率CFiを除数と
して、受信信号Siを被除数として除算を行うものであ
る。 このような必要性を有する補正率を得るためにはいく
つかの手順があるが、いったん補正率が得られ、ユニッ
ト19の出力として利用可能になると、その後の演算は上
述のように進行する。 第２図は、ブロック19の補正率CFiの特定の導出手順
の詳細を示す。 この図において乗算ユニット27にはγ,B
（Ｚ）90,180，Δｔの３つが入力される。このうち、γ
はイメージングされる元素の磁気回転比であり、Ｂ
（Ｚ）90,180は夫々90゜RFパルス,180゜RFパルスの印加
の間に、ピクセル値を生成するヴォクセル（voxel）の
Ｚ平面における核の有効磁場である。△ｔの値は、第一
段階では時間“t1"から時間“t0"を減算し、第二段階で
は時間“t2"から時間“t1"を減算し、以下同様の減算を
行うことによって得られる。これらの時間差の値は減算
ユニット28から得られる。ある実施態様においては、10
マイクロ秒を時間差として使用することもできる。 乗算ユニット27からの出力値γ×△ｔ×Ｂ（Ｚ）
90,180は、乗算ユニット29において、先ず当初の磁化ベ
クトル成分０と、次いで1,2,3,…ｎと次々に
乗算される。これらの磁化ベクトルは時間差△ｔと関連
する。乗算ユニット29の出力は△であり、これが除算
ユニット32に被除数として入力される一方、除数として
乗算ユニット27からの出力γ×△ｔ×Ｂ（Ｚ）90,180が
除数として除算ユニット32に入力される。 なお、乗算ユニット29の出力値△Ｍは加算ユニット30
においてM0,M1,…Mnの値に加算されて値M1,M2,…Mnを夫
々与え、これらの値が、当初の入力値M0を使用した後の
ユニット29及び30への入力として次々に使用される。 除算ユニット32の出力はcosθ90,180（Ｚ）である。
ブロック33で示されるように、値cosθ90,180（Ｚ）の
アークコサイン（arc cosine）を求めることによって、
角度θの値が決定される。このθの値はブロック34に示
すように２で除算され、次いでブロック36においてsin
（θ/2）の値が算出され、このsin（θ/2）の値はブロ
ック37に示すように２乗されて、sin2（θ/2）の値を与
える。なお、この処理は90゜パルス,180゜パルスの両方
について行われる。この出力値sin2（θ/2）は更に“i"
乗され、ブロック36にはこの乗算が示されている（ここ
でｉはエコー数である）。 ブロック38の出力値［sin2（θ/2）］ｉは次いで乗算
ユニット39においてdzと乗算される。乗算ユニット39
は、sin θについての別の入力（図ではブロック41）を
有しており、ブロック41の出力はユニット39に接続され
ている。ユニット39からの出力は積分ブロック42におい
て積分され、このブロック42の出力は除算ユニット43に
被除数として接続されている。 除算ユニット43での除数は、ブロック44で示すように
sin2（θ/2）とsin θとdzとを乗算し、その出力値を次
いでブロック46で示すように積分することによって得ら
れる。除算ユニット43から得られる出力が、補正率CFi
である。 補正率CFiは様々な目的に使用可能であるが、ここで
説明したのは補正率CFiを使用して補正した測定信号強
度を用いて画像合成（image synthesization）を改善す
ることである。このように改善した合成手順により、比
較的にノイズのない画像であるのみならず、真の画像強
度値をもつ画像が得られる。 以上では補正率CFiを算出し利用するためのハードウ
ェアについてのみ説明したが、かかる目的のためにはソ
フトウェアや、ハードウェアとソフトウェアとの組合せ
も使用できることが理解されるべきである。ある実施態
様ではソフトウェアが使用されるし、また本発明の範囲
内において補正率を見出す他の装置もある。例えば、既
知のT2値及びAi値を用いると共に、ファントム（phanto
m）を利用して経験的に補正率CFiを導出することもでき
る。 （発明の効果） S/N比の改善は、第３図のグラフにおいてS/N比に対す
るエコー遅延時間TEとして示される。未補正強度値を用
いた出力のS/N比は曲線51で補正強度値を用いた出力のS
/N比は曲線52で示されている。時間TEはエコー数に比例
する。第３図に示されるように、第１エコーでさえも
「従来」のS/N比と比較して補正によりS/N比が大きく改
善されている。そしてエコー数の増加に伴い、補正S/N
比と未補正S/N比との差は劇的になる。 かくして本発明は、理想的なスライス面と実際のスラ
イス面との間の差などによって生ずる誤差を補正する手
段を提供する。この差は特に見かけの緩和時間T2に影響
を及ぼす。このスライス面の差は、磁場の不均一性や、
複雑なアルゴリズムや、理想的な入力RF信号と実際の入
力RF信号との差によって生ずる。現在、正方形の出力ス
ライス面を得る方法は事実上知られていない。実際に、
多くの科学者は正方形の出力スライス面は得られないも
のと考えていた。 本発明に従う装置では、補正率を用いて補正した受信
信号が、画像合成法と共にオリジナル画像の処理・合成
に使用される結果、改善したS/N比を有する画像が得ら
れるばかりでなく、スライシング過程に起因するバイア
ス（bias）か或いは誤差のない画像が得られる。 以上で特定の実施態様と関連して本発明を説明した
が、説明した実施態様は例として用いたものであって、
本発明の範囲を限定するものではないことが理解される
べきである。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明を使用したMRIシステムを示すブロック
図、第２図は第１図の補正率のブロックの詳細を示すブ
ロック図、第３図は本発明の装置を使用することによっ
て達成されたS/N比の改善を示すグラフである。 12……強度値を測定する手段（MRIデータ測定装置） 18……補正手段（除算ユニット） 22……より完全な補正強度値の組を得る手段（ベストフ
ィットコンピュータ） 24,26……画像を得る手段（画像プロセッサ、ディスプ
レイユニット） CFi……補正率 SCi……補正測定強度値（補正信号） Pi,Ai……より完全な補正強度値の組
図、第２図は第１図の補正率のブロックの詳細を示すブ
ロック図、第３図は本発明の装置を使用することによっ
て達成されたS/N比の改善を示すグラフである。 12……強度値を測定する手段（MRIデータ測定装置） 18……補正手段（除算ユニット） 22……より完全な補正強度値の組を得る手段（ベストフ
ィットコンピュータ） 24,26……画像を得る手段（画像プロセッサ、ディスプ
レイユニット） CFi……補正率 SCi……補正測定強度値（補正信号） Pi,Ai……より完全な補正強度値の組
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 サウル ストーカー
イスラエル国 ハイファ 31004 ピー
オービー 550 アドヴァンスト テク
ノロジー センター （番地なし） エ
ルシント リミテッド内
(72)発明者 ユーバル ズール
イスラエル国 ハイファ 31004 ピー
オービー 550 アドヴァンスト テク
ノロジー センター （番地なし） エ
ルシント リミテッド内
(72)発明者 ノーム カプラン
イスラエル国 ハイファ 31004 ピー
オービー 550 アドヴァンスト テク
ノロジー センター （番地なし） エ
ルシント リミテッド内
(72)発明者 アミール バン
イスラエル国 ハイファ 31004 ピー
オービー 550 アドヴァンスト テク
ノロジー センター （番地なし） エ
ルシント リミテッド内
(56)参考文献 特開 昭61−168342（ＪＰ，Ａ)
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃ
ｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ.
３，Ｎｏ．３ （1986） Ｐ．397−417
Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，Ｖ
ｏｌ．13，Ｎｏ．３ （1986） Ｐ.
285−292
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．磁気共鳴システムにおけるS/N比を改善する装置に
おいて、 画像合成手段を有すると共に、 （ａ）少なくとも３個の順次発生するシーケンシャルエ
コー信号の強度値を測定する手段と、 （ｂ）実際の測定スライス面と理想的なスライス面との
間の差について補正する補正率を用いて、上記測定され
た強度値の各々を除算することにより、補正測定強度値
を得る補正手段と、 （ｃ）この補正測定強度値を用いてS/N比特性の改善し
たより完全な補正強度値の組を得る手段と、 （ｄ）前記より完全な補正強度値の組を使用して画像を
得る手段と、 を有することを特徴とするS/N比改善装置。 ２．前記補正測定強度値を用いてS/N比特性の改善した
より完全な補正強度値の組を得る手段が、望ましいモデ
ルに基づく特性曲線を補正測定強度値に当てはめる手段
を有する特許請求の範囲第１項記載のS/N比改善装置。 ３．前記望ましいモデルが下記の式により特徴付けられ
る曲線であることを特徴とする特許請求の範囲第２項記
載のS/N比改善装置。 Si＝PD×exp（−TEi/T2） （式中、Siはスピンエコー信号の組、ｉは１からｎまで
の数、PDは核密度及び縦緩和時間T1に関連するすべての
項目を考慮に入れた擬似密度、TEiはスピンエコー信号
の組Siを得るのに使用されるエコー時間の組、T2は横緩
和時間） ４．前記強度値を測定する手段が、 （ａ）好ましくはMSシステムのＺ軸に直交すると共に画
像のピクセルに対応する複数の単位領域に分割された少
なくとも１つのスライスからデータを取得する手段と、 （ｂ）画像のこれら複数の単位領域の各ピクセル位置に
ついてのピクセル強度値の組を求める手段と、 （ｃ）前記測定強度値から画像合成により前記強度値の
組を得る手段と、 を有する特許請求の範囲第１項記載のS/N比改善装置。 ５．前記補正測定強度値を得る補正手段が、補正ピクセ
ル強度値の組Pi＝Ii/CFi（式中、ｉ＝1,2,…ｎ、Iiは各
ピクセル位置についてのピクセル強度値の組、CFiは補
正率の組）を求める手段を有する特許請求の範囲第４項
記載のS/N比改善装置。 ６．前記補正率CFiが下記の式によって表わされること
を特徴とする特許請求の範囲第５項記載のS/N比改善装
置。 （式中、θ（Ｚ）は核が90゜または180゜RFパルスによ
り摂動を受ける角度であって、cos θ90,180（Ｚ）＝MZ
（Ｚ）90,180であり、MZ（Ｚ）90,180は、スライス面に
直交する磁化ベクトルについて、即ち次のブロッホの
方程式をＺ方向に沿って、数学的に解くことによって得
られた磁化ベクトルであるＺ（Ｚ）90,180のＺ成分で
ある。 Δ＝×（Ｚ）×γ×Δｔ （ここで、初期条件（ｔ＝０）は（Ｘ）＝０、
（Ｙ）＝０及び（Ｚ）＝１であり、Ｂ（Ｚ）90,180は
夫々90゜、180゜RFパルスの印加の間に前記ピクセルを
含むヴォクセルのＺ平面において核に作用する有効磁場
である）） ７．磁気共鳴システムにおけるS/N比を改善する装置に
おいて、 （ａ）対象物を強い静磁場中にさらす手段と、 （ｂ）ラーモア振動数で回転する90゜RFパルスを印加す
る手段と、 （ｃ）90゜RFパルスの印加の間に選択傾斜磁場パルスを
印加する手段、 90゜RFパルスの印加の後に位相エンコード傾斜磁場パル
スを印加する手段、及び 第２の選択傾斜磁場パルスの印加の間に180゜RFパルス
を印加する手段と、 （ｄ）読出し傾斜磁場パルスを印加する手段と、 （ｅ）180゜RFパルスの印加後の90゜RFパルスと180゜RF
パルスとの間の時間間隔τ１に等しい時間後に、読出し
傾斜磁場パルスを印加する間の時間τ２において第１の
エコー信号を受信する手段と、 （ｆ）第３の選択傾斜磁場パルスの印加の間に第２の18
0゜RFパルスを印加する手段、 第２の読出し傾斜磁場パルスを印加する間に第２のエコ
ー信号を受信する手段、及び 第４の選択傾斜磁場パルスの印加の間に第３の180゜RF
パルスを印加する手段と、 （ｇ）第３の読出し傾斜磁場パルスを印加する間に第３
のエコー信号を受信する手段と、 （ｈ）これらのエコー信号の強度値を測定する手段と、 （ｉ）この測定された強度値の各々を、実際の測定スラ
イス面と理想的なスライス面との間の差について補正す
る補正率で除算することにより、補正測定強度値を得る
手段、 この補正強度値を最良の特性曲線に当てはめ、その最良
の特性曲線に従って所望の位置における補正強度値の組
を得る手段、及び 上記補正強度値の組を使用する手段と、 を有することを特徴とするS/N比改善装置。 ８．前記補正強度値の組を、横緩和時間T2の補正値を得
るために使用する手段を設けた特許請求の範囲第７項記
載のS/N比改善装置。 ９．前記補正強度値の組を、補正画像を得るために使用
する手段を設けた特許請求の範囲第７項記載のS/N比改
善装置。 １０．前記補正率を求める手段が、 （ａ）エコー信号を発する原子核に基づく磁気回転比γ
に、90゜及び180゜RFパルスの印加の間にピクセルを含
むヴォクセルのＺ平面において該核に作用する有効磁場
Ｂ（Ｚ）を乗算して、第１積γ×Ｂ（Ｚ）を求める手
段、 上記第１積にΔｔ（Δｔは最初はt1−t0である）を乗算
して、第２積γ×Ｂ（Ｚ）×Δｔを求める手段、及び 上記第２積と最初の磁化ベクトル成分０及びそれに続
くベクトル成分1,2,…ｎとのベクトル積を求める
手段と、 （ｂ）上記ベクトル積を上記第２積で除算して、cos θ
90,180（Ｚ）を求める手段と、 （ｃ）上記cos θ90,180（Ｚ）の値から90゜及び180゜
パルスに対応して夫々得られるθの値を求める手段と、 （ｄ）上記θの値を２で除算する手段、及び sin（θ/2）の値を求める手段と、 （ｅ）上記sin（θ/2）の値を２乗する手段、及び、 この２乗した値をｉ乗する手段と、 （ｆ）この２乗しｉ乗した値にsinθとdzとを掛けて第
３積を求める手段と、 （ｇ）上記第３積を−∞から＋∞まで積分して第１積分
値を求める手段と、 （ｈ）この第１積分値を積［sin2（θ180/2）］×sinθ
90（Ｚ）×dzの積分値で除算する手段と、 を有する特許請求の範囲第９項記載のS/N比改善装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| IL80727A IL80727A (en) | 1986-11-21 | 1986-11-21 | Noise reduction in magnetic resonance images |
| IL80727 | 1986-11-21 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63220856A JPS63220856A (ja) | 1988-09-14 |
| JP2703545B2 true JP2703545B2 (ja) | 1998-01-26 |
Family
ID=11057313
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62294997A Expired - Lifetime JP2703545B2 (ja) | 1986-11-21 | 1987-11-21 | 磁気共鳴システムのｓ／ｎ比改善装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4825161A (ja) |
| EP (1) | EP0269371B1 (ja) |
| JP (1) | JP2703545B2 (ja) |
| DE (1) | DE3751771T2 (ja) |
| IL (1) | IL80727A (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US5185573A (en) * | 1991-04-16 | 1993-02-09 | Hewlett-Packard Company | Method for focusing of magnetic resonance images |
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| JP3510542B2 (ja) * | 1999-10-22 | 2004-03-29 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 位相分布測定方法および装置、位相補正方法および装置、並びに、磁気共鳴撮像装置 |
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|---|---|---|---|---|
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| US4579121A (en) * | 1983-02-18 | 1986-04-01 | Albert Macovski | High speed NMR imaging system |
| US4532474A (en) * | 1983-09-09 | 1985-07-30 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging using pulse sequences combining selective excitation and driven free precession |
| US4591789A (en) * | 1983-12-23 | 1986-05-27 | General Electric Company | Method for correcting image distortion due to gradient nonuniformity |
| JPS61168342A (ja) * | 1985-01-21 | 1986-07-30 | 横河電機株式会社 | Ｎｍｒ断層撮像装置のア−テイフアクト防止方法 |
| US4651096A (en) * | 1985-02-19 | 1987-03-17 | Resonex | Imaging method for nuclear magnetic resonance utilizing balanced gradient fields |
-
1986
- 1986-11-21 IL IL80727A patent/IL80727A/xx unknown
-
1987
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- 1987-11-19 DE DE3751771T patent/DE3751771T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1987-11-19 EP EP87310227A patent/EP0269371B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-11-21 JP JP62294997A patent/JP2703545B2/ja not_active Expired - Lifetime
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．３，Ｎｏ．３ （１９８６） Ｐ．３９７−４１７ |
| Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，Ｖｏｌ．１３，Ｎｏ．３ （１９８６） Ｐ．２８５−２９２ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| IL80727A (en) | 1990-06-10 |
| DE3751771D1 (de) | 1996-05-15 |
| DE3751771T2 (de) | 1996-10-31 |
| IL80727A0 (en) | 1987-02-27 |
| EP0269371B1 (en) | 1996-04-10 |
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